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ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
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Nichtinvasive bildgebende Technologien ermöglichen es, Bilder der inneren Strukturen eines Patienten oder Objekts zu erhalten, ohne an dem Patienten oder Objekt ein invasives Verfahren durchzuführen. Speziell verwenden Technologien wie Computertomografie (CT) verschiedene physikalische Prinzipien, wie z. B. die unterschiedliche Röntgenstrahlendurchlässigkeit durch das Zielvolumen, um Bilddaten zu erfassen und tomografische Bilder (z. B. dreidimensionale Darstellungen des Inneren des menschlichen Körpers oder anderer abzubildender Strukturen) zu konstruieren.
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Bildgebungsmethoden auf Basis der Bestrahlung des Patienten mit Röntgenstrahlen können aber zwischen dem Wunsch, so viele nützliche Bilddaten wie möglich zu erhalten, und dem Wunsch, die Bestrahlung des Patienten mit Röntgenstrahlen zu minimieren oder im möglichen Ausmaß zu reduzieren, abgewogen sein. Das heißt, dass die Röntgenstrahlendosis, mit der der Patient bestrahlt wird, die Typen und/oder Menge der erfassten Bilddaten beschränken kann. Infolgedessen können Bildgebungsprotokolle, die in gewissen Zusammenhängen oder für gewisse Pathologien (wie z. B. Herz- oder Angiographieanwendungen) als nützlich gelten, aus Strahlendosisgründen unerwünscht sein.
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KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
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In einer Ausführungsform ist ein Verfahren zur Bilddatenerfassung vorgesehen. Gemäß diesem Verfahren wird eine Röntgenstrahlenquelle um wenigstens eine volle Umdrehung um ein Bildvolumen gedreht. Ein Betriebsstrom der Röntgenstrahlenquelle wird während der vollen Umdrehung moduliert, so dass ein Teil der vollen Umdrehung, der allgemein einer Halbabtastung entspricht, bei einem höheren Betriebsstrom stattfindet als ein übriger Teil der vollen Umdrehung. Während die Röntgenstrahlenquelle um das Bildvolumen gedreht wird, werden Röntgenstrahlendurchlässigkeitsdaten erfasst.
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In einer weiteren Ausführungsform ist ein Verfahren zur Bilddatenerfassung an einem CT-Bildgebungssystem vorgesehen. Gemäß diesem Verfahren wird eine Röntgenstrahlenquelle des CT-Bildgebungssystems um wenigstens eine volle Umdrehung um ein Bildvolumen gedreht. Während der Drehung der Röntgenstrahlquelle um das Bildvolumen werden einer Vollabtastung entsprechende Bilddaten erfasst. Eine mit der Erfassung der Bilddaten assoziierte Strahlendosis ist kleiner als eine entsprechende, mit der Durchführung einer Vollabtastung in dem CT-Bildgebungssystem bei einem konstanten Betriebsstrom der Röntgenstrahlenquelle assoziierte Strahlendosis.
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In einer weiteren Ausführungsform ist ein CT-Bildgebungssystem vorgesehen. Das CT-Bildgebungssystem weist eine Röntgenstrahlenquelle auf, die konfiguriert ist, um sich um ein Bildvolumen zu drehen, und einen Detektor, der zum Erkennen der von der Röntgenstrahlenquelle abgestrahlten Röntgenstrahlen konfiguriert ist. Das CT-Bildgebungssystem weist auch eine Systemsteuerung auf, die zum Steuern des Betriebs der Röntgenstrahlenquelle und/oder des Detektors konfiguriert ist. Die Systemsteuerung dreht die Röntgenstrahlenquelle um wenigstens eine volle Umdrehung um das Bildvolumen und erfasst während der Drehung der Röntgenstrahlenquelle um das Bildvolumen einer Vollabtastung entsprechende Bilddaten. Eine mit der Erfassung der Bilddaten assoziierte Strahlendosis ist kleiner als eine entsprechende, mit der Durchführung einer Vollabtastung in dem CT-Bildgebungssystem bei einem konstanten Betriebsstrom der Röntgenstrahlenquelle assoziierte Strahlendosis.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Diese und andere Merkmale und Aspekte von Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden besser verständlich, wenn die folgende ausführliche Beschreibung mit Bezug auf die Begleitzeichungen gelesen wird, in denen gleiche Bezugszeichen in den Zeichnungen durchgehend gleiche Teile bezeichnen, wobei:
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1 eine diagrammatische Ansicht eines CT-Bildgebungssystems zur Verwendung bei der Erzeugung von Bildern gemäß Aspekten der vorliegenden Erfindung ist,
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2 den integrierten Röhrenstrom für einen Vollabtastungsdurchlauf bei konstantem Röntgenröhrenstrom (mA) abbildet,
