DE112021004418T5 - Systeme, Vorrichtungen und Verfahren für volumetrische spektrale Computertomographie mit mehreren Quellen - Google Patents

Systeme, Vorrichtungen und Verfahren für volumetrische spektrale Computertomographie mit mehreren Quellen Download PDF

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Otto Z. Zhou
Jianping Lu
Christina Inscoe
Yueh Zenas Lee
Boyuan Li
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University of North Carolina at Chapel Hill
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Abstract

Eine volumetrische Multiquellen-Spektral-Computertomographie-Bildgebungsvorrichtung beinhaltet eine Röntgenquellen-Array mit mehrfachen räumlich verteilten Röntgenbrennpunkten, einen Röntgenstrahl-Kollimator mit einer Anordnung von Aperturen, die jeweils die Strahlung von einem entsprechenden Röntgenbrennpunkt einschränken, um ein entsprechendes Segment eines Objekts zu beleuchten, einen digitalen Flächenröntgendetektor, und eine Gantry, um die Röntgenquellen-Array und den Detektor um das Objekt herum zu rotieren. Eine elektronische Steuereinheit aktiviert die Strahlungen von den Röntgenbrennpunkten, um das Objekt mehrfach zu scannen, während die Gantry um das Objekt rotiert. Die Bilder werden verwendet, um ein volumetrisches CT-Bild des Objekts mit reduzierter Streustrahlung zu rekonstruieren. Für Dual-Energie- und Multi-Energie-Bildgebung wird Strahlung von jedem Brennpunkt durch einen entsprechenden Spektralfilter gefiltert, um sein Energiespektrum zu optimieren.

Description

  • Querverweis auf verwandte Anmeldungen
  • Diese Anmeldung beansprucht den Vorteil und/oder Priorität der vorläufigen US-Patentanmeldung 63/089,875 , die am 9. Oktober 2020 eingereicht wurde, deren Offenbarung hierin durch Bezugnahme vollständig enthalten ist.
  • Technisches Gebiet
  • Der hier offenbarte Gegenstand betrifft allgemein Computertomographie (CT)-Bildgebung. Insbesondere betrifft der hierin offenbarte Gegenstand volumetrische spektrale CT-Bildgebung mit mehreren Quellen.
  • Hintergrund
  • Seit ihrer Einführung vor etwa fünfzig Jahren hat die Computertomographie (CT) enorme Verbesserung hinsichtlich der Bildgebungstechnologie und Wachstum hinsichtlich ihrer klinischen Anwendungen erfahren. In vergangenen Jahren hat Kegelstrahl-CT (CBCT), als eine volumetrische 3D-Bildgebungs-Ausführungsart, zunehmende Anwendungen in Bereichen einschließlich On-Board-Bildführung für Strahlungstherapie (IGRT), intraoperative Bildgebung für chirurgische Führung, maxillofaziale Radiologie und Extremitäten-Bildgebung gefunden.
  • Bei CBCT wird die Strahlung von einer Röntgenquelle auf eine konische Geometrie kollimiert, um einen großen Bereich von Interesse (ROI = region of interest) abzudecken. Unter Verwendung eines großflächigen Flachbilddetektors (FPD = flat panel detector) wird ein gesamter volumetrischer Datensatz mit einer einzigen Drehung des Röntgenstrahlquellen-Detektorpaares in einer offenen Gantry erfasst, was die Notwendigkeit von Patientenverschiebung bei herkömmlicher Fächerstrahl-CT eliminiert. Zusätzliche Vorteile von CBCT im Vergleich zu Fächerstrahl-CT beinhalten eine kleinere Stellfläche, Mobilität und geringere Strahlungsdosis. Dies macht CBCT besonders attraktiv für bildgesteuerte Therapien. On-Board-CBCT wird in moderner Strahlungstherapie für Patienteneinstellung, Dosisüberprüfung und adaptive Neuplanung verwendet. C-Bogen-basierte CBCT brachte 3D-Bildgebungfähigkeit in den Operationssaal, was in einem großen Fortschritt in intraoperativer Bildgebung resultierte.
  • CBCT stellt eine dreidimensionale (3D) Darstellung des Kieferbereichs des Schädels und Gebisses bereit mit minimaler Verzerrung und verbesserter Bildschärfe bei relativ geringen Kosten und niedriger Strahlungsdosis. Seit es durch die FDA vor 20 Jahren zugelassen worden ist, hat es breite Anwendungen in Zahnheilkunde gefunden. Beispiele für klinische Aufgaben, die mit CBCT durchgeführt werden, beinhalten Zahnimplantat- und kieferorthopädische Behandlungsplanung sowie Beurteilung von endodontischen und pathologischen Zuständen.
  • CBCT hat mehrere bekannte Einschränkungen, einschließlich: (1) hohe Streustrahlung, (2) starke metallinduzierte Bildgebungsartefakte, und (3) verschiedene Kegelstrahl-Bildgebungsartefakte, die die Bildqualität verschlechtern und ihre diagnostische Genauigkeit beeinträchtigen.
