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HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein die diagnostische Bildgebung und speziell ein System und ein Verfahren zur Basismaterialzerlegung mit einem gesteigerten Abstand mittlerer Energien zwischen Projektionen niedriger und hoher Röhrenspitzenspannung kVp.
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Medizinische Bildgebungsvorrichtungen umfassen Röntgensysteme, Magnetresonanz-Systeme (MR-Systeme), Ultraschallsysteme, Computertomographie-Systeme (CT-Systeme), Positronenemissionstomographie-Systeme (PET-Systeme), Ultraschallsysteme, nuklearmedizinische Systeme und andere Arten von Bildgebungssystemen. In CT-Bildgebungssystemen emittiert gewöhnlich eine Röntgenstrahlenquelle einen fächerförmigen Strahl in Richtung eines Subjekts oder eines Objekts, beispielsweise eines Patienten oder eines Gepäckstücks. Nachstehend sollen die Begriffe ”Subjekt” und ”Objekt” beliebige Objekte beinhalten, die sich abbilden lassen. Der Strahl trifft, nachdem er durch das Objekt abgeschwächt wurde, auf einen Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der an dem Detektorarray empfangenen abgeschwächten Strahlung hängt gewöhnlich von der Abschwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein gesondertes elektrisches Signal, das den geschwächten Strahl kennzeichnet, der durch das jeweilige Detektorelement empfangen wurde. Die elektrischen Signale werden zur Analyse an ein Datenverarbeitungssystem übertragen, das schließlich ein Bild erzeugt.
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Allgemein werden die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorarray an der Gantryöffnung in einer Bildgebungsebene und um das Objekt herum gedreht. Röntgenstrahlenquellen enthalten gewöhnlich Röntgenröhren, die den Röntgenstrahl an einem Brennpunkt abstrahlen. Röntgendetektoren enthalten gewöhnlich einen Kollimator, um an dem Detektor aufgenommene Röntgenstrahlen zu kollimieren, einen Szintillator, der dazu dient, Röntgenstrahlen benachbart zu dem Kollimator in Lichtenergie umzuwandeln, und Photodioden, um die Lichtenergie von dem benachbarten Szintillator aufzunehmen und daraus elektrische Signale zu erzeugen.
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Typischerweise wandelt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlen in Lichtenergie um. Jeder Szintillator gibt Lichtenergie an eine dazu benachbarte Photodiode ab. Jede Photodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Photodioden werden anschließend an das Datenverarbeitungssystem übermittelt, um eine Bildrekonstruktion durchzuführen. Solche typischen Systeme weisen jedoch nicht die Fähigkeit auf, einen spektralen Energiegehalt von Röntgenstrahlen zu unterscheiden, wenn sie durch ein abgebildetes Objekt hindurchtreten.
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Allerdings wurden, wie in der Technik bekannt, duale oder mehrere Energien verwendende spektrale CT-Systeme entwickelt, die in der Lage sind, die Dichten unterschiedlicher Materialien in einem Objekt aufzudecken und Bilder zu erzeugen, die bei mehreren monochromatischen Röntgenstrahlenergiepegeln akquiriert wurden. In der Abwesenheit von Streuung durch das Objekt, leitet ein System das Verhalten bei einer anderen Energie auf der Grundlage eines Signals ab, das aus zwei Regionen von Photonenenergie in dem Spektrum stammt: dem energiearmen und dem hochenergetischen Abschnitt des einfallenden Röntgenstrahlspektrums. In einem vorgegebenen Energiebereich medizinischer CT beherrschen zwei physikalische Prozesse die Röntgenstrahlabschwächung: (1) die Comptonsche Streuung und (2) der photoelektrische Effekt. Die aus zwei Energiebereichen stammenden erfassten Signale liefern ausreichende Daten, um die Energieabhängigkeit des abzubildenden Materials und die relative Zusammensetzung eines aus zwei hypothetische Materialien bestehenden Objekts aufzulösen.
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Verschiedene Ansätze wurden entwickelt, um eine Dualenergie- oder Spektralbildgebung zu verwirklichen. Beispiele für diese Techniken, um einige zu nennen, sind: ein Dual-Röntgenstrahlenquellen-Detektor-System, eine Einzel-Röntgenstrahlquelle mit einem Energie unterscheidenden Detektor und eine Einzel-Röntgenstrahlquelle-Detektor-Kombination, die mehreren Akquisitionen bei unterschiedlicher kVp oder überlagert mit rascher kVp-Umschaltfähigkeit durchführt.
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In einem Dual-Röntgenstrahlenquellen-Detektor-System sind gewöhnlich zwei Röntgenstrahlenquellen vorgesehen, wobei gegenüberliegend einer jeden ein entsprechender Detektor positioniert ist, so dass von jeder Quelle Röntgenstrahlen mit einem anderen spektralen Energiegehalt abgestrahlt werden können. Folglich kann auf der Grundlage der bekannten Energiedifferenz der Quellen eine szintillierende oder Energie integrierende Vorrichtung ausreichen, um einen Energiegehalt und unterschiedliche Materialien in dem Objekt zu unterscheiden, das einer Bildgebung unterworfen wird.
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In einer Einzel-Röntgenstrahlquelle mit einem Energie unterscheidenden Detektor können auf Energie ansprechende Detektoren genutzt werden, so dass jedes Röntgenstrahlphoton, das den Detektor erreicht, zusammen mit seiner Photonenenergie aufgezeichnet wird. Solche Systeme können anstelle eines Szintillators ein Direktumwandlungs-Detektormaterial benutzen.