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3 den integrierten Röhrenstrom für einen Halbabtastungsdurchlauf bei konstantem Röntgenröhrenstrom abbildet,
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4 den integrierten Röhrenstrom für eine Implementierung einer Vollabtastung, bei welcher der Röntgenröhrenstrom mit Bezug auf eine Halbabtastungsregion symmetrisch moduliert wird, gemäß Aspekten der vorliegenden Offenbarung abbildet,
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5 den integrierten Röhrenstrom für eine Implementierung einer Vollabtastung, bei welcher der Röntgenröhrenstrom mit Bezug auf eine Halbabtastungsregion asymmetrisch moduliert wird, gemäß Aspekten der vorliegenden Offenbarung abbildet,
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6 den integrierten Röhrenstrom für eine weitere Implementierung einer Vollabtastung, bei der der Röntgenröhrenstrom mit Bezug auf eine Halbabtastungsregion asymmetrisch moduliert ist, gemäß Aspekten der vorliegenden Offenbarung abbildet,
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7 den integrierten Röhrenstrom für eine Implementierung einer Vollabtastung, bei der spärliche Ansichten durch schnelles Wechseln der Röhrenspannung von hoch auf niedrig außerhalb der Halbabtastungsregion erfasst werden, gemäß Aspekten der vorliegenden Offenbarung abbildet und
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8 den integrierten Röhrenstrom für eine Implementierung einer Abtastung mit zwei Umdrehungen, bei der die jeweiligen Datenerfassungen bei verschiedenen Röntgenröhrenströmen stattfinden, gemäß Aspekten der vorliegenden Offenbarung abbildet.
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AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
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In gewissen Bildgebungsprotokollen wie z. B. axialen Breitkegel-Herz-CT-Rekonstruktionen kann eine Vollabtastung von Bilddaten (d. h. einer Drehung um 360° sowie etwas möglicher Überlappung entsprechende Daten) erfasst werden, um Kegelstrahlartefakte zu minimieren und dabei die gleiche zeitliche Auflösung wie eine konventionelle Halbabtastung (d. h. eine Teildrehung um 180° plus Kegel- oder Fächerwinkel des Röntgenstrahls) beizubehalten. Andere Abtastprotokolle können auch von der Erfassung von 360° entsprechenden Ansichten profitieren, um z. B. Artefakte zu verringern oder ansonsten einen vollständigeren Datensatz zu haben. Da derartige Vollabtastungsimplementierungen 360° entsprechende Ansichten erfordern, nimmt die Röntgenstrahlendosis im Vergleich zu einer konventionellen Halbabtastung um etwa 50% zu.
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Hierin offenbarte Ausführungsformen betreffen verschiedene Ansätze zum Reduzieren der Patienten-Strahlendosis, während gewünschte Typen und/oder Mengen von Röntgenbilddaten, wie z. B. Erfassungen von Daten von Vollabtastungen mit breitem Strahlkegel, beschafft werden. In gewissen derartigen Ausführungsformen kann eine Vollabtastung von Daten bei einer reduzierten Dosis beschafft werden, indem während der Bilddatenerfassung eine mA-Modulation angewendet wird. Bei anderen Ansätzen können Sparse-View-Erfassungen spärlicher Ansichten eingesetzt werden, um unter einer bestimmten Strahlendosis zu bleiben, während die Bilddaten erfasst werden, wie z. B. eine Vollabtastung von Kegelstrahldaten. Desgleichen können in derartigen Szenarios 2-Umdrehungen-Protokolle und/oder z-Kollimation eingesetzt werden. Bei derartigen Ansätzen kann eine Vollabtastung von Bilddaten (wie z. B. Herz-CT-Bilddaten) mit einem geeigneten Röntgenstrahlendosispegel erfasst werden.
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In Anbetracht dessen wird in 1 ein Beispiel für ein Computertomografie-(CT)-Bildgebungssystem 10 bereitgestellt, das für das Erfassen von Röntgenstrahlendämpfungsdaten an verschiedenen Ansichten um einen Patienten (oder einen anderen Gegenstand oder ein anderes Objekt von Interesse) gemäß den vorliegenden Ansätzen geeignet ist und für die tomografische Bildrekonstruktion geeignet ist. In der in 1 veranschaulichten Ausführungsform beinhaltet das Bildgebungssystem 10 eine Röntgenstrahlungsquelle 12, die neben einem Kollimator 14 positioniert ist. Die Röntgenstrahlenquelle 12 kann eine Röntgenröhre, eine verteilte Röntgenstrahlenquelle (wie z. B. eine Halbleiter- oder thermionische Röntgenstrahlenquelle) oder eine beliebige andere Röntgenstrahlungsquelle sein, die für die Erfassung medizinischer oder anderer Bilder geeignet ist.