  • Das Vorhandensein starker metallinduzierter Bildgebungsartefakte in und/oder auf abzubildenden anatomischen Strukturen hat jedoch eine erhebliche Einschränkung in der Verwendung von CBCT dargestellt. Die starke Abschwächung, verursacht durch das Vorhandensein üblicher Metallstrukturen, insbesondere bei Zahnmedizin-Anwendung, wo es üblich ist, metallische Zahnmedizin-Instandsetzungen und -Implantate anzutreffen, resultiert in Strahlhärtung und Photonenmangel bei allen bekannten CBCT-basierten Bildgebungstechniken und - systemen. Dieses Phänomen führt zu Bildgebungsartefakten in der Form von, beispielseise, Streifen und Halos, und zwar in den rekonstruierten 3D-Bildern, die unter Verwendung von CBCT erzeugt sind. Solche metall-induzierten Bildgebungsartefakte verschlechtern Bildqualität, beeinträchtigen diagnostische Genauigkeit, und machen Zahnmedizin-CBCT völlig unwirksam, beispielsweise bei postoperativer Beurteilung der Osseointegration von Implantaten. Verschiedene Nachbearbeitungstechniken sind bekannt, hinsichtlich Metall-Artefakt-Reduktion (MAR) untersucht worden zu sein, jedoch haben sich die Ergebnisse dieser Algorithmen als für ihre beabsichtigten Zwecke allgemein unverwendbar erwiesen.
  • Der divergente Kegelstrahl führt außerdem Aliasing-Artefakten und Trunkierungsfehler ein. Aufgrund der hohen Streustrahlung und Bildgebungsartefakten ist CBCT bekannt dafür, die CT-Hounsfield-Einheit (HU) zu unterschätzen.
  • Virtuelle monoenergetische Bilder (VMI), die unter Verwendung von Dual-Energie-CT (DECT)-Datensätzen bei hohen virtuellen monoenergetischen Energien synthetisiert sind, sind dafür bekannt, Metallartefakte zu reduzieren, insbesondere für kleine metallische Objekte wie zum Beispiel Zahnimplantate.
  • Mit Bildern, die bei zwei verschiedenen polychromatischen Energiespektren erhalten sind, ermöglicht DECT quantitativere Analyse, einschließlich Bestimmung der photoelektrischen und Compton-Beiträge zu dem Abschwächungskoeffizienten, Synthetisieren virtueller monoenergetischer Bilder (VMI), Berechnung der effektiven Atomzahl und effektiven Elektronendichte, sowie genauere Bestimmung der CT-Hounsfield-Einheit, ohne die Röntgenstrahlenbelichtungsniveaus für Patienten zu erhöhen. Dual-Energie-Bildgebung wird auch bei anderen Röntgenstrahl-Bildgebungsmodalitäten verwendet, einschließlich kontrastverstärkter Dual-Energie-Tomosynthese.
  • Für DECT-Bildgebung wurden mehrere Technologien entwickelt, von denen Beispiele in 13A bis D gezeigt sind. In 13A verwendet ein Dual-Quelle-CT-System (DSCT) zwei Röntgenstrahlenröhren, die bei unterschiedlichen Röhrenspannungen (kVp) arbeiten, und zwei energieintegrierende Detektoren (EIDs). In dem System von 13B wird schnelles kVp-Umschalten einer einzelnen Röntgenstrahlröhre zwischen niedriger Energie (LE) und hoher Energie (HE) verwendet, um zwei polychromatische Spektren zu erzeugen. In dem System der 13C ist ein Split-Filter-CT verwendet, der eine einzelne Röntgenstrahlquelle und zwei angrenzende Filter hat. Das System der 13D ist ein CT-Bildgebungssystem mit einem Energie-Sensitivitäts-Detektor.
  • Jedes dieser Dual-Energie-Bildgebungssysteme leidet jedoch unter einem großen Nachteil, der mit den erheblich erhöhten Kosten für die Ausrüstung zusammenhängt, die erforderlich ist, um solche DECT-Systeme zu bauen und zu betreiben. Zusätzlich haben alle der beispielhaften bekannten DECT-Systeme, die in den 13A bis D gezeigt sind, verschiedene technische Beschränkungen, die damit verbunden sind. Bei DSCT können die LE- und HE-Spektren gleichzeitig erzeugt werden, mit unabhängiger Steuerung des Röhrenstroms und kVp, um die Strahlungsdosis auszugleichen und für anatomische Dosis-Modulation, und können durch Einführen individueller Filter weiter optimiert werden. Jedoch sind, bei solchen bekannten DECT-Systemen unter Verwendung von zwei Röntgenstrahlenröhren und Detektoren, als auch andere notwendige zusätzliche Elektronikgeräte, dafür bekannt, im Vergleich zu einem einzelnen Energie-CT-System erheblich teurer zu sein.
  • Schnelles kVp-Umschalten, in der Größenordnung von ~60kV, ist ebenfalls dafür bekannt, die Installation und Verwendung teurer Elektronik zu erfordern, um Leistungsniveaus in einem solchen Ausmaß zu modulieren. Das kVp-Profil, das von solchem schnellen Umschalten resultiert, weicht auch erheblich von der idealen Stufenfunktion für CT-Bildgebung ab, was in der Einführung von Unsicherheit und/oder Fehler in quantitativer Analyse resultiert. Durch Verwenden von gemeinsamer Filterung haben die LE- und HE-Spektren im Wesentlichen mehr Überschneidung verglichen mit DSCT, was eine Verschlechterung von Genauigkeit für Materialaufspaltung verursacht.
