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QUERVERWEIS AUF EINE VERWANDTE ANMELDUNG
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Die vorliegende Anmeldung ist eine nicht vorläufige Anmeldung und beansprucht Priorität von der vorläufigen US-Anmeldung mit dem Aktenzeichen 61/039,466, die am 26. März 2008 eingereicht wurde und deren Offenbarung hierin mit aufgenommen ist.
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HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
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Die Erfindung betrifft allgemein diagnostische Bildgebung und insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung zur schnellen Dual-kVp-Umschaltung in existierenden CT-Bildgebungssystemen.
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In Computertomographie(CT)-Bildgebungssystemen sendet gewöhnlich eine Röntgenquelle ein konisches Strahlbündel in Richtung auf ein Subjekt oder Objekt, wie beispielsweise einen Patienten oder ein Gepäckstück, aus. Hier nachstehend sollen die Begriffe „Subjekt” und „Objekt” alles umfassen, was abgebildet werden kann. Das Strahlbündel trifft, nachdem es durch das Objekt abgeschwächt worden ist, auf ein Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der an dem Detektorarray empfangenen abgeschwächten Bündelstrahlung hängt gewöhnlich von der Abschwächung des Röntgenstrahlbündels durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein gesondertes elektrisches Signal, das das durch jedes Detektorelement empfangene abgeschwächte Bündel kennzeichnet. Die elektrischen Signale werden quantisiert und zu einem Datenverarbeitungssystem zur Analyse übermittelt, das schließlich ein Bild erzeugt.
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Im Allgemeinen werden die Röntgenquelle und das Detektorarray an der Gantry innerhalb einer Bildgebungsebene und rings um das Objekt gedreht. Röntgenquellen enthalten gewöhnlich Röntgenröhren, die das Röntgenstrahlbündel von einem Fokuspunkt aussenden. Röntgendetektoren enthalten gewöhnlich einen Kollimator zur Kollimierung von Röntgenstrahlbündeln, die an dem Detektor empfangen werden, einen Szintillator benachbart zu dem Kollimator zur Umwandlung von Röntgenstrahlen in Lichtenergie sowie Fotodioden zum Empfangen der Lichtenergie von dem benachbarten Szintillator und zur Erzeugung elektrischer Signale von dieser.
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Gewöhnlich wandelt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlen in Lichtenergie um. Jeder Szintillator gibt Lichtenergie zu einer zu diesem benachbarten Fotodiode ab. Jede Fotodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangssignale der Fotodioden werden quantisiert und dann zur Bildrekonstruktion zu dem Datenverarbeitungssystem übertragen.
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Ein CT-Bildgebungssystem kann ein energiediskriminierendes (ED), Multi-Energie-(ME-) und/oder Dual-Energie (DE-)CT-Bildgebungssystem enthalten, das als ein EDCT-, MECT- und/oder DE-CT-Bildgebungssystem bezeichnet werden kann. Das EDCT-, MECT- und/oder DE-CT-Bildgebungssystem ist konfiguriert, um auf unterschiedliche Röntgenspektren anzusprechen. Zum Beispiel kann ein herkömmliches CT-System der dritten Generation Röntgenprojektionsdaten aufeinanderfolgend bei unterschiedlichen Kilovolt-Spitzenspannungspegeln (kVp-Pegeln) der Röntgenquelle akquirieren, was die Spitzenenergie und das Energiespektrum der einfallenden Photonen, die die ausgesandten Röntgenstrahlen aufweisen, verändert. Es können energieempfindliche Detektoren verwendet werden, so dass jedes Röntgenphoton, das den Detektor erreicht, gemeinsam mit seiner Photonenenergie aufgezeichnet wird.