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In einer Einzel-Röntgenstrahlquelle-Detektor-Anordnung kann ein herkömmliches CT-System der dritten Generation, das den Spitzenwert und das Spektrum der Energie der einfallenden Photonen verändert, die die emittierten Röntgenstrahlen beinhalten, Projektionen sequentiell bei unterschiedlichen Spitzenspannungs-(kVp)-Pegeln akquirieren. Zwei Scanndurchgänge werden akquiriert – entweder (1) zeitlich aufeinanderfolgend unmittelbar hintereinander, wobei die Scanns zwei Umdrehungen um das Objekt erfordern, oder (2) überlagert als Funktion des Rotationswinkels, was nur eine einzige Umdrehung um das Objekt erfordert, wobei die Röhre beispielsweise bei 80 kVp und 140 kVp-Potentialen arbeitet.
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Wenn Dualenergiedaten unmittelbar hintereinander akquiriert werden, sind Bildgebungsdaten, die während nachfolgender Quellen-/Detektor-Gantryumdrehungen akquiriert wurden, aufgrund der Bewegung, die während jeder nachfolgenden Drehung auftritt, für Bewegungsartefakte anfällig. Im Gegensatz dazu wird im Falle von Überlagerung eine an die Röntgenstrahlquelle angelegte Eingangsspannung rasch zwischen dem niedrigen und dem hohen kVp-Potential geschaltet, was eine enge Korrelation zwischen den Bildgebungsdatensätzen ermöglicht. Da die Umschaltung an einer Einzel-Röntgenstrahlquelle sehr rasch erfolgt, besteht allerdings kaum Gelegenheit, die Filterung zwischen den beiden Abtastungen zu ändern. Daher ist zwischen den beiden Abtastungen eine spektrale (Energie-)Überlappung vorhanden, die naturgemäß die Größe des Energieabstandes zwischen diesen begrenzt. Wie in der Technik bekannt, ist es erwünscht, den Energieabstand zwischen dem Betrieb mit niedriger und hoher kVp zu steigern, um das Kontrast-Rausch-Verhältnis zu erhöhen. Es ist allerdings nicht möglich, einfach die niedrige kVp zu verringern oder die hohe kVp zu steigern, um den Energieabstand zwischen diesen zu vergrößern. Ein Verringern der niedrigen kVp kann ein beschränktes Signal-Rausch-Verhältnis aufweisen und sonstige Beschränkungen bei der Bildrekonstruktion bewirken. Eine Steigerung der hohen kVp kann Systeminstabilität und Spratzaktivität hervorrufen und zu anderen Beschränkungen in dem Betrieb des Systems führen.
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Daher wäre es erwünscht, ein System und Verfahren zur Steigerung des Energieabstandes in der Dualenergie-CT, zu haben.
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KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft ein System und ein Verfahren zur Erzielung eines gesteigerten Energieabstands in der Dualenergie-CT.
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Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung enthält ein Bildgebungssystem eine Röntgenstrahlenquelle, die ein Bündel von Röntgenstrahlen in Richtung auf ein abzubildendes Objekt emittiert, ein Detektor, der die durch das Objekt abgeschwächten Röntgenstrahlen aufnimmt, ein spektrales Notch-Filter (Kerbfilter), das zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem Objekt angeordnet ist, ein Datenakquisitionssystem (DAS), das mit dem Detektor betriebsmäßig verbunden ist, und ein Computer, der mit dem DAS betriebsmäßig verbunden ist und der programmiert ist, um einen ersten Bilddatensatz bei einer ersten kVp zu akquirieren, einen zweiten Bilddatensatz bei einer zweiten kVp zu akquirieren, die größer ist als die erste kVp, und anhand des ersten Bilddatensatzes und des zweiten Bilddatensatzes ein Bild des Objekts zu erzeugen.
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Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Dualenergie-CT-Bildgebung ein Auswählen eines niedrigen kVp-Potentials und eines hohen kVp-Potentials zur Dualenergie-Bildgebung, Auswählen eines k-Kanten-Filters basierend auf dem niedrigen kVp-Potential und dem hohen kVp-Potential und basierend auf einer k-Kante eines Materials in dem k-Kanten-Filter; Positionieren des k-Kanten-Filters zwischen einer Quelle und einem abzubildenden Objekt und Akquirieren von Bildgebungsdaten, wobei an die Quelle das erste kVp-Potential angelegt wird und wobei an die Quelle das zweite kVp-Potential angelegt wird.
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Gemäß noch einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Dualenergie-CT-Bildgebung ein Leiten von Röntgenstrahlen mit niedriger kVp durch ein k-Kanten-Notch-Filter, um ein erstes Röntgenstrahlspektrum zu erzeugen, Akquirieren eines ersten Satzes von Bildgebungsdaten eines Objekts mittels des ersten Röntgenstrahlspektrums, Leiten von Röntgenstrahlen mit hoher kVp durch das k-Kanten-Notch-Filter, um ein zweites Röntgenstrahlspektrum zu erzeugen, Akquirieren eines zweiten Satzes von Bildgebungsdaten des Objekts mittels des zweiten Röntgenstrahlspektrums und Erzeugen eines Bildes unter Verwendung des ersten Satzes von Bildgebungsdaten und des zweiten Satzes von Bildgebungsdaten.
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Vielfältige weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen offensichtlich.
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KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die Zeichnungen veranschaulichen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel, das gegenwärtig für eine Verwirklichung der Erfindung in Betracht gezogen wird.
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In den Zeichnungen:
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1 zeigt eine anschauliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems.
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2 zeigt ein Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten Systems.
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3 zeigt eine perspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines CT-System-Detektorarrays;
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4 zeigt eine perspektivische Ansicht eines Ausführungsbeispiels eines CT-Detektors.
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5 zeigt eine Darstellung von Energiespektren, die ein Niedrigenergiespektrum und ein Hochenergiespektrum beinhalten.
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6 zeigt eine Darstellung eines Formfilters (Bowtie-Filters) mit k-Kanten-Material gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
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7 zeigt eine Darstellung eines auf mehreren Materialien basierenden k-Kanten-Filters gemäß Ausführungsbeispielen der Erfindung.