  • Bei Verwenden von derzeit bekannter Technologie existiert eine Schwierigkeit beim schnellem Wechseln des Röhrenstroms gleichzeitig mit Änderungen in der kVp (Kilovoltspitzenspannung), was zu einem viel geringerem Photonenfluss und einem höheren Bildgebungsrauschen bei den LE-Spektren führt, im Vergleich zu den HE-Spektren. Zusätzlich ist anatomische Dosismodulation für Patienten-Strahlungsdosisreduktion herausfordernd. Bei Split-Filter-DECT (DECT mit geteiltem Filter) verdeckt jeder Strahl nur eine Hälfte der Detektorbreite in der Axialrichtung und hat eine geringere Energietrennung als bei Verwenden von DSCT. Daher ist es notwendig, die Röntgenstrahlausgabe deutlich zu erhöhen, um die zusätzliche Abschwächung durch die Verwendung von solchen Spektralfiltern zu kompensieren. Zunehmende spektrale Überlappung zwischen LE- und HE-Spektren verringert auch Effizienz und Präzision für Gewebedifferenzierung. Obwohl es bei der Entwicklung energieempfindlicher Detektoren, wie z.B. Photonenzähldetektoren, erhebliche Fortschritte gegeben hat, sind mit solchen Detektoren verbundene Kosten wesentlich höher als herkömmlich verwendete energieintegrierende Detektoren, wobei solche Detektoren auch dafür bekannt sind, dass sie unter Photonen-Pile-Up und Übersprechen leiden.
  • Die meisten der bekannten DECT-Systeme basieren auf Fächerstrahlgeometrie, wobei DECT-Systeme in Zahnkliniken aufgrund der damit verbundenen hohen Kosten nicht üblich sind. Vor kurzem wurde ein Dual-Energie-CBCT (DE-CBCT) für zahnmedizinische Bildgebung eingeführt, was sowohl schnelles kVp-Umschalten als auch Spektralfilterung erfordert. Neben den erhöhten Kosten war aufgrund des großen Kegelwinkels immer noch hohe Streustrahlung vorhanden.
  • Um die Nachteile, die von den Bildgebungstechniken aus dem Stand der Technik bekannt sind, zu adressieren, sind hierin ein neues Kegelstrahl-CT-Bildgebungssystem und -verfahren offenbart.
  • Zusammenfassung
  • In Übereinstimmung mit dieser Offenbarung ist eine volumetrische spektrale Computertomographie (CT)-Bildgebungsvorrichtung bereitgestellt, wobei die Vorrichtung umfasst: eine Röntgenquellen-Array, die eine Anzahl von M räumlich verteilten Röntgenbrennpunkten umfasst; einen Röntgenstrahlkollimator, der an dem Röntgenquellen-Array angebracht ist, wobei der Röntgenstrahlkollimator eine Anordnung von Öffnungen enthält, die jeweils ausgebildet sind, um die Röntgenstrahlung von einem entsprechenden Röntgenbrennpunkt zu begrenzen, um ein entsprechendes Segment eines abzubildenden Objekts zu beleuchten; einen digitalen Flächenröntgendetektor, der ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung zu detektieren und ein Röntgenbild des abzubildenden Objekts zu bilden, wobei der digitale Flächenröntgendetektor in Bezug auf die Röntgenquellen-Array auf einer gegenüberliegenden Seite des Objekts positioniert ist; eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquellen-Array und den digitalen Flächenröntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren, wobei die räumlich verteilten Röntgenbrennpunkte im Wesentlichen entweder entlang einer Richtung einer Rotationsachse der Gantry oder entlang einer Rotationsrichtung der Gantry ausgerichtet sind; eine elektronische Steuereinheit, die die Anzahl M von Röntgenbrennpunkten aktiviert, um das Objekt N-mal zu scannen, während die Gantry um das Objekt rotiert; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um die rohen N x M Projektionsbilder zu verarbeiten, um ein volumetrisches CT-Bild des Objekts zu rekonstruieren.
  • In einigen Ausführungsformen ist Strahlung von jedem Brennpunkt ausgebildet, um durch einen entsprechenden Spektralfilter gefiltert zu werden.
  • In einigen Ausführungsformen ist nur eine Teilmenge der Brennpunkte verwendet, um Projektionsbilder für CT-Bildrekonstruktion zu erfassen.
  • In einigen Ausführungsformen, wobei die Röntgenbrennpunkte in eine erste Menge und eine zweite Menge unterteilt sind; wobei Röntgenstrahlen von den Brennpunkten in der ersten Menge durch ein erstes Filtermaterial (Filtermaterialien) gefiltert werden, das ausgebildet ist, um ein Spektrum mit einer ersten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, und wobei Röntgenstrahlen in dem zweiten Satz durch ein zweites Filtermaterial (Filtermaterialien) gefiltert werden, das ausgebildet ist, um ein Spektrum mit einer zweiten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, wobei die erste mittlere Röntgenphotonenergie von der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie verschieden ist; und wobei zwei Sätze von Projektionsbildern, die von dem ersten Satz und dem zweiten Satz erfasst werden, ausreichend ist, um das volumetrische CT-Bild des gesamten Objekts bei jedem eindeutigen Röntgenspektrum zu rekonstruieren.
  • In einigen Ausführungsformen ist die erste mittlere Röntgenphotonenergie niedriger als die zweite mittlere Röntgenphotonenergie; und die zwei Sätze von Projektionsbildern, die unter Verwenden der ersten mittleren Röntgenphotonenergie und der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen sind, sind verarbeitet, um die Dual-Energie-CT-Bilder des Objekts zu erhalten.