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Techniken, um die Messwerte zu erhalten, umfassen ein Scannen mit zwei unterscheidungsfähigen Energiespektren und Erfassen der Photonenenergie entsprechend der Energiedeposition in dem Detektor. EDCT/MECT/DE-CT ermöglicht Energiediskriminierung und Materialcharakterisierung. Zum Beispiel leitet das System bei Fehlen einer Objektstreuung das Verhalten bei einer anderen Energie auf der Basis des Signals von zwei Bereichen der Photonenenergie in dem Spektrum ab: dem niederenergetischen und dem hochenergetischen Teil des Spektrums des einfallenden Röntgenstrahls. Die detektierten Signale von zwei Energiebereichen liefern ausreichend Informationen, um die Energieabhängigkeit von dem gerade abgebildeten Material aufzulösen. Außerdem liefern die detektierten Signale von den beiden Energiebereichen ausreichend Informationen, um die relative Zusammensetzung eines aus zwei hypothetischen Materialien zusammengesetzten Objektes zu bestimmen.
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Ein Hauptziel des Dual-Energie-Scannens liegt darin, diagnostische CT-Bilder zu erhalten, die durch Verwendung von zwei Scanns bei unterschiedlichen Energiespektren die Kontrasttrennung innerhalb des Bildes verbessern. Für industrielle Prüfsysteme ermöglicht die Information eine Charakterisierung der materialspezifischen Eigenschaften der gescannten Objekte. Es ist eine Reihe von Techniken vorgeschlagen worden, um Dualenergie-Scannen unter Verwendung eines nicht-energie-diskriminierenden Detektors, wie beispielsweise eines Szintillators, vorgeschlagen worden. Derartige Techniken können eine Akquisition zweier Scanns entweder unmittelbar nacheinander, zeitlich sequentiell, wobei die Scanns zwei Umdrehungen rings um das Objekt erfordern, oder verschachtelt als Funktion des Drehwinkels umfassen, was eine Umdrehung rings um das Objekt erfordert, wobei die Röhre zum Beispiel bei Potentialen von 80 kVp und 140 kVp arbeitet. Hochfrequenzgeneratoren haben es möglich gemacht, das Potential der Röntgenquelle auf wechselnden Ansichten umzuschalten. Infolgedessen können Dual-Energie-Projektionsdaten (hoch- und niederenergetische Projektionsdaten) in einer zeitlich überlappten Weise erhalten werden, anstatt durch zwei gesonderte Scanns, die im Abstand von mehreren Sekunden zueinander vorgenommen werden, wie dies die frühere CT-Technologie erforderte. Die Vornahme gesonderter Scanns im Abstand von mehreren Sekunden zueinander führt zu einer Fehlregistrierung zwischen den Datensätzen, die durch eine Patientenbewegung (sowohl eine externe Patientenbewegung als auch eine interne Organbewegung) und in dem Falle eines Spiralscanns, wie es beispielsweise zur Inline-Objektprüfung eingesetzt wird, unterschiedliche Konuswinkel hervorgerufen ist. Und im Allgemeinen kann eine herkömmliche Dual-kVp-Technik mit zwei Durchgängen nicht zuverlässig angewandt werden, wenn für Körpermerkmale oder Objektmerkmale, die sich in Bewegung befinden, wie beispielsweise in einem Gepäckscanner, kleine Details aufgelöst werden müssen.
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Während ein Umschalten des Röntgenquellenpotentials über die Hochfrequenzgeneratoren viele der Probleme, die mit herkömmlichem Dual-Energie-Scannen mit zwei Durchgängen verbunden sind, löst, bietet eine derartige Konfiguration nicht immer die für bestimmte Bildgebungsanwendungen benötigte Umschaltgeschwindigkeit. Zum Beispiel können Herzbildgebungs- und bestimmte Niederstrom-Bildgebungsanwendungen, wie beispielsweise Sicherheitsinspektionen und industrielle Überprüfungen, durch einfaches Umschalten des Röntgenquellenpotentials mit dem Hochfrequenzgenerator nicht effektiv vorgenommen werden. Häufig gibt es in der Antwortzeit des umgeschalteten Betriebspotentials zwischen dem Hochfrequenzgenerator und der Röntgenquelle eine Verzögerung, die zum Teil auf die Kapazität des Kabels und der mit diesen Vorrichtungen verbundenen Röntgenröhre und die niedrigen Strompegel der Röntgenröhre zurückzuführen ist.