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8 zeigt eine anschauliche Ansicht eines CT-Systems für den Einsatz in einem nicht invasiven Paket-/Gepäck-Kontrollsystem.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
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Bildgebungsvorrichtungen umfassen Röntgensysteme, Magnetresonanz-(MR)-Systeme, Ultraschallsysteme, Computertomographie-(CT)-Systeme, Positronenemissionstomographie-(PET)-Systeme, Ultraschallsysteme, nuklearmedizinische Systeme und andere Arten von Bildgebungssystemen. Anwendungen von Röntgenstrahlenquellen beinhalten Anwendungen auf den Gebieten der Bildgebung, Medizin, Sicherheit und industrieller Materialkontrolle. Dem Fachmann wird einleuchten, dass eine Implementierung in Verbindung mit Einzelschicht- oder sonstigen Multischichtkonfigurationen anwendbar ist. Darüber hinaus lässt sich eine Implementierung für die Detektion und Umwandlung von Röntgenstrahlen verwenden. Einem Fachmann ist jedoch auch klar, dass sich eine Implementierung für die Detektion und Umwandlung sonstiger elektromagnetische HF-Energien verwenden lässt. Eine Implementierung kann in Zusammenhang mit einem CT-Scanner der ”dritten Generation” und/oder sonstigen CT-Systemen verwendet werden.
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Die Betriebsumgebung der vorliegenden Erfindung wird anhand eines Vierundsechzig-Schicht-Computertomographie-(CT)-Systems beschrieben. Allerdings wird dem Fachmann verständlich sein, dass die Erfindung gleichermaßen für den Einsatz in Verbindung mit sonstigen Multischichtkonfigurationen anwendbar ist. Weiter wird die Erfindung mit Bezug auf die Detektion und Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Allerdings wird einem Fachmann auch klar, dass die Erfindung gleichermaßen für die Detektion und Umwandlung sonstiger hochfrequenter elektromagnetischer Energien anwendbar ist.
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Die Erfindung wird mit Bezug auf einen CT-Scanner der ”dritten Generation” beschrieben, kann jedoch gleichermaßen bei andern CT-Systemen genutzt werden.
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Unter Bezugnahme auf 1 ist ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem 10 als eine Gantry 12 enthaltend gezeigt, die einen CT-Scanner der ”dritten Generation” repräsentiert. Die Gantry 12 weist eine Röntgenstrahlenquelle 14 auf, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 durch einen Formfilter (Bowtie-Filter) 13 und in Richtung einer Detektoranordnung oder eines Kollimators 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Mit Bezugnahme auf 2 ist die Detektoranordnung 18 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 um, um diese anschließend zu verarbeiten. Jeder Detektor 20 erzeugt ein analoges elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und folglich den auf dem Weg durch den Patienten abgeschwächten Strahl 22 kennzeichnet. Während des Scannens zum Gewinnen von Röntgenstrahlprojektionsdaten rotieren die Gantry 12 und die daran befestigten Komponenten um einen Rotationsmittelpunkt 24.
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Die Rotation der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält eine Röntgenstrahlsteuerung 28, die Leistungs- und Zeittaktsignale an eine Röntgenstrahlenquelle 14 ausgibt, und eine Gantryantriebssteuerung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position der Gantry 12 steuert. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 nimmt die von dem DAS 32 ankommenden abgetasteten und digitalisierten Röntgenstrahldaten entgegen und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computer 36 als Eingabe zugeführt, der das Bild in einem Massenspeichergerät 38 speichert.
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Der Computer 36 nimmt außerdem Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40 entgegen, die eine beliebige Form einer Bedienerschnittstelle beinhaltet, beispielsweise eine Tastatur, eine Maus, eine sprachgesteuerte Steuereinrichtung oder eine beliebige sonstige Eingabevorrichtung. Eine zugeordnete Anzeige 42 ermöglicht es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere von dem Computer 36 ausgegebene Daten zu beobachten. Die durch den Anwender eingegebenen Befehle und Parameter werden von dem Rechner 36 verwendet, um Steuerungssignale und Daten an das DAS 32, die Röntgensteuerung 28 und die Gantryantriebssteuerung 30 auszugeben. Darüber hinaus steuert der Rechner 36 eine Tischantriebssteuerung 44, die einen motorbetriebenen Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 und die Gantry 12 zu positionieren. Speziell bewegt der Tisch 46 Patienten 22 ganz oder teilweise durch eine Gantryöffnung 48 nach 1.
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Wie in 3 gezeigt, enthält die Detektoranordnung 18 Schienen 17, zwischen denen Kollimationsblenden oder -Platten 19 angeordnet sind. Die Platten 19 sind positioniert, um Röntgenstrahlen 16 zu kollimieren, bevor derartige Strahlen beispielsweise auf den Detektor 20 von 4 einfallen, der auf der Detektoranordnung 18 angeordnet ist. In einem Ausführungsbeispiel enthält die Detektoranordnung 18 57 Detektoren 20, wobei jeder Detektor 20 eine Arraygröße von 64×16 Pixelelementen 50 aufweist. Somit hat die Detektoranordnung 18 64 Zeilen und 912 Spalten (16 × 57 Detektoren), was es erlaubt, mit jeder Umdrehung der Gantry 12 64 zeitgleiche Datenschichten zu sammeln.