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Der Kollimator 14 lässt Röntgenstrahlen 16 in eine Region durch, in der sich ein Patient 18 befindet. In dem abgebildeten Beispiel werden die Röntgenstrahlen 16 zu einem kegelförmigen Strahl kollimiert, z. B. einem Kegelstrahl, der durch das abgebildete Volumen hindurchgeht. Ein Teil der Röntgenstrahlung 20 verläuft durch oder um den Patienten 18 (oder anderen Gegenstand von Interesse) und prallt auf eine Detektoranordnung auf, die allgemein an Bezugszeichen 22 dargestellt wird. Detektorelemente der Anordnung erzeugen elelektrische Signale, die die Intensität der einfallenden Röntgenstrahlen 20 repräsentieren. Diese Signale werden erfasst und verarbeitet, um Bilder der Merkmale innerhalb des Patienten 18 zu rekonstruieren.
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Die Quelle 12 wird von einer Systemsteuerung 24 gesteuert, die sowohl Strom als auch Steuersignale für CT-Untersuchungsfolgen liefert. In der abgebildeten Ausführungsform steuert die Systemsteuerung 24 die Quelle 12 über eine Röntgensteuerung 26, die eine Komponente der Systemsteuerung 24 sein kann. In einer solchen Ausführungsform kann die Röntgensteuerung 26 zum Anlegen von Strom und Zeitsteuerungssignalen an die Röntgenstrahlenquelle 12 konfiguriert sein.
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Darüber hinaus ist der Detektor 22 mit der Systemsteuerung 24 gekoppelt, die die Erfassung der im Detektor 22 erzeugten Signale steuert. In der abgebildeten Ausführungsform erfasst die Systemsteuerung 24 die vom Detektor generierten Signale mithilfe eines Datenerfassungssystems 28. Das Datenerfassungssystem 28 empfängt von Ausleseelektronik des Detektors 22 gesammelte Daten. Das Datenerfassungssystem 28 kann abgetastete analoge Signale vom Detektor 22 empfangen und die Daten in digitale Signale zur anschließenden Verarbeitung durch einen unten besprochenen Prozessor 30 umsetzen. Alternativ kann die Digital-Analog-Umsetzung in anderen Ausführungsformen von einer Schaltungsanordnung durchgeführt werden, die am Detektor 22 selbst bereitgestellt ist. Die Systemsteuerung 24 kann auch verschiedene Signalverarbeitungs- und Filterfunktionen in Bezug auf die erfassten Bildsignale ausführen, wie z. B. für die anfängliche Einstellung von dynamischen Bereichen, Interleaving digitaler Bilddaten und so weiter.
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In der in 1 veranschaulichten Ausführungsform ist die Systemsteuerung 24 mit einem Rotationsuntersystem 32 und einem linearen Positionierungsuntersystem 34 gekoppelt. Das Rotationsuntersystem 32 aktiviert die Röntgenstrahlenquelle 12, den Kollimator 14 und den Detektor 22, so dass sie eine oder mehrere Drehungen um den Patienten 18 gedreht werden, wie z. B. hauptsächlich in einer x-, y-Ebene um den Patienten gedreht werden. Es ist zu beachten, dass das Rotationsuntersystem 32 eine Gantry beinhalten kann, an der die jeweiligen Komponenten zum Abstrahlen und zur Detektion der Röntgenstrahlen angeordnet sind. In einer solchen Ausführungsform kann die Systemsteuerung 24 so zum Betreiben der Gantry benutzt werden.
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Das lineare Positionierungsuntersystem 34 ermöglicht das Verlagern des Patienten 18 oder spezieller eines den Patienten tragenden Tisches innerhalb der Röhre des CT-Systems 10, z. B. in der z-Richtung im Verhältnis zur Drehung der Gantry. Der Tisch kann somit in der Gantry linear (kontinuierlich oder schrittweise) bewegt werden, um Bilder bestimmter Bereiche des Patienten 18 zu generieren. In der abgebildeten Ausführungsform steuert die Systemsteuerung 24 die Bewegung des Rotationsuntersystems 32 und/oder des linearen Positionierungsuntersystems 34 durch eine Motorsteuerung 36.
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Im Allgemeinen steuert die Systemsteuerung 24 den Betrieb des Bildgebungssystems 10 (wie z. B. durch den Betrieb der Quelle 12, des Detektors 22 und der oben beschriebenen Positionierungssysteme) zur Ausführung von Untersuchungsprotokollen und zur Verarbeitung erfasster Daten. Zum Beispiel kann die Systemsteuerung 24 über die oben genannten Systeme und Steuerungen eine die Quelle 12 und den Detektor 22 tragende Gantry um einen Gegenstand von Interesse drehen, so dass Röntgenstrahlendämpfungsdaten an verschiedenen Ansichten relativ zu dem Gegenstand erhalten werden können. Im vorliegenden Kontext kann die Systemsteuerung 24 auch Signalverarbeitungsschaltungen, assoziierte Speicherschaltungen zum Speichern von Programmen und Routinen, die von dem Computer ausgeführt werden (wie z. B. Routinen zum Ausführen von hierin beschriebenen Bildverarbeitungstechniken), sowie Konfigurationsparameter, Bildaten und so weiter beinhalten.