  • In einigen Ausführungsformen sind die zwei Sätze von Projektionsbildern verarbeitet, um virtuelle Monochromatische-Energie-CT-Bilder des Objekts bei jeder gewünschten virtuellen monochromatischen Energie zu erhalten.
  • In einigen Ausführungsformen sind die Röntgenbrennpunkten in mehrfache Sätze unterteilt, wobei die Röntgenstrahlen von den Röntgenbrennpunkten in jedem Satz durch einen eindeutigen Spektralfilter gefiltert sind, um ein eindeutiges Röntgenenergiespektrum hervorzubringen; die Röntgenstrahlen von jedem Satz im Wesentlichen ein gesamtes Sichtfeld (FOV) beleuchten, um einen vollständigen Satz von Projektionsbildern für die CT-Rekonstruktion in einer Gantry-Rotation zu erzeugen; und mehrfache Sätze von Projektionsbildern bei mehrfachen Energien für Multi-Energie-CT-Bildrekonstruktion verwendet werden.
  • In einigen Ausführungsformen sind Röntgenstrahlen von den mehrfachen Brennpunkten ausgebildet, um nacheinander aktiviert zu werden; wobei, für jede Röntgenbelichtung, ein Projektionsbild eines entsprechenden Segments des Objekts auf einem entsprechenden Segment des digitalen Flächenröntgendetektors gebildet ist; und wobei der digitale Flächenröntgendetektor ausgebildet ist, um jegliche Röntgenphotonen, die außerhalb des entsprechenden Segments des digitalen Flächenröntgendetektors aufgezeichnet sind, als Streustrahlung zurückzuweisen.
  • In einigen Ausführungsformen ist die Röntgenquellen-Array mit mehrfachen Röntgenbrennpunkten in einem gemeinsamen und evakuierten Gehäuse mit entweder einer länglichen Anode oder mehrfachen Anoden untergebracht.
  • In einigen Ausführungsformen ist die Röntgenquellen-Array eine Feldemissions-Röntgenquellen-Array auf Basis von Kohlenstoffnanoröhren.
  • In einigen Ausführungsformen ist ein Röntgenstrahl von jedem Brennpunkt ausgebildet, um das Objekt vollständig abzudecken; und wobei die NxM-Projektionsbilder des Objekts ausgebildet sind, um für tomographische oder Tomosynthese-Bildrekonstruktion des Objekts verwendet zu werden, äquivalent zu der von einer 2D-Flächenanordnung der Brennpunkte.
  • In einigen Ausführungsformen verwendet der digitale Flächenröntgendetektor ein dynamisches Bereich-von-Interesse (ROI=„region of interest“)-Ausleseverfahren, um eine Datenauslesegeschwindigkeit des digitalen Flächenröntgendetektors zu erhöhen; wobei, nach Bestrahlung von jedem kollimierten Röntgenstrahl, nur ein „Band“, oder ROI, des digitalen Flächenröntgendetektors, der primäre transmittierte Röntgenphotonen empfängt, von dem digitalen Flächenröntgendetektor anstelle des gesamten Detektors ausgelesen ist, mit der Menge der ausgelesenen und übertragenen Daten.
  • In einigen Ausführungsformen der Bildgebungsvorrichtung verwendet der digitale Flächenröntgendetektor ein dynamisches Bereich-von-Interesse (ROI=„region of interest“)-Ausleseverfahren, um eine Datenauslesegeschwindigkeit des digitalen Flächenröntgendetektors zu erhöhen; wobei, nach Bestrahlung von jedem kollimierten Röntgenstrahl, nur ein „Band“, oder ROI, des digitalen Flächenröntgendetektors, der primäre transmittierte Röntgenphotonen empfängt, von dem digitalen Flächenröntgendetektor anstelle des gesamten Detektors ausgelesen ist.
  • In einigen Ausführungsformen ist ein genauer Ort jedes Detektorbandes, das mit jeder Röntgenquelle (Brennpunkt) assoziiert ist, von der Konfiguration des Bildgebungssystems vorbestimmt, wobei die Software automatisch einen Bereich des digitalen Flächenröntgendetektors bestimmt, um für jede spezifische Röntgenbelichtung ausgelesen zu werden.
  • In einigen Ausführungsformen werden die NxM-Projektionsbilder als ein vollständiger Datensatz für volumetrische CT-Rekonstruktion unter Verwendung eines modellbasierten iterativen Rekonstruktionsverfahrens behandelt, wobei Örter der Röntgenbrennpunkte für die NxM-Projektionsbilder während Systemkalibrierung vorbestimmt sind.
  • In einigen Ausführungsformen sind die rekonstruierten CT-Bilder in einem Digitale-Bildgebung-und-Kommunikationen-in-Medizin (DICOM)-Format gespeichert und können unter Verwendung von Drittanbieter-Softwarepaketen betrachtet, analysiert und gespeichert werden.