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Bei der Verwendung der vorstehend beschriebenen Dual-kVp-Umschalttechnik ist ein Hochspannungsgenerator mit einer Röntgenquelle, wie beispielsweise einer Röntgenröhre, über ein Hochspannungskabel direkt verbunden. Während der Hochspannungsgenerator ein Zweistufen-Generator sein kann, der in der Lage ist, zwischen zwei unterschiedlichen Spannungspegeln umzuschalten, um die Dual-kVp-Bildgebung durchzuführen, wird dieses Umschalten gewöhnlich durch kapazitive und sonstige Effekte beeinflusst. Das heißt, die Anstiegszeit beim Umschalten des Generators von einem ersten (niedrigen) Spannungspegel oder ersten kVp-Pegel auf einen zweiten (hohen) kVp-Pegel ist durch die Leistung des Hochspannungsgenerators begrenzt und kann für eine effektive Dual-kVp-Bildgebung in vielen medizinischen und Sicherheitsanwendungen zu langsam sein kann. In gleicher Weise ist die Abfallzeit beim Umschalten des hohen kVp- auf einen niedrigen kVp-Pegel im Allgemeinen sehr langsam, was effektiv die Energietrennung der angewandten Spektren reduziert, was eine reduzierte Materialspezifikationsempfindlichkeit zur Folge hat, und folglich die Effektivität der Dual-kVp-Bildgebung reduziert. An sich führen diese unzureichenden Umschaltgeschwindigkeiten häufig zu einer Fehlregistrierung der Projektionsdatenpaare und zu streifenartigen Artefakten in den rekonstruierten Bildern.
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Folglich wäre es erwünscht, eine Vorrichtung und ein Verfahren zu entwerfen, um eine geeignete Dual-kVp-Umschaltung zu erzielen.
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KURZBESCHREIBUNG
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Die Erfindung ist ein gezieltes Verfahren und eine gezielte Vorrichtung zur schnellen kVp-Umschaltung, die die vorstehend erwähnten Nachteile überwinden.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung enthält ein System einen Generator, der konfiguriert ist, um wenigstens einen Spannungspegel auszugeben, und eine Röntgenquelle, die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen zu erzeugen, die auf ein Objekt gerichtet werden. Das System enthält ein Modul, das mit dem Ausgang des Generators und mit einem Eingang der Röntgenquelle gekoppelt und konfiguriert ist, um eine Ausgabe zu der Röntgenquelle zwischen einem ersten Spannungspegel und einem zweiten Spannungspegel umzuschalten oder beim Umschalten der Ausgabe zu unterstützen.
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Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung enthält ein Verfahren zum Akquirieren von Bildgebungsdaten bei mehr als einem einzigen Energiespektrum ein Zuführen wenigstens einer Spannung zu einem Modul, wobei das Modul mit der Röntgenquelle verbindbar ist, und Koppeln des Moduls mit der Röntgenquelle sowie Ausgeben einer ersten Spannung zu der Röntgenquelle. Das Verfahren enthält ferner ein Projizieren eines ersten Strahlbündels eines Röntgenenergiespektrums, das unter Verwendung der ersten Spannung erzeugt wurde, in Richtung auf das Objekt von der Röntgenquelle aus und Akquirieren eines ersten Satzes gemessener Projektionsdaten, Umschalten von der ersten Spannung auf eine zweite Spannung unter Verwendung des Schaltungsmoduls, Projizieren eines zweiten Strahlbündels von Röntgenenergie, das unter Verwendung der zweiten Spannung erzeugt wurde, in Richtung auf das Objekt von der Röntgenquelle aus und Akquirieren eines zweiten Satzes gemessener Projektionsdaten sowie Rekonstruieren wenigstens eines repräsentativen Bildes aus dem ersten und dem zweiten Satz gemessener Projektionsdaten.