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Unter Bezugnahme auf 4 enthält der Detektor 20 das DAS 32, wobei jeder Detektor 20 eine Anzahl der Detektorelemente 50 aufweist, die in einem Pack 51 angeordnet sind. Die Detektoren 20 enthalten Stifte 52, die in Bezug auf die Detektorelemente 50 in dem Pack 51 angeordnet sind. Das Pack 51 ist auf einem hintergrundbeleuchteten Diodenarray 53 angeordnet, das mehrere Dioden 59 aufweist. Das hintergrundbeleuchtete Diodenarray 53 ist wiederum auf einem mehrschichtigen Substrat 54 positioniert. Auf dem mehrschichtigen Substrat 54 sind Abstandhalter 55 angeordnet. Die Detektorelemente 50 sind mit dem hintergrundbeleuchteten Diodenarray 53 optisch gekoppelt, und das hintergrundbeleuchtete Diodenarray 53 ist wiederum mit dem mehrschichtigen Substrat 54 elektrisch verbunden. An der Stirnfläche 57 des mehrschichtigen Substrats 54 und an dem DAS 32 sind flexible Leiterplatten 56 angebracht. Die Detektoren 20 sind mittels der Stifte 52 in der Detektoranordnung 18 positioniert.
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Während des Betriebs eines Ausführungsbeispiels erzeugen Röntgenstrahlen, die in den Detektorelementen 50 einfallen, Photonen, die das Pack 51 durchdringen, wobei dadurch ein analoges Signal erzeugt wird, das auf einer Diode in dem hintergrundbeleuchteten Diodenarray 53 erfasst wird. Das erzeugte analoge Signal wird durch das mehrschichtige Substrat 54 und durch die flexiblen Leiterplatten 56 hindurch zu dem DAS 32 übertragen, worin das analoge Signal in ein digitales Signal umgewandelt wird.
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Mit nochmaligem Bezug auf 1 und 2 wird nun eine Erörterung in Verbindung mit einem Zerlegungsalgorithmus unterbreitet. Ein Bild oder eine Schicht wird berechnet, das bzw. die in gewissen Modi weniger oder mehr als 360 Grad von Projektionsdaten beinhalten kann, um ein Bild zu formulieren. Das Bild kann unter Verwendung von vor der Röntgenstrahlenquelle angeordneten Wolframblenden und verschiedenen Detektoröffnungen auf gewünschte Abmessungen kollimiert werden. Ein Kollimator definiert gewöhnlich die Größe und Gestalt des Bündels von Röntgenstrahlen 16, das aus der Röntgenstrahlenquelle 14 austritt, und in dem System 10 kann ein Bowtie-Filter 13 enthalten sein, um außerdem die Dosis zu steuern, der der Patient 22 ausgesetzt wird. Ein typisches Bowtie-Filter schwächt das Bündel von Röntgenstrahlen 16, um sie an den abzubildenden Körperteil, z. B. den Kopf oder den Rumpf, anzupassen, so dass für Röntgenstrahlen, die durch ein Isozentrum des Patienten 22 oder in dessen Nähe hindurchtreten, im Allgemeinen eine geringere Schwächung vorgesehen ist. Das Bowtie-Filter formt die Röntgenstrahlintensität während der Bildgebung in Abhängigkeit von dem interessierenden Bereich (ROI), dem Sichtfeld (FOV) und/oder dem anvisierten Gebiet des abzubildenden Patienten 22.
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Während die Röntgenstrahlenquelle 14 und das Detektorarray 18 rotieren, sammelt das Detektorarray 18 Daten der geschwächten Röntgenstrahlen. Die durch das Detektorarray 18 gesammelten Daten werden einer Vorverarbeitung und Kalibrierung unterworfen, um die Daten aufzubereiten, so dass sie die Linienintegrale der Abschwächungskoeffizienten des gescannten Objekts oder des Patienten 22 repräsentieren. Die verarbeiteten Daten werden gewöhnlich als Projektionen bezeichnet.
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In dual- oder multienergetischer Bildgebung werden für das Bildgebungsobjekt gewöhnlich zwei oder mehr Sätze von Projektionsdaten bei verschiedenen Röhrenspitzenspannungs-(kVp)-Pegeln, die den Spitzenpunkt und das Spektrum der Energie der einfallenden Photonen ändern, die die emittierten Röntgenstrahlen aufweisen, oder alternativ eines energieauflösenden Detektors des Detektorarrays 18 bei einem einzigen Röhrenspitzenspannungs-(kVp)-Pegel oder -spektrum gewonnen. Die akquirierten Sätze von Projektionsdaten können für eine Basismaterialzerlegung (BMD, basis material decomposition) verwendet werden. Während der BMD werden die gemessenen Projektionen in einen Satz von Dichtelinienintegralprojektionen umgewandelt. Die Dichtelinienintegralprojektionen können rekonstruiert werden, um eine Karte oder Abbildung der Dichte jedes entsprechenden Basismaterials zu erzeugen, beispielsweise Karten von Knochen, Weichgewebe und/oder Kontrastmittel (beispielsweise Wasser und Jod). Die Dichtekarten oder Bilder können wiederum zugeordnet werden, um ein Volumenrendering des Basismaterials in dem abgebildeten Volumen, beispielsweise von Knochen, Weichgewebe und/oder Kontrastmittel, zu erzeugen.
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Nachdem das durch das CT-System 10 erzeugte Basismaterialbild rekonstruiert ist, deckt es innere Merkmale des Patienten 22 auf, die in den Dichten der beiden Basismaterialien ausgedrückt sind. Das Dichtebild kann wiedergegeben werden, um diese Merkmale aufzuzeigen. In herkömmlichen Ansätzen zur Diagnose von gesundheitlichen Verfassungen, z. B. Erkrankungsstadien, und allgemeiner von medizinischen Ereignissen würde ein Röntgenologe oder Arzt gewöhnlich einen Ausdruck oder eine Anzeige des Dichtebildes betrachten, um interessierende charakteristische Merkmale zu erkennen. Solche Merkmale könnten Läsionen, Abmessungen und Formen spezieller Anatomien oder Organe und sonstige Merkmale beinhalten, die sich gewöhnlich in dem Bild abhängig von dem Können und der Erfahrung des betreffenden Arztes erkennen lassen.