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In der abgebildeten Ausführungsform werden die von der Systemsteuerung 24 erfassten und verarbeiteten Bildsignale zur Rekonstruktion von Bildern an eine Verarbeitungskomponente 30 angelegt. Die Verarbeitungskomponente 30 kann ein oder mehrere konventionelle Mikroprozessoren sein. Die vom Datenerfassungssystem 28 erfassten Daten können direkt oder nach Speicherung in einem Speicher 38 zur Verarbeitungskomponente 30 übertragen werden. Von einem derartigen beispielhaften System 10 kann jeder beliebige zum Speichern von Daten geeignete Speichertyp verwendet werden. Zum Beispiel kann der Speicher 38 eine oder mehrere optische, magnetische und/oder Halbleiterspeicher-Speicherstrukturen beinhalten. Darüber hinaus kann der Speicher 38 sich am Ort des Erfassungssystems befinden und/oder Fernspeichereinrichtungen zum Speichern von Daten, Verarbeitungsparametern und/oder Routinen für die Bildrekonstruktion beinhalten, wie unten beschrieben.
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Die Verarbeitungskomponente 30 kann zum Empfangen von Befehlen und Abtastparametern von einem Bediener über eine Bedienerarbeitsstation 40, die im typischen Fall mit einer Tastatur und/oder anderen Eingabevorrichtungen ausgestattet ist, konfiguriert sein. Ein Bediener kann das System 10 über die Bedienerarbeitsstation 40 steuern. Der Bediener kann so die rekonstruierten Bilder betrachten und/oder das System 10 mit der Bedienerarbeitsstation 40 anderweitig bedienen. Zum Beispiel kann ein mit der Bedienerarbeitsstation 40 gekoppeltes Display 42 zum Betrachten der rekonstruierten Bilder und zum Steuern der Bildverarbeitung benutzt werden. Außerdem können die Bilder auch von einem Drucker 44 gedruckt werden, der mit der Bedienerarbeitsstation 40 gekoppelt sein kann.
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Weiters können die Verarbeitungskomponente 30 und die Bedienerarbeitsstation 40 mit anderen Ausgabevorrichtungen gekoppelt sein, zu denen Standard- oder Spezialcomputermonitore und assoziierte Verarbeitungsschaltungsanordnungen zählen können. Eine oder mehrere Bedienerarbeitsstationen 40 können ferner in dem System zum Ausgeben von Systemparametern, Anfordern von Untersuchungen, Anzeigen von Bildern und so weiter verbunden sein. Im Allgemeinen können Displays, Drucker, Arbeitsstationen und ähnliche in dem System bereitgestellte Vorrichtungen sich am Ort der Datenerfassungskomponenten befinden oder von diesen Komponenten abgesetzt sein, wie z. B. an anderer Stelle in einer Einrichtung oder einem Krankenhaus oder an einem ganz anderen Ort, wobei sie über ein oder mehrere konfigurierbare Netzwerke, wie z. B. das Internet, virtuelle Privatnetzwerke und so weiter, mit dem Bilderfassungssystem verbunden sind.
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Es ist ferner zu beachten, dass die Bedienerarbeitsstation 40 auch mit einem Bildarchivierungs- und Kommunikationssystem (PACS) 46 gekoppelt sein kann. PACS 46 kann wiederum an einen Remote-Client 48, ein Radiologieinformationssystem (RIS), ein Krankenhaus-Informationssystem (HIS) oder ein internes oder externes Netzwerk gekoppelt sein, so dass andere an verschiedenen Standorten Zugriff auf die Roh- oder verarbeiteten Bilddaten erhalten können.
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Die vorhergehende Besprechung hat zwar die verschiedenen beispielhaften Ausführungsformen des Bildgebungssystems 10 separat behandelt, diese verschiedenen Komponenten können aber innerhalb einer gemeinsamen Plattform oder in miteinander verbundenen Plattformen bereitgestellt sein. Zum Beispiel können die Verarbeitungskomponente 30, der Speicher 38 und die Bedienerarbeitsstation 40 zusammen als ein(e) Universal- oder Spezialrechner oder -arbeitsstation bereitgestellt werden, der/die für den Betrieb gemäß den Aspekten der vorliegenden Offenbarung konfiguriert ist. In derartigen Ausführungsformen kann der Universal- oder Spezialrechner als eine in Bezug auf die Datenerfassungskomponenten des Systems 10 separate Komponente bereitgestellt sein oder in einer gemeinsamen Plattform mit derartigen Komponenten bereitgestellt sein. Desgleichen kann die Systemsteuerung 24 als Teil eines/einer derartigen Computers oder Arbeitsstation oder als Teil eines separaten für die Bilderfassung dedizierten Systems bereitgestellt sein.