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Gemäß einem noch weiteren Aspekt der Erfindung enthält ein Bildgebungssystem eine Gantry, die eine Öffnung zur Aufnahme eines zu scannenenden Objektes aufweist, eine Röntgenquelle, die konfiguriert ist, um Röntgenstrahlen mit mehreren Energien in Richtung auf das Objekt zu projizieren, einen Generator, der mit der Röntgenquelle gekoppelt und konfiguriert ist, um wenigstens eine Spannung zu erzeugen, ein Schaltungsmodul, das zwischen dem Generator und der Röntgenquelle eingekoppelt und konfiguriert ist, um ein Umschalten oder ein Unterstützen beim Umschalten zwischen einer ersten Spannung und einer zweiten Spannung zu erzielen, so dass Röntgenstrahlen, die ein erstes Energiespektrum aufweisen, erzeugt werden, wenn die erste Spannung angelegt wird, und Röntgenstrahlen, die ein zweites Energiespektrum aufweisen, erzeugt werden, wenn die zweite Spannung angelegt wird, und einen Computer. Der Computer ist konfiguriert, um Bildgebungsdaten aus Röntgenstrahlen bei dem ersten Energiespektrum und bei dem zweiten Energiespektrum zu akquirieren.
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Diese und weitere Vorteile und Merkmale werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen der Erfindung leichter verständlich, die in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen angegeben ist.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 zeigt eine bildliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems.
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2 zeigt ein schematisiertes Blockdiagramm des in 1 veranschaulichten Systems.
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3 zeigt ein schematisiertes Blockdiagramm einer schnellen kVp-Spannungssignalform gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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4 zeigt eine graphische Darstellung einer Konfiguration zur schnellen kVp-Umschaltung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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5 zeigt ein schematisiertes Diagramm eines zwischengeschalteten Schaltkreises gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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6 zeigt ein schematisiertes Blockdiagramm einer schnellen kVp-Umschaltkonfiguration gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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7 zeigt ein schematisiertes Blockdiagramm einer schnellen kVp-Umschaltkonfiguration gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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8 zeigt eine bildliche Ansicht eines CT-Systems zur Verwendung mit einem nichtinvasiven Gepäckkontrollsystem gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG BEVORZUGTER AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Die Betriebsumgebung von Ausführungsformen der Erfindung ist in Bezug auf ein 64-Schichten-Computertomographie(CT)-System beschrieben. Jedoch wird es für Fachleute auf dem Gebiet verständlich sein, dass Ausführungsformen der Erfindung in gleicher Weise zur Verwendung mit anderen Multi-Schicht-Konfigurationen anwendbar sind. Außerdem sind Ausführungsformen der Erfindung im Zusammenhang mit der Erfassung und Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Jedoch wird ein Fachmann ferner verstehen, dass Ausführungsformen der Erfindung in gleicher Weise für die Erfassung und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie anwendbar sind. Ausführungsformen der Erfindung sind nachstehend im Zusammenhang mit einem CT-Scanner der „dritten Generation” beschrieben, sind jedoch in gleicher Weise mit CT-Systemen anderer Generationen verwendbar. Außerdem sind die Röntgenröhre und der Detektor beschrieben, wie sie rings um das abgebildete Objekt rotieren, wobei jedoch andere Konfigurationen, bei denen der Detektor und die Röntgenquelle stationär gehalten werden und das Objekt gedreht wird, ebenfalls in Erwägung gezogen werden. Darüber hinaus sind diese Techniken, obwohl sie im Zusammenhang mit CT-Systemen erläutert sind, in gleicher Weise auf eine Projektions-Röntgen-Bildgebung anwendbar, wie sie auch in medizinischen und industriellen radiographischen Anwendungen eingesetzt wird.