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Zusätzlich zu einer CT-Zahl oder einem Hounsfield-Wert kann ein energieselektives CT-System zusätzliche Daten liefern, die die Ordnungszahl und Dichte eines Materials kennzeichnen. Diese Daten sind möglicherweise besonders nützlich für eine Anzahl von medizinischen klinischen Anwendungen, bei denen die CT-Zahl unterschiedlicher Materialien ähnlich sein kann, während die Ordnungszahl möglicherweise völlig verschieden ist. Beispielsweise können kalzifizierte Plaque und durch Jodkontrastmittel angereichertes Blut gemeinsam in Koronararterien oder anderen Gefäßen lokalisiert werden. Wie dem Fachmann bekannt, weisen kalzifizierte Plaque und durch Jodkontrastmittel angereichertes Blut deutlich unterschiedliche Ordnungszahlen auf, jedoch lassen sich diese beiden Materialien bei gewissen Dichten allein mittels der CT-Zahl nicht unterscheiden.
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Ein Zerlegungsalgorithmus lässt sich verwenden, um anhand von auf energieempfindlichen Röntgenstrahlmessungen Ordnungszahl- und Dichtedaten zu erzeugen. Mehrfachenergietechniken beinhalten Dualenergietechniken, Photonen zählende Energieauflösungstechniken, zweischichtige Szintillations- und/oder eine oder mehrere sonstige Techniken, die entwickelt wurden, um die Röntgenstrahlabschwächung in zwei oder mehreren unterschiedlichen Energiebereichen zu erfassen. Beispielsweise kann eine Verbindung oder ein Gemisch aus Materialien, die bzw. das mittels einer Multienergie-Technik gemessen werden, als ein hypothetisches Material (oder eine Kombination von Materialien) mit denselben Röntgenstrahlenergieschwächungseigenschaften repräsentiert sein. Diesem hypothetischen Material kann eine effektive Ordnungszahl Z zugeordnet sein. Anders als im Falle der Ordnungszahl eines Elementes, ist die effektive Ordnungszahl einer Verbindung durch die Röntgenstrahlabschwächungseigenschaften definiert und ist nicht unbedingt ganzzahlig. Diese Eigenschaft einer effektiven Z-Darstellung geht auf die hinlänglich bekannte Tatsache zurück, dass eine Röntgenstrahlabschwächung in dem für diagnostische Röntgenbildgebung nützlichen Energiebereich in enger Beziehung zu der Elektronendichte von Verbindungen steht, die auch mit der Ordnungszahl von Materialien in Beziehung steht.
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Somit ist Dualenergie-CT mit raschem kVp-Schalten eine attraktive Möglichkeit, um nahezu zeitgleiche und sich im Wesentlichen deckende Projektionsabtastungen von zwei Energien zu gewinnen. Allerdings besteht aufgrund des raschen Umschaltens kaum Gelegenheit, die Filterung zwischen Abtastungen zu verändern oder den Energieabstand zwischen der niedrigen und der hohen kVp-Energie in sonstiger Weise zu vergrößern. Daher kann gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung ein einzelnes Filter mit einer Energiekerbe oder einer k-Kante in einem überlappten Bereich der niedrigen und hohen kVp-Energie verwendet werden, um den Energieabstand dazwischen zu steigern.
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Unter Bezugnahme auf 5 beinhaltet eine Darstellung 100 von Energiespektren ein Niedrigenergiespektrum 102 mit einer ersten Spitzenenergie 104 und ein Hochenergiespektrum 106 mit einer zweiten Spitzenenergie 108. Das Niedrigenergiespektrum 102 enthält eine erste mittlere keV 110, und das Hochenergiespektrum 106 enthält eine zweite mittlere keV 112. Zwischen der ersten mittleren keV 110 und der zweiten mittleren keV 112 ist ein Betrag des Energieabstandes 114 veranschaulicht. Wie aus der Technik bekannt, repräsentiert jede mittlere keV 110, 112 eine Energie bzw. eine keV, die eine Größe einer integrierten Fläche für jedes entsprechende Spektrum in etwa halbiert. Somit repräsentiert im Falle des Niedrigenergiespektrum 102 die erste mittlere keV 110 ein Energieniveau, bei dem eine integrierte Energie unterhalb eines Mittelwerts 116 in etwa gleich einer integrierten Energie 118 oberhalb des Mittelwerts 116 ist. In ähnlicher Weise beinhaltet das Hochenergiespektrum 106 (nicht markierte) integrierte Energien unterhalb und oberhalb der zweiten mittlere keV 112.
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Die Spektren 102, 106 repräsentieren Energiespektren, die von einer Röntgenröhre bei den jeweiligen Spitzenenergien 104, 108 abgestrahlt werden. In einem Beispiel gilt eine typische Darstellung jeweiliger Energien für eine äquivalente Patientenfilterung für eine Größe der Wasserdicke. Somit betragen in diesem Beispiel, das eine äquivalente Patientenfilterung von 20 cm Wasser umfasst, für einen Spitzenwert der niedrigen kVp von 80 keV und für einen Spitzenwert der hohen kVp von 140 keV die mittleren Energien etwa 55 keV bzw. 76 keV. Daraus ergibt sich ein Energieabstand zwischen dem niedrigen und dem hohen Spektrum von etwa 21 keV (76 keV minus 55 keV).
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Wenn jedoch gemäß der Erfindung zwischen einer Röntgenstrahlenquelle und einem Detektor ein k-Kanten-Material angeordnet wird, ist es möglich, den Energieabstand zwischen der mittleren niedrigen kVp und der mittleren hohen kVp zu vergrößern. Eine k-Kante zeigt eine plötzliche Erhöhung des Abschwächungskoeffizienten von Photonen an, die bei einer Photonenenergie knapp oberhalb der Bindungsenergie des K-Schalen-Elektrons der mit den Photonen wechselwirkenden Atome auftritt. Die plötzliche Erhöhung der Abschwächung ist auf die fotoelektrische Absorption der Photonen zurückzuführen. Damit diese Wechselwirkung stattfinden kann, muss die Energie der Photonen höher sein als die Bindungsenergie der K-Schalen-Elektronen. Für ein Photon mit einer Energie knapp oberhalb der Bindungsenergie des Elektrons besteht daher eine höhere Wahrscheinlichkeit, absorbiert zu werden, als für ein Photon mit einer Energie knapp unterhalb dieser Bindungsenergie. Ein allgemeiner Begriff für das Phänomen ist Absorptionskante.