  • Unter einem weiteren Aspekt ist eine volumetrische Spektral-Computertomographie-Bildgebungsvorrichtung mit erhöhter Kontrastauflösung und reduzierten metallinduzierten Bildgebungsartefakten bereitgestellt, wobei die Vorrichtung umfasst: eine Röntgenquellen-Array umfassend eine Anzahl von M räumlich verteilten Röntgenbrennpunkten, die in einem gleichen evakuierten Gehäuse eingeschlossen sind, wobei die räumlich verteilten Brennpunkte in zwei Gruppen unterteilt sind, wobei die Röntgenstrahlung von jeder Gruppe durch ein entsprechendes Spektralfiltermaterial gefiltert ist, um ein eindeutiges Energiespektrum zu erzeugen; eine Röntgenstrahlbegrenzungseinrichtung, die an der Röntgenquellen-Array angebracht ist, wobei die Röntgenstrahlbegrenzungseinrichtung umfasst: eine Anordnung von Öffnungen, die jeweils ausgebildet sind, um Röntgenstrahlung von einem entsprechenden Röntgenbrennpunkt einzuschränken, um eine Fächerstrahlform mit einem engen Kegelwinkel zu bilden, der ein entsprechendes Segment eines Objekts beleuchtet, wobei Strahlung von jeder Gruppe von Brennpunkten gemeinsam ein gesamtes Sichtfeld (FOV) abdeckt; einen digitalen Flächen-Röntgendetektor; eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquellen-Array und den digitalen Flächenröntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren; eine elektronische Steuereinheit, die ausgebildet ist, um die Anzahl M von Röntgenbrennpunkten, einen oder mehrere Strahlen gleichzeitig, zu aktivieren, um das Objekt N-mal zu scannen, während die Gantry um das Objekt rotiert, und die ausgebildet ist, um ein Bild auszulesen, das auf einer entsprechenden Fläche des digitalen Flächenröntgendetektors aufgezeichnet ist, und ausgebildet ist, um gestreute Röntgenphotonen, die außerhalb einer Fläche des digitalen Flächenröntgendetektors für jede Röntgenbelichtung empfangen sind, zurückzuweisen; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um die durch die Strahlungsexposition von jeder Gruppe von Brennpunkten gebildeten Projektionsbilder zu verarbeiten, um zwei volumetrische CT-Bilddatensätze des Objekts zu rekonstruieren, wobei jeder volumetrische CT-Bilddatensatz bei einer unterschiedlichen mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen ist, wobei das eine oder die mehreren Verarbeitungssysteme weiterhin ausgebildet sind, um virtuelle monoenergetische CT-Bilddatensätze bei gewünschten Energieniveaus mit reduzierten metallinduzierten Bildgebungsartefakten zu synthetisieren; wobei die räumlich verteilten Röntgenbrennpunkte im Wesentlichen entlang einer Richtung der Gantry-Rotationsachse ausgerichtet sind.
  • Unter einem weiteren Aspekt ist ein Verfahren zum Durchführen volumetrischer Spektral-Computertomographie (CT) eines Objekts bereitgestellt, wobei das Verfahren umfasst: Bereitstellen einer volumetrischen Spektral-Computertomographie-Bildgebungsvorrichtung, umfassend: eine Röntgenquellen-Array, umfassend eine Anzahl M von räumlich verteilten Röntgenbrennpunkten; einen Röntgenstrahlbegrenzer, der an der Röntgenquellen-Array angebracht ist, wobei der Röntgenstrahlbegrenzer eine Anordnung von Öffnungen enthält, die jeweils ausgebildet sind, um die Röntgenstrahlung von einem entsprechenden Röntgenbrennpunkt auf einen Fächerstrahl mit einem engen Kegelwinkel zu begrenzen, der ein entsprechendes Segment des abzubildenden Objekts beleuchtet; einen digitalen Flächenröntgendetektor, der ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung zu detektieren und ein Röntgenbild des abzubildenden Objekts zu bilden, wobei der digitale Flächenröntgendetektor in Bezug auf die Röntgenquellen-Array auf einer gegenüberliegenden Seite des Objekts positioniert ist; und eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquellen-Array und den digitalen Flächenröntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren, wobei die räumlich verteilten Röntgenbrennpunkte im Wesentlichen entlang einer Richtung einer Rotationsachse der Gantry ausgerichtet sind; Aktivieren der Anzahl M von Röntgenbrennpunkten, um das Objekt N-mal zu scannen; Rotieren der Gantry um das Objekt herum, während die Röntgenbrennpunkten aktiviert sind; Filtern von Strahlung von jedem Brennpunkt durch einen entsprechenden Spektralfilter; und Verarbeiten, unter Verwendung eines oder mehrerer Prozessoren, von N x M Projektionsbildern, um ein volumetrisches CT-Bild des Objekts zu rekonstruieren.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst das Verfahren weiterhin Verwenden nur einer Teilmenge der Brennpunkte, um Projektionsbilder für CT-Bildrekonstruktion zu erfassen.
  • In einigen Ausführungsformen sind die Röntgenbrennpunkte in eine erste Menge und eine zweite Menge unterteilt; wobei Röntgenstrahlen von den Brennpunkten in der ersten Menge durch ein erstes Filtermaterial gefiltert werden, das ausgebildet ist, um ein Spektrum mit einer ersten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, und wobei Röntgenstrahlen in dem zweiten Satz durch ein zweites Filtermaterial gefiltert werden, das ausgebildet ist, um ein Spektrum mit einer zweiten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, wobei die erste mittlere Röntgenphotonenergie von der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie verschieden ist; und wobei zwei Sätze von Projektionsbildern, die von dem ersten Satz und dem zweiten Satz erfasst werden, ausreichend sind, um das volumetrische CT-Bild des gesamten Objekts bei jedem eindeutigen Röntgenspektrum zu rekonstruieren.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst Verarbeiten der N x M Bilder Verarbeiten von Bildern, die unter Verwendung der ersten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen wurden, und von Bildern, die unter Verwendung der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen wurden, um ein einzelnes volumetrisches CT-Bild des Objekts erhalten.