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Wie oben erwähnt, wird die Erfassung von Bilddaten durch ein Bildgebungssystem, wie z. B. das abgebildete CT-Bildgebungssystems 10, von einer gewissen Röntgenbestrahlung des Patienten während des Bildgebungsverfahrens begleitet. Diese Strahlendosis ist in Abhängigkeit von u. a. davon, ob während der Untersuchung eine Vollabtastung (d. h. einer Drehung um 360° sowie etwas möglicher Überlappung entsprechende Bilddatenansichten) oder eine Halbabtastung (d. h. eine Teildrehung um 180° plus Kegel- oder Fächerwinkel des Röntgenstrahls) eingesetzt wird, verschieden. Zum Beispiel wird, wobei jetzt auf 2 Bezug genommen wird, das Röntgenröhrenstromprofil für eine Vollabtastungsumdrehung einer Röntgenstrahlenquelle um ein Bildvolumen abgebildet. Desgleichen bildet 3 das Röntgenröhrenstromprofil für eine Halbabtastung einer Röntgenstrahlenquelle um ein Bildvolumen ab. In den 2 und 3 repräsentieren die gestrichelten Bereiche den integrierten Röntgenröhrenstrom (in mAs) 60, 62, der einer Patienten-Strahlendosis für die Voll- bzw. Halbabtastung entspricht. Für einen Fächerwinkel von 55° nimmt der mit der Vollabtastung assoziierte integrierte Röhrenstrom 60 in Bezug auf den mit der Halbabtastung assoziierten integrierten Röhrenstrom 62 um 53% (flankierende Regionen 64) zu. In gewissen Ausführungsformen ist es ein Ziel, die mit einer Vollabtastungsdatenerfassung verbundenen Vorteile (z. B. weniger Kegelstrahlartefakte) aufrecht zu erhalten, während auch die mit einer Halbabtastungsdatenerfassung assoziierte zeitliche Auflösung beibehalten wird (d. h. wegen der reduzierten Dauer der Halbabtastung), während auch die höhere Strahlendosis im Verhältnis zum Halbabtastungsfall beibehalten oder reduziert wird.
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Gewisse Erfassungsansätze, Bezug nehmend auf die 2 und 3, erfassen eine Vollabtastung von Bilddaten und versuchen, die zeitliche Auflösung beizubehalten, indem sie sich hauptsächlich darauf verlassen, dass die Daten 66 einer Halbabtastung entsprechen, um Voxel in jenen Teilen des Bildvolumens zu rekonstruieren, für die die Daten relativ vollständig sind (d. h. diejenigen Regionen, die dem Röntgenstrahl immer ausgesetzt sind). Die übrigen Abtastdaten (d. h. die Daten, die den flankierenden Regionen 64 entsprechen), werden hauptsächlich außerhalb dieser Region relativer Datenvollständigkeit verwendet, können möglicherweise aber auch zum Eliminieren von niederfrequenten Schattierungsartefakten (z. B. Kegelstrahlartefakten) innerhalb der Datenvollständigkeitsregion verwendet werden.
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Bei derartigen Ansätzen kann es daher nützlich sein, den mit einer oder beiden der flankierenden Regionen 64 assoziierten mA-Wert zu reduzieren, um die vom Patienten erhaltene Gesamtdosis zu reduzieren, ohne aber die Bildqualität und/oder die zeitliche Auflösung innerhalb der Region relativer Datenvollständigkeit wesentlich zu beeinträchtigen. Auf der Basis dieses Verständnisses werden zur Zeit verschiedene strahlendosisreduzierende Ansätze erörtert.
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Zum Beispiel kann in einer Ausführungsform eine mA-Modulation in einer der flankierenden Regionen 64 oder in beiden eingesetzt werden. In einer Ausführungsform wird eine vollständige oder teilweise mA-Trapezmodulation eingesetzt. Zum Beispiel wird, wobei jetzt auf 4 Bezug genommen wird, in einer Ausführungsform ein symmetrisches oder „vollständiges” Trapez-mA-Profil in Bezug auf die Betreibung der Röntgenstrahlenquelle (z. B. Röhre) eingesetzt, wobei das Halbabtastungsintervall 70 mit vollständigem mA-Wert zwischen zwei Segmenten 72 mit niedrigerem mA-Wert angeordnet ist.