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Aufgrund dieses plötzlichen Sprungs der Abschwächung ist es möglich, den Abstand der mittleren Energien von Spektren niedriger und hoher kVp gemäß der Erfindung zu erhöhen. In einem Beispiel betragen die mittleren Energien der niedrigen und hohen kVp im Falle von 20 cm Wasser und 0,5 mm Hf (k-Kante von etwa 65,4 keV) etwa 58 keV bzw. 86 keV, woraus sich ein Abstand von etwa 28 keV ergibt – was, wie oben veranschaulicht, eine Steigerung von 21 keV bedeutet. Indem wieder auf 1 und 2 Bezug genommen wird, kann zwischen der Röntgenstrahlenquelle 14 und der Detektoranordnung 18, und speziell zwischen der Röntgenstrahlenquelle 14 und dem Patienten 22 ein k-Kanten-Material 15 positioniert werden. Dementsprechend ist es mittels der Anordnung eines schwächenden Materials, das eine k-Kante aufweist, die zwischen den mittleren Energien der Spektren niedriger kVp und hoher kVp liegt, gemäß der Erfindung möglich, den Abstand dazwischen zu vergrößern.
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Somit ist es allgemein und gemäß der Erfindung möglich, den Energieabstand zwischen Spektren niedriger und hoher kVp zu steigern, indem ein k-Kanten-Notch-Filter (Kerbfilter) mit einer k-Kante ausgewählt wird, die zwischen den mittleren Energien der Spektren niedriger und hoher kVp liegt. Typischerweise kann ein solches Filter eine Dicke von etwa 1 mm aufweisen. Allerdings ist es verständlich, dass die Dicke von speziellen gewünschten Bildgebungseigenschaften abhängt, beispielsweise, jedoch ohne es darauf zu beschränken, von Spektren niedriger und hoher Röhrenspitzenspannung (kVp), dem Strahlstrom (mA), den Eigenschaften eines Patienten, der Anatomie und dergleichen.
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In einem Beispiel betragen die Spektren niedriger und hoher kVp 80 keV bzw. 140 keV. Allerdings ist es verständlich, dass gemäß der Erfindung mit Blick auf dual- oder multienergetische Bildgebung beliebige Spektren niedriger und hoher kVp ausgewählt werden können. Obwohl im Vorausgehenden Hf als ein beispielhaftes k-Kanten-Material angegeben ist, kann darüber hinaus gemäß der Erfindung jedes Material mit einer k-Kante zwischen einer mittleren niedrigen kVp 110 und einer mittleren hohen kVP-112 geeignet sein. Somit können für eine Dualenergie-Bildgebung typische gewünschte k-Kante-Materialien im Bereich zwischen etwa 30 keV und 80 keV liegen.
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Obwohl das Bowtie-Filter 13 und das k-Kanten-Filter 15 in 1 und 2 als voneinander gesonderte Elemente veranschaulicht sind, ist es möglich, beide in einer einzelnen Vorrichtung zu kombinieren, die sowohl eine Formfilterung als auch eine k-Kanten-Filterung aufweist. Mit Bezugnahme auf 6 ist ein Bowtie-Filter gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht. Gewöhnlich kann ein Bowtie-Filter (ein Filter in Form einer Frackschleife bzw. eines Schmetterlingsbinders (engl. bow-tie)) mehrere Schleifen (Bowties) beinhalten, auf die zugegriffen werden kann, indem das Bowtie-Filter selektiv an einer bevorzugten axialen Position angeordnet wird. 6 veranschaulicht ein Beispiel einer Bowtie-Filtereinheit 200, die darin zwei Abmessungen von Bowties 202, 204 aufweist. Jedes Bowtie 202, 204 ist längs einer Achse 206 der Bowtie-Filtereinheit 200 angeordnet. Somit kann die Bowtie-Filtereinheit 200 im Betrieb auf der Grundlage einer abzubildenden Anatomie oder in Abhängigkeit von einem abzubildenden Patienten selektiv axial angeordnet werden. Dementsprechend kann in einem Beispiel im Falle eines verhältnismäßig kleinen Körpers das Bowtie-Filter 202 ausgewählt werden, während für einen verhältnismäßig großen Körper das Bowtie-Filter 204 ausgewählt werden kann. Weiter muss die Bowtie-Filtereinheit 200 nicht auf zwei Bowtie-Abmessungen 202, 204 beschränkt sein, sondern kann viele Bowties beinhalten, die entlang der Achse 206 positionierbar sind. Das Bowtie-Filter 200 kann ein k-Kanten-Material enthalten, das dem doppelten Zweck einer Erzielung einer Bowtie-Strahlformung als auch einer k-Kanten-Filterung dienen kann. Somit kann das Bowtie-Filter 200 ein k-Kanten-Material in einem oder beiden Bowties 202, 204 enthalten, wie es als ein Beispiel als das k-Kanten-Material 208 schraffiert dargestellt ist.