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Bezugnehmend auf 1 ist ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 veranschaulicht, wie es eine Gantry 12 enthält, die für einen CT-Scanner der „dritten Generation” repräsentativ ist. Die Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf, die ein Bündel von Röntgenstrahlen in Richtung auf eine Detektoranordnung oder einen Kollimator 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Indem nun auf 2 Bezug genommen wird, ist die Detektoranordnung 18 durch mehrere Detektoren 20 und ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 gebildet. Die mehreren Detektoren 20 erfassen die projizierten Röntgenstrahlen 16, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchtreten, 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 das abgeschwächte Strahlbündel, wenn dieses durch den Patienten 22 hindurchtritt, repräsentiert. Während eines Scanns zur Akquisition von Röntgenprojektionsdaten rotieren die Gantry 12 und die an dieser montierten Komponenten rings um einen Drehmittelpunkt 24.
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Die Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden durch einen Steuerungsmechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Der Steuerungsmechanismus 26 enthält eine Röntgensteuereinrichtung 28 und einen Generator 29, der Leistungs- und Zeittaktsignale zu einer Röntgenquelle 14 liefert, und eine Gantrymotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Position der Gantry 12 steuert. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgendaten von dem DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als ein Eingangssignal einem Computer 36 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
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Der Computer 36 empfängt ferner Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die irgendeiner Art einer Bedienerschnittstelle, wie beispielsweise eine Tastatur, Maus, sprachaktivierte Steuerung oder irgendeine sonstige geeignete Eingabevorrichtung, aufweist. Eine zugeordnete Anzeige 42 ermöglicht dem Bediener, das rekonstruierte Bild und weitere Daten von dem Computer 36 zu beobachten. Die vom Bediener gelieferten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 dazu verwendet, Steuerungssignale und Informationen zu dem DAS 32, der Röntgensteuerung 28 und der Gantrymotorsteuerung 30 zu liefern. Außerdem bedient der Computer 36 eine Tischmotorsteuerung 44, die einen motorisierten Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 und die Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Patienten 22 durch eine Gantryöffnung 48 nach 1 ganz oder teilweise.
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Indem nun auf 3 Bezug genommen wird, ist eine beispielhafte Ausführungsform einer Konfiguration zur schnellen kVp-Umschaltung gemäß der Erfindung veranschaulicht. Das System 200 enthält einen Hochspannungsgenerator 210, der mit einem Hochspannungskabel 220 verbunden ist. Der Hochspannungsgenerator 210 ist konfiguriert, um wenigstens einen Spannungspegel zu erzeugen. Das System 200 enthält einen zwischengeschalteten Schaltkreis 230, der zwischen dem Hochspannungskabel 220 und einer Röntgenröhre 240 eingekoppelt ist. In Ausführungsformen der Erfindung kann die Röntgenröhre 240, als Beispiel, eine Einkathoden- oder eine Zweikathoden-Röntgenröhre sein. Der zwischengeschaltete Schaltkreis 230 ist konfiguriert, um schnell zwischen einem ersten Spannungspegel und einem zweiten Spannungspegel umzuschalten oder dabei zu unterstützen. Dieses schnelle Umschalten zwischen dem ersten Spannungspegel und dem zweiten Spannungspegel verringert deutlich eine Fehlausrichtung von Projektionspaaren und resultierende Artefakte, die in rekonstruierten Bildern auftreten können, wodurch die Bestimmung der Materialzusammensetzung und der effektiven Ordnungszahl eines gescannten Objektes verbessert wird.