  • In einigen Ausführungsformen ist die erste mittlere Röntgenphotonenergie niedriger als die zweite mittlere Röntgenphotonenergie; und wobei die zwei Sätze von Projektionsbildern, die unter Verwendung der ersten mittleren Röntgenphotonenergie und der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen wurden, verarbeitet werden, um die Dual-Energie-CT-Bilder des Objekts zu erhalten.
  • In einigen Ausführungsformen werden die zwei Sätze von Projektionsbildern verarbeitet, um ein oder mehrere virtuelle Monochromatische-Energie-CT-Bilder des Objekts bei jeder gewünschten Energie zu erhalten.
  • In einigen Ausführungsformen sind die Röntgenbrennpunkten in mehrfache Sätze unterteilt, wobei Röntgenstrahlen von den Röntgenbrennpunkten in jedem Satz durch einen eindeutigen Spektralfilter gefiltert werden, um ein eindeutiges Röntgenenergiespektrum hervorzubringen; und wobei die Röntgenstrahlen von jedem Satz im Wesentlichen ein gesamtes Sichtfeld (FOV) beleuchten, um einen vollständigen Satz von Projektionsbildern für CT-Rekonstruktion in einer Gantry-Rotation zu erzeugen.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst das Verfahren weiterhin sequentielles Aktivieren von Röntgenstrahlen von den mehrfachen Brennpunkten; wobei, für jede Röntgenbelichtung, ein Projektionsbild eines entsprechenden Segments des Objekts auf einem entsprechenden Segment des digitalen Flächenröntgendetektors gebildet wird; und wobei der digitale Flächenröntgendetektor ausgebildet ist, um jegliche Röntgenphotonen, die außerhalb des entsprechenden Segments des digitalen Flächenröntgendetektors aufgezeichnet werden, als Streustrahlung zurückzuweisen.
  • In einigen Ausführungsformen ist die Röntgenquellen-Array mit mehrfachen Röntgenbrennpunkten in einem gemeinsamen und evakuierten Gehäuse mit entweder einer länglichen Anode oder mehrfachen Anoden untergebracht.
  • In einigen Ausführungsformen ist die Röntgenquellen-Array eine Kohlenstoffnanoröhren-basierte Feldemissions-Röntgenquellen-Array.
  • In einigen Ausführungsformen ist ein Röntgenstrahl von jedem Brennpunkt ausgebildet, um das Objekt vollständig abzudecken; und wobei die NxM-Projektionsbilder des Objekts ausgebildet sind, um für tomographische oder Tomosynthese-Bildrekonstruktion des Objekts verwendet zu werden, äquivalent zu der von einer 2D-Flächenanordnung der Brennpunkte.
  • In einem weiteren Aspekt ist eine Dual-Energie-Computertomographie (CT)-Bildgebungsvorrichtung bereitgestellt, wobei die Bildgebungsvorrichtung umfasst: einen Röntgengenerator, umfassend eine Röntgenquelle, die wenigstens eine Kathode und wenigstens eine Anode hat und ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung von ersten und zweiten Brennpunkten zum Abbilden eines Objekts zu emittieren, und erste und zweite Spektralfilter, wobei der erste Spektralfilter ausgebildet ist, um die Röntgenstrahlung von dem ersten Brennpunkt zu filtern, um niederenergetische (LE) Röntgenstrahlung mit einer niedrigen mittleren Energie zu erzeugen, und wobei der zweite Spektralfilter ausgebildet ist, um die Röntgenstrahlung von dem zweiten Brennpunkt zu filtern, um hochenergetische (HE) Röntgenstrahlung zu erzeugen, wobei die HE-Röntgenstrahlung eine höhere mittlere Energie hat als die LE-Röntgenstrahlung; einen Röntgenstrahlkollimator, der ausgebildet ist, um die LE-Röntgenstrahlung und die HE-Röntgenstrahlung auf im Wesentlichen einen gleichen Bereich von Interesse auf, in und/oder um das Objekt herum zu begrenzen; einen Röntgendetektor, der ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung zu detektieren und ein Röntgenbild des Objekts zu bilden, wobei der Röntgendetektor auf einer unterschiedlichen Seite des Objekts relativ zu der Röntgenquelle positioniert ist; eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquelle und den Röntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren; eine Steuerung, die ausgebildet ist, um: die LE-Röntgenstrahlung und die HE-Röntgenstrahlung mehrfach in einem alternierenden Belichtungsmuster zu aktivieren, während die Röntgenquelle und der Röntgendetektor um das Objekt herum rotiert werden, so dass ein LE-Projektionsbild des Objekts durch den Röntgendetektor für jede Belichtung der LE-Röntgenstrahlung aufgezeichnet wird, und ein HE-Projektionsbild des Objekts durch den Röntgendetektor für jede Belichtung der HE-Röntgenstrahlung aufgezeichnet wird; und ein Belichtungsniveau der LE-Röntgenstrahlung und ein Belichtungsniveau der HE-Röntgenstrahlung zu aktivieren und zu programmieren, wobei das Belichtungsniveau der LE-Röntgenstrahlung unabhängig von dem Belichtungsniveau der HE-Röntgenstrahlung ist; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um Dual-Energie-CT-Bilder des Objekts unter Verwendung der LE-Projektionsbilder und der HE-Projektionsbilder zu rekonstruieren.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die wenigstens eine Kathode der Röntgenquelle wenigstens erste und zweite Kathoden, von denen jede ausgebildet ist, um Elektronen in einer Form eines Elektronenstrahls zu emittieren, wobei die wenigstens eine Anode eine Anode oder zwei separate Anoden umfasst, wobei der erste und der zweite Brennpunkt auf der gemeinsamen Anode oder den zwei separaten Anoden sind, wobei die erste Kathode positioniert ist, so dass der emittierte Elektronenstrahl auf den ersten Brennpunkt auftrifft, und wobei die zweite Kathode positioniert ist, so dass der emittierte Elektronenstrahl auf den zweiten Brennpunkt auftrifft.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die wenigstens eine Kathode der Röntgenquelle wenigstens erste und zweite Kathoden, von denen jede ausgebildet ist, um Elektronen in einer Form eines Elektronenstrahls zu emittieren, wobei die wenigstens eine Anode eine Anode oder zwei separate Anoden umfasst.