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In 4 wird zwar eine Ausführungsform abgebildet, bei der die zwei Segmente 72 mit niedrigerem mA-Wert einen ansteigenden bzw. abfallenden mA-Wert im Verhältnis zu einem Halbabtastungsintervall 70 mit vollständigem mA-Wert aufweisen, in einem idealen Szenario würde aber innerhalb der flankierenden Regionen 64 außerhalb der Halbabtastungsregion 66 ein mA-Mindestwert aufrecht erhalten (d. h. wäre konstant). Wie in 4 abgebildet, ist es in der Praxis (und wie abgebildet) aber eventuell schwierig oder unmöglich, den Röntgenröhrenstrom verzögerungsfrei auf- oder abzumodulieren und die aufsteigende und abfallende Flanke reflektieren die Leistungsfähigkeit von Röntgenröhre und Generator. Tatsächlich kann bei gewissen Scannern der mA-Wert auf etwa 5000 mA/Sekunde oder weniger erhöht werden und auf etwa 4000 mA/Sekunde oder weniger gesenkt werden. Je nach der Anstiegs- und Abklingzeit kann es daher ein Segment geben, in dem der Röntgenröhrenstrom konstant ist, oder auch nicht. Ungeachtet dessen, wird die Strahlendosis des Patienten proportional zur Differenz zwischen den integrierten Röntgenröhrenstrombereichen des Vollabtastungsszenarios (gestrichelter Bereich 60 von 2) und des mA-Modulationsszenarios (trapezförmiger Bereich 80, zusammengesetzt aus den Bereichen 70 und 72 von 4) verringert. Das heißt, dass die bei vollem mA-Wert (z. B. 700 mA in den abgebildeten Beispielen) verbrachte Zeit relativ zu einer konventionellen Vollabtastung, wie in 2 gezeigt, verringert wird, obwohl einer Vollabtastung entsprechende Daten erfasst werden.
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In 4 wird zwar eine symmetrische Anordnung von Segmenten mit vollem mA-Wert und niedrigerem mA-Wert abgebildet, es können aber auch asymmetrische Anordnungen eingesetzt werden. Zum Beispiel wird in 5, auf die jetzt Bezug genommen wird, eine Ausführungsform abgebildet, bei der der Röntgenröhrenstrom mit vollen mA-Wert (Segment 70) für einen Zeitabschnitt eingeleitet wird, der der Dauer der Halbabtastung entspricht (oder einer etwas kürzeren Dauer, um die Geschwindigkeit zu reflektieren, mit der der mA-Wert in dem anschließenden Segment 72 auf den gewünschten niedrigeren mA-Wert verringert werden kann), und fällt anschließend für die verbleibende Abtastdauer ab (Segment 72 mit niedrigerem mA-Wert). Umgekehrt wird in 6 eine Ausführungsform abgebildet, bei der der Röntgenröhrenstrom mit einem niedrigeren mA-Wert (Segment 72) eingeleitet und anschließend für einen Zeitabschnitt, der der Dauer der Halbabtastung entspricht (oder einer etwas kürzeren Dauer, um die Geschwindigkeit zu reflektieren, mit der der mA-Wert auf den vollen mA-Wert erhöht werden kann) auf den vollen mA-Wert (Segment 70) erhöht wird. Daher werden in diesen beiden asymmetrischen Beispielen wie bei dem symmetrischen Beispiel oben einer Vollabtastung entsprechende Daten erfasst, aber die auf dem vollen mA-Wert verbrachte Zeit ist im Verhältnis zu einer konventionellen Vollabtastung kürzer.
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Wie aus den obigen Beispielen erkennbar ist, sind maximaler mA-Wert, minimaler mA-Wert, mA-Anstieg- und mA-Abfallszeit und die Dauer des maximalen mA-Werts bei der Konfiguration von mA-Modulationsprotokollen relevante Parameter und definieren, wieviel der Strahlendosis jedes Protokoll im Verhältnis zu einem üblichen Vollabtastungsprotokoll einspart. In den obigen Beispielen wurde das Segment 70 des vollen mA-Werts schmaler (von kürzerer Dauer) als das Halbabtastungsintervall 66 gewählt, wie z. B. für eine zusätzliche Verringerung der Strahlendosis und aufgrund minimaler Rauschauswirkungen. Des Weiteren, wie oben angegeben, hängt es von der relativen mA-Modulationsgeschwindigkeit (d. h. der Geschwindigkeit der mA-Erhöhung und/oder -Verringerung) ab, ob die Segmente 72 mit niedrigem mA-Wert während der Abtastungsdauer ein Plateau erreichen. Ferner können die Ansätze der asymmetrischen mA-Modulation, wie die in den 5 und 6 abgebildeten, mehr der Strahlendosis einsparen als Ansätze der symmetrischen mA-Modulation wie der in 4 abgebildeten.