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Weiterhin bezugnehmend auf 3 ist, wie vorstehend beschrieben, die Zwischenschaltung 230, zwischen dem Hochspannungskabel 220 und der Röntgenröhre 240 eingekoppelt. Bei einer derartigen Konfiguration beeinflusst die Lastkapazität des Hochspannungskabels 220 die Umschaltgeschwindigkeit, die durch die Zwischenschaltung 230 erreicht werden kann, in minimaler Weise. Die Platzierung der Zwischenschaltung 230 ist jedoch nicht auf die in dem System 200 veranschaulichten Konfigurationen beschränkt. In Ausführungsformen der Erfindung kann die Zwischenschaltung 230 als eine modulare Einheit konstruiert sein, die in existierende Röntgensysteme, einschließlich einen Generator des Röntgensystems, bei verschiedenen Konfigurationen eingebaut werden kann. Beispiele für derartige Konfigurationen sind hier nachstehend näher erläutert. Als eine modulare Einheit kann die Zwischenschaltung 230 in ein existierendes System eingebracht oder eingebaut werden, so dass auf diese Weise in diesem Beispiel die Notwendigkeit einer Generalüberholung oder eines vollständigen Austausches eines Röntgensystems, um eine schnelle Dual-kVp-Bildgebung zu ermöglichen, beseitigt wird. Demgemäß werden durch die einfache Aufnahme der modularen Zwischenschaltung 230 in ein existierendes Röntgensystem die Kosten, die gewöhnlich mit der Modifikation oder dem Austausch des existierenden Röntgensystems für eine schnelle Dual-kVp-Bildgebung verbunden sind, deutlich reduziert.
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4 veranschaulicht eine graphische Darstellung 300 der Dual-kVp-Umschaltung gemäß einer beispielhaften Ausführungsform. Es sind zwei Spannungspegel, kV_L und kV_H, entlang einer Spannungsachse 302 veranschaulicht, und sie veranschaulichen Pegel einer ersten Spannung 305 und einer zweiten Spannung 310, die höher ist als die erste Spannung 305. Eine Zwischenschaltung, wie beispielsweise die Zwischenschaltung 230, wie vorstehend beschrieben, ist dazu konfiguriert, zwischen der ersten Spannung 305 und der zweiten Spannung 310 schnell umzuschalten oder bei dem Umschalten zu unterstützen. Zum Beispiel kann die Zwischenschaltung zwischen Spannungen von beispielsweise 100 kVp und 180 kVp schnell umschalten oder helfen umzuschalten. Die Grafik 300 veranschaulicht eine Ausgabe (ein Ausgangssignal) 313 der Zwischenschaltung während des Umschaltens zwischen der ersten und der zweiten Spannung 305, 310. Während die Ausgabe 313 an dem zweiten Spannungspegel 310 während eines Betrachtungszeitraums auf einen niedrigeren Spannungspegel 311 „sinken” oder „fallen” kann, sollte dieses Absinken nicht mehr als 10 kV betragen. Eine Röntgenröhre, wie beispielsweise die Röntgenröhre 240 nach 3, die angeschlossen ist, um die Ausgabe 313 der Zwischenschaltung zu empfangen, wird veranlasst, abwechselnde Röntgenspektren entsprechend der ersten und der zweiten Spannung 305, 310 zu emittieren. Durch Akquisition von Projektionsdaten mittels der abwechselnden Röntgenspektren, die bei unterschiedlichen Generatorspannungspegeln erzeugt werden, können anhand eines bekannten Basismaterialdekompositionsprozesses materialspezifische Informationen, wie beispielsweise die Materialzusammensetzung und die effektive Ordnungszahl des gescannten Objektes, erhalten werden.
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Entlang einer Zeitachse 304 sind eine Anstiegszeit 315 und eine Abfallzeit 320 veranschaulicht. Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung ist die Anstiegszeit 315 der Grafik 300 kleiner als oder gleich etwa 10 Mikrosekunden. In ähnlicher Weise ist die Abfallzeit 320 kürzer als oder gleich etwa 10 Mikrosekunden. Jedoch sind die Anstiegs- und die Abfallzeit 315, 320 in Ausführungsformen der Erfindung nicht darauf beschränkt, und sie können größer als oder kleiner als 10 Mikrosekunden sein. Außerdem werden die Anstiegs- und Abfallzeiten 315, 320 auf der Basis von Betriebsparametern ausgewählt, die in akquirierten Bilddaten dazu führen, dass diese eine minimale Fehlregistrierung zwischen Projektionspaaren aufweisen. Ferner kann der Spannungsabfall, wie er in 4 veranschaulicht ist, viel kleiner als oder größer als 10 kV sein, abhängig von der Art der Zwischenschaltungskonstruktion.