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Es ist möglich, die Filterung, die Selektierbarkeit, den Abstand von Spektren und eine genauer gesteuerte Formung des Energiespektrums durch Kombination von zwei oder mehreren k-Kanten-Filtern zu verbessern. Somit können gemäß Ausführungsbeispielen der Erfindung zwei oder mehrere k-Kanten-Materialien in einem k-Kanten-Filter enthalten sein. 7 veranschaulicht daher ein auf mehreren Materialien basierendes k-Kanten-Filter gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung. 7 veranschaulicht Röntgenstrahlen 300, die sich von einem Brennfleck oder Punkt 302 ausgehend ausbreiten, der beispielsweise ein Brennfleck oder -punkt in einer Röntgenstrahlenquelle, beispielsweise der Röntgenröhre 14 von 1 und 2, sein kann. Die Röntgenstrahlen 300 treten durch ein k-Kanten-Filter 304 mit mehreren Materialien, einen (nicht gezeigten) Patienten bzw. ein Objekt und bewegen sich in Richtung eines Detektorarrays oder einer Detektoranordnung 306 (die in einem Beispiel die Detektoranordnung 18 von 1 und 2 sein kann).
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Wie veranschaulicht, enthält das Multimaterial-k-Kanten-Filter 304 ein erstes Material 308 und ein zweites Material 310. In Ausführungsbeispielen der Erfindung sind das erste und zweite Material 308, 310 k-Kanten-Materialien, die in Kombination eine selektive und gesteuerte Formung des Energiespektrums ermöglichen, was im Vergleich zu einem einzigen k-Kanten-Material eine andere, ausgeprägte Bandsperrfilterung ergeben kann. Dementsprechend kann eine Kombination von k-Kanten-Materialien ausgewählt werden, um ein Filterungsmaß bei einer speziellen Energie speziell zu beeinflussen, während Abschnitte des Spektrums außerhalb dieses speziell beeinflussten Bereichs unberührt bleiben. Obwohl zwei Materialien 308, 310 veranschaulicht sind, ist außerdem verständlich, dass mehr als zwei Materialien enthalten sein können, die lediglich durch eine kombinierte und gewünschte Gesamtabschwächung und durch den Raum beschränkt sind, der für die Unterbringung des mehrere Materialien aufweisenden k-Kanten-Filters 304 verfügbar ist. Es versteht sich, dass die Verwendung des mehrere Materialien aufweisenden k-Kanten-Filters 304 mit einem getrennten herkömmlichen Bowtie-Filter kombiniert werden kann, oder dass das mehrere Materialien aufweisende k-Kanten-Filter 304 mit einem Bowtie-Filter kombiniert werden kann, um sowohl eine k-Kanten-Filterung als auch eine Bowtie-Strahlformung in einer einzigen Einheit zu schaffen. Wie oben mit Bezug auf ein ein einziges k-Kanten-Material verwendendes Filter erwähnt, können Kombinationen von Materialien ausgewählt werden, die jeweils beispielsweise eine k-Kante aufweisen, die im Bereich zwischen etwa 30 keV und 80 keV liegt.
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In einem Beispiel können Hf (Hafnium) und W (Wolfram) kombiniert werden, um im Vergleich zu einer alleinigen Verwendung von Hf eine verbesserte Optimierung zu ermöglichen. Diese Kombination von k-Kanten-Materialien ermöglicht eine selektive Wahl eines Bereichs des Spektrums, der beeinflusst werden soll, um die Abschwächung in diesem Bereich des Spektrums abzustimmen. Darüber hinaus werden Hf und W als ein Beispiel für eine Kombination von Materialien verwendet. Allerdings können in Abhängigkeit von dem Energiebereich, der beeinflusst werden soll, unterschiedliche Materialien in Abhängigkeit von ihrer k-Kante, Dichte und dergleichen ausgewählt werden, die kombiniert werden können, um die Wirkung in ausgewählten Energiebereichen in dem Spektrum hervorzubringen.
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Mit Bezugnahme auf 8 enthält ein Paket/Gepäck-Kontrollsystem 500 eine drehbare Gantry 502, in der eine Öffnung 504 vorhanden ist, durch die Pakete oder Gepäckstücke geleitet werden können. In der drehbaren Gantry 502 sind eine Röntgenstrahl- und/oder elektromagnetische Energiequelle hoher Frequenz 506 sowie eine Detektoranordnung 508 mit auf Szintillatorzellen basierenden Szintillatorarrays untergebracht. Weiter ist ein Förderbandsystem 510 vorgesehen, das ein Förderband 512 enthält, das von einem Aufbau 514 getragen wird, um zu scannende Pakete oder Gepäckstücke 516 automatisch und fortlaufend durch die Öffnung 504 zu transportieren. Die Objekte 516 werden mittels des Förderbands 512 durch den Tunnel 504 geführt, sodann werden Bildgebungsdaten gewonnen, und das Förderband 512 befördert die Pakete 516 danach in einer gesteuerten und kontinuierlichen Weise wieder aus der Öffnung 504 heraus. Auf diese Weise ist es Postkontrolleuren, Gepäckabfertigungspersonal und sonstigem Sicherheitspersonal möglich, den Inhalt von Paketen 516 ohne invasives Eingreifen mit Blick auf Explosivstoffe, Messer, Waffen, Schmuggelware, etc. zu kontrollieren. Eine beispielhafte Implementierung kann bei der Entwicklung automatischer Untersuchungstechniken, z. B. der Detektion von Sprengstoff in Gepäckstücken, von Nutzen sein.
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Ein technischer Beitrag für das offenbarte Verfahren und die offenbarte Vorrichtung liegt darin, dass ein computergestütztes System und Verfahren zur Basismaterialzerlegung mit einem vergrößerten Abstand der mittleren Energien zwischen Projektionen bei niedriger und hoher kVp geschaffen sind.