  • In einigen Ausführungsformen sind die ersten und zweiten Anoden mit einer gemeinsamen elektrischen Durchführung verbunden.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Bildgebungsvorrichtung eine Einrichtung, die elektrisch mit der ersten Anode verbunden ist, um ein elektrisches Potential zwischen der ersten Anode und der ersten Kathode im Vergleich zu einem elektrischen Potential zwischen der zweiten Anode und der zweiten Kathode zu reduzieren, wenn ein gleiches elektrisches Potential durch die elektrische Durchführung von einer Energieversorgung an den Röntgengenerator angelegt ist.
  • In einigen Ausführungsformen ist die Vorrichtung ein elektrischer Widerstand.
  • In einigen Ausführungsformen ist der elektrische Widerstand ein Vakuumkompatibler elektrischer Widerstand.
  • In einigen Ausführungsformen ist der elektrische Widerstand in Reihe mit der ersten Anode verbunden, um eine Energie der von der ersten Anode emittierten Röntgenstrahlung zu reduzieren.
  • In einigen Ausführungsformen erzeugt Aktivieren der LE-Röntgenstrahlung und der HE-Röntgenstrahlung mehrfach in dem alternierenden Belichtungsmuster, während die Röntgenquelle und der Röntgendetektor um das Objekt herum rotiert werden, zwei Sätze von Projektionsbildern in einer einzelnen Rotation der Gantry für Duale-Energie-CT Rekonstruktion.
  • In einigen Ausführungsformen ist ein erster Satz der zwei Sätze von Projektionsbildern die LE-Projektionsbilder und ein zweiter Satz von den zwei Sätzen von Projektionsbildern sind die HE-Projektionsbilder.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die wenigstens eine Kathode der Röntgenquelle wenigstens erste und zweite Kathoden, von denen jede ausgebildet ist, um Elektronen in einer Form eines Elektronenstrahls zu emittieren, wobei die wenigstens eine Anode eine Anode oder zwei separate Anoden umfasst, wobei der erste und der zweite Brennpunkt auf der gemeinsamen Anode oder den zwei separaten Anoden sind, wobei die erste Kathode positioniert ist, so dass der emittierte Elektronenstrahl auf den ersten Brennpunkt auftrifft, und wobei die zweite Kathode positioniert ist, so dass der emittierte Elektronenstrahl auf den zweiten Brennpunkt auftrifft.
  • In einigen Ausführungsformen der Abbildungsvorrichtung sind die ersten und zweiten Anoden mit einer gemeinsamen elektrischen Durchführung verbunden.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Bildgebungsvorrichtung eine Vorrichtung, die elektrisch mit der ersten Anode verbunden ist, um ein elektrisches Potenzial zwischen der ersten Anode und der ersten Kathode im Vergleich zu einem elektrischen Potenzial zwischen der zweiten Anode und der zweiten Kathode zu verringern, wenn ein gleiches elektrisches Potenzial über die elektrische Durchführung durch eine Energieversorgung an den Röntgengenerator angelegt wird.
  • In einigen Ausführungsformen der Bildgebungsvorrichtung ist die Vorrichtung ein elektrischer Widerstand.
  • In einigen Ausführungsformen der Bildgebungsvorrichtung ist der elektrische Widerstand in Reihe mit der ersten Anode geschaltet, um die Energie der von der ersten Anode emittierten Röntgenstrahlung zu reduzieren.
  • In einigen Ausführungsformen ist die wenigstens eine Kathode eine Elektronenfeldemissionskathode.
  • In einigen Ausführungsformen ist die wenigstens eine Kathode eine auf Kohlenstoffnanoröhren basierende Elektronenfeldemissionskathode.
  • In einigen Ausführungsformen ist die Steuerung ausgebildet, um das Belichtungsniveau der LE-Röntgenstrahlung und das Belichtungsniveau der HE-Röntgenstrahlung unabhängig voneinander so zu programmieren, um eine im Wesentlichen ähnliche Abbildungsdosis zu haben, um das Abbildungsrauschen zu reduzieren.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Röntgenquelle wenigstens eine Energieversorgung mit niedrigeren kV, die mit der ersten Anode verbunden ist, und eine Energieversorgung mit höheren kV, die mit der zweiten Anode verbunden ist.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die wenigstens eine Anode wenigstens eine erste Anode und eine zweite Anode, wobei die erste Anode ein anderes Anodenmaterial als das zweite Anodenmaterial umfasst, so dass die erste und die zweite Anode zwei unterschiedliche Röntgenspektren erzeugen.