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Ein Fachmann auf dem Gebiet wird ohne weiteres erkennen, dass das Umschalten zwischen der niedrigen und der hohen Spannung durch die Zwischenschaltung während des Scanns bei unterschiedlichen Winkelpositionen der Gantry wiederholt werden kann, so dass ein verschachteltes Datenmuster mit einer oder mehreren Ansichten, die bei dem niedrigen kVp-Wert 305 erhalten werden, und einer oder mehreren Ansichten, die bei dem hohen kVp-Wert 310 erhalten werden, akquiriert wird.
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Bezugnehmend auf 5 ist eine detailliertere Ansicht einer Zwischenschaltung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung veranschaulicht. Die Zwischenschaltung 400 enthält einen Spannungseingang 402, einen Spannungsteiler 404, mehrere Schaltstufen 410, die in Reihe verbunden sind, und einen Spannungsausgang 406. Jede Stufe hat ein Paar von Schaltern Sn und Sn', eine Diode Dn, die betrieben werden kann, um umgekehrten Stromfluss zu sperren, und einen Kondensator Cn, wobei „n” der Stufennummer entspricht. Im Betrieb empfängt die Zwischenschaltung 400 eine Spannung über den Eingang 402 von einem Hochspannungsgenerator, wie beispielsweise dem Hochspannungsgenerator 210 nach 3, und die Reihe der Stufen 410 ermöglicht ein schnelles Umschalten der Eingangsspannung zwischen zwei Spannungspegeln an dem Ausgang 406. Das heißt, die Schalter Sn und Sn' jeder Stufe 410 sind durch zwei Logiksignale gesteuert, wobei das öffnen des Schalters Sn und das Schließen des Schalters Sn' dazu dient, eine erste Spannung auszugeben, während das Schließen des anderen Schalters Sn den Kondensator Cn in Reihe verbindet und dazu dient, eine zweite, höhere Spannung auszugeben. Die Gesamtanzahl von Stufen 410 hängt von dem Betrag der Spannungserhöhung ab, und die Zwischenschaltung 400 kann folglich entworfen sein, um verschiedenen Spannungspegelanforderungen zu genügen. Wie bei der Zwischenschaltung 230, die vorstehend im Zusammenhang mit 3 erläutert ist, kann die Zwischenschaltung 400 eine modulare Schaltung sein, und sie kann bei geringem Aufwand oder kurzer Systemausfallzeit entfernt, repariert oder ausgetauscht werden. Außerdem sind die einzelnen Stufen 410 ebenfalls modular, und sie können in der Zwischenschaltung 400 leicht repariert oder ersetzt werden. In der in 5 veranschaulichten Ausführungsform steuert die Zwischenschaltung, als ein Beispiel, die an die Röntgenröhre angelegte Spannung.
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6 veranschaulicht eine schnelle kVp-Umschaltkonfiguration gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung. Das System 500 ist konfiguriert, um in ähnlicher Weise wie das in 3 veranschaulichte System 200, jedoch bei einer anderen Anordnung der Zwischenschaltung in diesem zu arbeiten. Das heißt, ein Hochspannungsgenerator 510 ist mit einer Zwischenschaltung 50 verbunden oder integriert, die dann mit einem Hochspannungskabel 520 verbunden ist. Das Hochspannungskabel 520 ist dadurch mit einer Röntgenröhre 540 unmittelbar verbunden. Wie vorstehend im Zusammenhang mit 3 erläutert, kann eine modulare Zwischenschaltung 530 in vielfältigen Konfigurationen überall in dem Röntgensystem 500 platziert werden und dabei weiterhin funktionieren, um an die Röntgenröhre 540 angelegte Spannungspegel schnell umzuschalten. Zum Beispiel können der Hochspannungsgenerator 510 und die modulare Zwischenschaltung 530 als eine einzelne Einheit 515 integriert sein, wie sie in 6 in Strichlinien veranschaulicht ist.