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Dem Fachmann ist es offenkundig, dass Ausführungsbeispiele der Erfindung über eine Schnittstelle an ein von einem Rechner lesbares Speichermedium, auf dem ein Computerprogramm gespeichert ist, angeschlossen werden können und durch diesen gesteuert werden können. Das von einem Rechner lesbare Speichermedium enthält mehrere Komponenten, wie beispielsweise eine oder mehrere elektronische Komponenten, Hardwarekomponenten und/oder Computersoftwarekomponenten. Diese Komponenten können ein oder mehrere von einem Rechner lesbare Speichermedien beinhalten, die gewöhnlich Befehle, beispielsweise Software, Firmware und/oder Assemblersprache speichern, um eine oder mehrere Teile einer oder mehrerer Implementierungen oder Ausführungsformen einer Sequenz durchzuführen. Diese von einem Rechner lesbaren Speichermedien sind im Allgemeinen nicht flüchtig und/oder materiell. Beispiele eines solchen von einem Rechner lesbaren Speichermediums beinhalten ein aufzeichenbares Datenspeichermedium eines Computers und/oder einer Speichervorrichtung. Die von einem Rechner lesbaren Speichermedien können beispielsweise ein oder mehrere von einem magnetischen, elektrischen, optischen, biologischen und/oder atomaren Datenspeichermedium verwenden. Darüber hinaus können derartige Medien die Form von beispielsweise Disketten, Magnetbändern, CD-ROMS, DVD-ROMS, Festplattenlaufwerken und/oder elektronischen Speichern einnehmen. Es können auch andere Arten nicht flüchtiger und/oder materieller, von einem Rechner lesbarer Speichermedien, die nicht aufgeführt sind, bei Ausführungsformen der Erfindung verwendet werden.
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In einer Implementierung eines Systems können mehrere derartige Komponenten kombiniert oder aufgeteilt werden. Darüber hinaus können solche Komponenten einen Satz und/oder eine Folge von Computerinstruktionen enthalten, die in einer beliebigen von mehreren Programmiersprachen, wie sie dem Fachmann bekannt sind, geschrieben sind oder damit implementiert werden können. Weiter können andere Formen von von einem Rechner lesbaren Medien, beispielsweise eine Trägerwelle, verwendet werden, um ein Rechnerdatensignal zu bilden, das eine Folge von Befehlen repräsentiert, die bei der Ausführung durch einen oder mehrere Computer den einen oder die mehreren Computer veranlassen eine oder mehrere Teile einer oder mehrerer Implementierungen oder Ausführungsformen einer Sequenz durchführen.
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Folglich gehören zu einem Bildgebungssystem gemäß einer Ausführungsform der Erfindung eine Röntgenstrahlenquelle, die ein Bündel von Röntgenstrahlen in Richtung auf ein abzubildendes Objekt emittiert, ein Detektor, der die durch das Objekt abgeschwächten Röntgenstrahlen aufnimmt, ein spektrales Notch-Filter, das zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem Objekt angeordnet ist, ein Datenakquisitionssystem (DAS), das mit dem Detektor betriebsmäßig verbunden ist, und ein Computer, der mit dem DAS betriebsmäßig verbunden und der dafür programmiert ist, um einen ersten Bilddatensatz bei einer ersten kVp zu akquirieren, einen zweiten Bilddatensatz bei einer zweiten kVp zu akquirieren, die größer ist als die erste kVp, und anhand des ersten Bilddatensatzes und des zweiten Bilddatensatzes ein Bild des Objekts zu erzeugen.
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Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Dualenergie-CT-Bildgebung die Schritte: Auswählen eines niedrigen kVp-Potentials und eines hohen kVp-Potentials zur Dualenergie-Bildgebung, Auswählen eines k-Kanten-Filters basierend auf dem niedrigen kVp-Potential und dem hohen kVp-Potential und basierend auf einer k-Kante eines Materials in dem k-Kanten-Filter, Positionieren des k-Kanten-Filters zwischen einer Quelle und einem abzubildenden Objekt und Akquirieren von Bildgebungsdaten, wobei an die Quelle das erste kVp-Potential angelegt wird und wobei an die Quelle das zweite kVp-Potential angelegt wird.
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Gemäß einer noch weiteren Ausführungsform der Erfindung beinhaltet ein Verfahren zur Dualenergie-CT-Bildgebung ein Leiten von Röntgenstrahlen mit niedriger kVp durch ein k-Kanten-Notch-Filter, um ein erstes Röntgenstrahlspektrum zu erzeugen, Akquirieren eines ersten Satzes von Bildgebungsdaten eines Objekts mittels des ersten Röntgenstrahlspektrums. Leiten von Röntgenstrahlen mit hoher kVp durch das k-Kanten-Notch-Filter, um ein zweites Röntgenstrahlspektrum zu erzeugen, Akquirieren eines zweiten Satzes von Bildgebungsdaten des Objekts mittels des zweiten Röntgenstrahlspektrums, und Erzeugen eines Bildes unter Verwendung des ersten Satzes von Bildgebungsdaten und des zweiten Satzes von Bildgebungsdaten.
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Die vorliegende Erfindung wurde anhand der bevorzugten Ausführungsform beschrieben und es ist klar, dass äquivalente, abgewandelte und modifizierte Formen neben den ausdrücklich genannten möglich sind und im Schutzumfang der beigefügten Ansprüche liegen.
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Ein Bildgebungssystem 10 enthält eine Röntgenstrahlenquelle 14, die ein Röntgenstrahlbündel 16 in Richtung eines abzubildenden Objekts 22 emittiert, einen Detektor 18, der die Röntgenstrahlen 16 aufnimmt, die durch das Objekt 22 abgeschwächt worden sind, ein spektrales Notch-Filter 13, das zwischen der Röntgenstrahlenquelle 14 und dem Objekt 22 angeordnet ist, ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32, das mit dem Detektor 18 betriebsmäßig verbunden ist, und einen Computer 36, der mit dem DAS 32 betriebsmäßig verbunden und programmiert ist, um einen ersten Bilddatensatz bei einer ersten kVp zu akquirieren, einen zweiten Bilddatensatz bei einer zweiten kVp zu akquirieren, die größer ist als die erste kVp, und mittels des ersten Bilddatensatzes und des zweiten Bilddatensatzes ein Bild des Objekts zu erzeugen.