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Die mA-Modulation ist zwar ein Ansatz zur Verringerung der Strahlendosis, es können aber auch andere geeignete Ansätze eingesetzt werden. Zum Beispiel, wie oben erwähnt, kann die Geschwindigkeit, mit der der mA-Wert moduliert wird, begrenzt werden, wie z. B. aufgrund der finiten thermischen Reaktionszeit eines Röntgenröhren-Glühwendels. In einer Implementierung kann anstelle der Modulierung des mA-Stroms (und des Akzeptierens der durch die finite mA-Modulationsgeschwindigkeit gegebenen Beschränkungen) die Röntgenröhrenspannung zum Umschalten der Röntgenröhre zwischen Zuständen (wie z. B. zwischen 140 kV und 80 kV) gesteuert werden, wobei eine volle Strahlendosis geliefert wird (d. h. „ein”) und wobei keine oder im Wesentlichen keine Strahlendosis geliefert wird (d. h. „aus” oder „effektiv aus”). Wie erkennbar ist, entspricht der „aus”-Zustand der Röntgenröhre oder -quelle nicht unbedingt 0 kVp, er kann aber anzeigen, dass die Röhrenspannung niedrig genug ist, so dass sie eine minimale oder keine Bestrahlung des Patienten erzeugt.
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In Anbetracht dessen und unter Bezugnahme auf 7 ist ein dosisreduzierender Ansatz, den Halbabtastungsansichtsbereich 66 bei vollem mA-Wert zu erfassen und für den Rest der Vollabtastung nur einen spärlichen Teilsatz von Ansichten zu erfassen, der den flankierenden Regionen 64 entspricht. Das heißt, dass die Röntgenstrahlenquelle außerhalb des Halbabtastungsintervalls 66 zwischen dem Ein- und Aus-Zustand gewechselt werden kann, indem die Röntgenröhrenspannung so geregelt wird, dass zeitweise oder abwechselnde Ansichten bei vollem mA-Strom erfasst werden, während die dazwischenliegenden Ansichten oder Zeiten auf einem mA-Wert liegen, der einer kleinen oder keiner Strahlendosis, d. h. keine Röntgenstrahlenemission, entspricht. Bei der Rekonstruktion werden also nur die „Ein”-Ansichten in den flankierenden Regionen 64 verwendet. Weiters tragen nur diese „Ein”-Ansichten zur Patienten-Strahlendosis bei und die Patientengesamtdosis wird im Verhältnis zu einer Vollabtastung (2) verringert. In gewissen Ausführungsformen kann das effektive Spektrum der gepulsten Ansichten (d. h. der während der Abwechslung der Röntgenröhrenspannung erfassten Ansichten) anders sein als bei den Ansichten, bei denen die Röntgenröhrenspannung nicht gewechselt wird. In derartigen Implementierungen kann ein dedizierter Kalibrierschritt durchgeführt werden, um die Spektrum-Grundlinie für die gepulsten Ansichten zu erhalten.
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Ein weiterer Ansatz zum Behandeln der finiten mA-Modulationsgeschwindigkeit ist, das Segment 70 mit vollem mA-Wert und die Segmente 72 mit reduziertem mA-Wert auf zwei Umdrehungen zu verteilen, wie in 8 gezeigt wird. In einer derartigen Ausführungsform wird ein Halbabtastungssegment 70 (d. h. 180° plus Fächerwinkel) bei vollem mA-Wert (z. B. 700 mA) durchgeführt und ein Segment mit reduziertem mA-Wert (z. B. 100 mA) wird mit einem Versatz von einer Umdrehung (vor oder nach der Halbabtastung) erhalten. In einem Beispiel einer derartigen Implementierungszeit kann die Rotationszeit etwa 0,28 Sekunden (z. B. etwa ein Viertel einer Sekunde) betragen. Die Ansichten aus den beiden Umdrehungen werden zur Rekonstruktion in einen einzelnen Datensatz zusammengefasst. In einer Ausführungsform kann der Zwei-Umdrehungen-Ansatz die Strahlendosis (im Verhältnis zu einer normalen Vollabtastung) mehr reduzieren als der oben besprochene Ansatz der symmetrischen mA-Modulation. In Zwei-Umdrehungen-Implementierungen kann die zweite Umdrehung mit niedrigem mA-Wert zum Verbessern der Bildqualität in den Teilen des Bildvolumens, die außerhalb der Region relativer Datenvollständigkeit liegen, sowie zum Verringern einiger niederfrequenter Schattierungartefakte wie z. B. Kegelstrahlartefakte innerhalb der Teile des Bildvolumens, in denen die Daten relativ vollständig sind (z. B. jenen Regionen, die dem Röntgenstrahl immer ausgesetzt sind), verwendet werden.