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Als ein weiteres Beispiel veranschaulicht 7 eine schnelle kVp-Umschaltkonfiguration gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung. Das System 600 enthält einen Hochspannungsgenerator 610, der mit einem Hochspannungskabel 620 verbunden ist. Ähnlich wie das System 200, das vorstehend in 3 veranschaulicht ist, ist eine Zwischenschaltung 630 hinter dem Hochspannungskabel 620 platziert. Jedoch ist die Zwischenschaltung 630 nicht nur mit der Röntgenröhre 640 elektrisch verbunden, sondern ist unmittelbar an einer Röntgenröhre 640 montiert, so dass die Zwischenschaltung 630 und die Röntgenröhre 640 als eine einzige Einheit betrieben werden können. Die Zwischenschaltung 630 könnte sogar in dem (nicht veranschaulichten) Vakuumbereich der Röntgenröhre 640 selbst integriert sein.
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8 zeigt eine bildliche Ansicht eines Röntgenbildgebungssystems 700 zur Verwendung bei einem nichtinvasiven Paket- oder Gepäckkontrollsystem. Das Röntgensystem 700 enthält eine Gantry 702 mit einer darin vorgesehenen Öffnung 704, durch die Pakete oder Gepäckstücke hindurchtreten können. Die Gantry 702 nimmt eine hochfrequente elektromagnetische Energiequelle, wie beispielsweise eine Röntgenröhre 706, und eine Detektoranordnung 708 auf. Ein Fördersystem 710 ist ebenfalls vorgesehen und enthält ein durch eine Struktur 714 gelagertes Förderband 712, um Pakete oder Gepäckstücke 716 automatisch und kontinuierlich durch die Öffnung 704 passieren zu lassen, damit diese gescannt werden. Die Objekte 716 werden durch das Förderband 712 durch die Öffnung 704 hindurch befördert, wonach Bildgebungsdaten akquiriert werden, und das Förderband 712 entfernt die Pakete 716 von der Öffnung 704 in einer kontrollierten und kontinuierlichen Weise. Als Ergebnis können Postangestellte, Gepäckabfertiger und sonstiges Sicherheitspersonal in nichtinvasiver Weise die Inhalte der Gepäckstücke 716 nach Sprengstoffen, Messern, Waffen, Schmuggelware, etc. überprüfen. Ein Fachmann auf dem Gebiet wird erkennen das die Gantry 702 stationär oder drehbar sein kann. In dem Fall einer drehbaren Gantry 702 kann das System konfiguriert sein, um als ein CT-System zum Gepäckscannen oder für andere industrielle oder medizinische Anwendungen zu dienen.
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Diese schriftliche Beschreibung verwendet Beispiele, um die Erfindung, einschließlich der besten Ausführungsart, zu offenbaren und um einem Fachmann auf dem Gebiet zu ermöglichen, die Erfindung umzusetzen, wozu eine Herstellung und Verwendung jeglicher Vorrichtungen oder Systeme und eine Durchführung jeglicher enthaltener Verfahren gehören. Der patentierbare Umfang der Erfindung ist durch die Ansprüche definiert und kann weitere Beispiele enthalten, die Fachleuten auf dem Gebiet einfallen. Derartige weitere Beispiele sollen in dem Schutzumfang der Ansprüche enthalten sein, wenn sie strukturelle Elemente aufweisen, die sich von dem Wortsinn der Ansprüche nicht unterscheiden, oder wenn sie äquivalente strukturelle Elemente mit gegenüber dem Wortsinn der Ansprüche unwesentlichen Unterschieden enthalten.