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Zur Vermeidung eines abrupten Übergangs können in einer Implementierung die zwei in verschiedenen Umdrehungen erfassten Segmente eine gewisse Winkelansichtsüberlappung haben, so dass sie mit einem gewissen Grad an weichen Übergängen kombiniert werden können. Zum Beispiel kann Sinogrammdomänenglättung eingesetzt werden, so dass die Ansichten bei niedrigem mA-Wert allmählich geglättet werden, so dass die Diskontinuität zwischen den Ansichten bei niedrigem mA-Wert und die Ansichten bei hohem mA-Wert reduziert oder eliminiert wird.
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Eine weitere Methode zur Verringerung der Röntgenstrahlendosis in flankierenden Regionen 64 einer Vollabtastungsbilderfassung ist das selektive Kollimieren von Röntgenstrahlen auf Basis eines Kegelwinkels. Spezieller können Röntgenstrahlen im Inneren des Strahls kollimiert oder anderweitig blockiert werden, da diese inneren Röntgenstrahlen nicht zu den Eckregionen der Detektorregion beitragen. Zur Außenseite des Kegels hin liegende Röntgenstrahlen, die zu den Eckregionen beitragen, würden so an der Kollimation vorbei durchgelassen. Zum Beispiel könnte ein Kollimator, der Reihen nahe der Isoebene blockiert und Röntgenstrahlen über einem bestimmten Kegelwinkel durchlässt, eingesetzt werden und ein Abtastprotokoll entwickelt werden, wobei der Halbabtastungsansichtsbereich ohne die Kollimation im Kegelinneren erfasst wird und die übrigen Abtastungen mit der Kollimation im Kegelinneren erfasst werden. Auf diese Weise kann ebenfalls eine Abtastung von Vollabtastungsdauer durchgeführt werden, aber aufgrund der Kollimation des Inneren des Kegels von Röntgenstrahlen außerhalb des Halbabtastungsansichtsbereichs mit einer reduzierten effektiven Strahlendosis für den Patienten.
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Technische Wirkungen der Erfindung beinhalten die Erfassung von CT-Bilddaten über einen Vollabtastungsbereich (d. h. Umdrehung), aber mit einer im Verhältnis zu einer mit konstantem Röntgenröhrenstrom implementierten Vollabtastung verringerten Strahlendosis. Weitere technische Wirkungen beinhalten die Implementierung eines Vollabtastungs-CT-Erfassungsprotokolls mit Modulation des Röntgenröhrenstroms außerhalb eines Halbabtastungsfensters. Zusätzliche technische Wirkungen beinhalten die Implementierung eines Vollabtastungs-CT-Erfassungsprotokolls mit Erfassung von spärlichen Ansichten außerhalb eines Halbabtastungsfensters. Weitere technische Wirkungen beinhalten die Implementierung eines Zwei-Umdrehungen-CT-Erfassungsprotokolls zum Erfassen von Bilddaten, die einer einzelnen Vollabtastungsumdrehung entsprechen, wobei jede Umdrehung des Zwei-Umdrehungen-Protokolls einen anderen Röntgenröhrenstrom einsetzt. Andere technische Wirkungen beinhalten die Implementierung eines Vollabtastungs-CT-Erfassungsprotokolls mit unterschiedlicher z-Kollimation außerhalb eines Halbabtastungsfensters.
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Diese schriftliche Beschreibung verwendet Beispiele zur Offenbarung der Erfindung, einschließlich der besten Art der Ausführung, und auch, um einer Fachperson die Ausübung der Erfindung zu ermöglichen, einschließlich der Herstellung und Benutzung jedweder Vorrichtungen oder Systeme und der Durchführung eingebundener Verfahren. Der patentfähige Umfang der Erfindung wird von den Ansprüchen definiert und kann weitere Beispiele beinhalten, die fachkundigen Personen einfallen werden. Es ist vorgesehen, dass derartige weitere Beispiele in den Umfang der Ansprüche fallen, wenn sie strukturelle Elemente haben, die sich nicht von der wörtlichen Sprache der Ansprüche unterscheiden, oder wenn sie äquivalente strukturelle Elemente mit unwesentlichen Unterschieden von den wörtlichen Sprachen der Ansprüche beinhalten.
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Es werden Ansätze zur Erfassung von CT-Bilddaten offenbart, die einer Vollabtastung, aber mit einer reduzierten Strahlendosis, entsprechen. In einer Ausführungsform wird die Modulation von Röntgenröhrenstrom eingesetzt, um die effektive Strahlendosis zu verringern. In anderen Implementierungen kann die Erfassung mit Erfassungsprotokollen mit spärlichen Ansichten, z-Kollimation und zwei Umdrehungen eingesetzt werden, um eine reduzierte Strahlendosis im Verhältnis zu einem Vollabtastungs-Erfassungsprotokoll zu erzielen.