  • In einem weiteren Aspekt ist eine Multi-Energie-Computertomographie (CT)-Bildgebungsvorrichtung bereitgestellt, wobei die Bildgebungsvorrichtung umfasst: eine Röntgenquelle, die wenigstens eine Kathode und wenigstens eine Anode aufweist und so ausgebildet ist, dass sie Röntgenstrahlung von einer Mehrzahl von Brennpunkten zur Abbildung eines Objekts emittiert; eine Mehrzahl von Spektralfiltern, von denen jeder so positioniert ist, dass die von jedem der Mehrzahl von Brennpunkten emittierte Röntgenstrahlung durch einen entsprechenden der Mehrzahl von Spektralfiltern gefiltert wird, um Strahlung mit einem eindeutigen Spektrum zu erzeugen; einen Röntgenstrahlkollimator, der so ausgebildet ist, dass er die von jedem der mehreren Brennpunkte emittierte Röntgenstrahlung auf einen im Wesentlichen gleichen interessierenden Bereich auf, in und/oder um das Objekt herum beschränkt; einen Röntgendetektor, der so ausgebildet ist, dass er Röntgenstrahlung detektiert und ein Röntgenbild des Objekts erzeugt, wobei der Röntgendetektor auf einer anderen Seite des Objekts relativ zur Röntgenquelle positioniert ist; eine Gantry, die so ausgebildet ist, dass sie die Röntgenquelle und den Röntgendetektor um das Objekt dreht; eine Steuerung, die so ausgebildet ist, dass sie (1) die Röntgenquelle aktiviert, um die Röntgenstrahlung von einem der mehreren Brennpunkte mehrfach in einem sequentiellen Belichtungsmuster bereitzustellen, während die Röntgenquelle und der Röntgendetektor um das Objekt rotiert werden, so dass ein Projektionsbild des Objekts durch den Röntgendetektor für jede Belichtung der Röntgenstrahlung aufgezeichnet wird; und (2) Aktivieren und Programmieren eines Belichtungsniveaus der Röntgenbelichtungen von einem oder mehreren der mehreren Brennpunkte nacheinander, wobei das Belichtungsniveaujeder der Röntgenstrahlen unabhängig von anderen der Röntgenstrahlen ist; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um Multi-Energie-CT-Bilder des Objekts unter Verwendung der Projektionsbilder zu rekonstruieren.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die wenigstens eine Kathode eine Mehrzahl von Elektronenfeldemissionskathoden und die wenigstens eine Anode eine Mehrzahl von Anoden.
  • In einigen Ausführungsformen ist jede Anode der Mehrzahl von Anoden mit einem elektrischen Widerstand verbunden, der so ausgebildet ist, dass er ein elektrisches Potenzial zwischen der Anode, an die der elektrische Widerstand angeschlossen ist, und einer entsprechenden Kathode der Mehrzahl von Kathoden einstellt.
  • In einigen Ausführungsformen ist der elektrische Widerstand ausgebildet, das elektrische Potenzial von einem gemeinsamen elektrischen Potenzial, das von einer Anoden-Energieversorgung für jede der Mehrzahl von Anoden bereitgestellt wird, einzustellen.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Röntgenquelle eine Mehrzahl von elektrischen Potentialeingängen, die mit einer entsprechenden oder gleichen Anzahl der wenigstens einen Anode verbunden sind.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Röntgenquelle für jede der wenigstens einen Kathode eine Elektronenstrahl-Fokussierungsstruktur.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Bildgebungsvorrichtung eine Energieversorgung, die ausgebildet ist, um jede der wenigstens einen Anode mit einem elektrischen Potenzial zu versorgen.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Bildgebungsvorrichtung einen elektrischen Widerstand, der in Reihe zwischen eine Anode der wenigstens einen Anode und die Energieversorgung geschaltet ist, wobei der elektrische Widerstand so ausgebildet ist, dass er das elektrische Potenzial, das der Anode, an die der elektrische Widerstand angeschlossen ist, zugeführt wird, reduziert.
  • In einigen Ausführungsformen ist das Steuergerät ausgebildet, um einen Widerstand des elektrischen Widerstands zu variieren, um das an die Anode, an die der elektrische Widerstand angeschlossen ist, gelieferte elektrische Potenzial als eine Funktion des Widerstands zu variieren.
  • In einigen Ausführungsformen ist die Struktur zur Fokussierung des Elektronenstrahls für jede der wenigstens einen Kathode ausgebildet, so dass die mehreren Brennpunkte eine im Wesentlichen ähnliche Brennpunktgröße aufweisen, während das elektrische Potenzial zwischen der Anode, an die der elektrische Widerstand angeschlossen ist, und einer entsprechenden Kathode der wenigstens einen Kathode durch die Steuerung verändert wird.
  • Obwohl einige der Aspekte des hierin offenbarten Gegenstands oben genannt wurden und die ganz oder teilweise durch den gegenwärtig offenbarten Gegenstand erreicht werden, werden andere Aspekte im weiteren Verlauf der Beschreibung deutlich werden, wenn sie in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen betrachtet werden, die hierin am besten beschrieben werden.
  • Figurenliste
    • 1A zeigt ein Beispiel für eine kegelbasierte Computertomographie-Vorrichtung (CBCT) nach dem Stand der Technik.
    • 1B zeigt ein weiteres Beispiel für eine CBCT-Vorrichtung des Standes der Technik zur Verwendung in Zahnmedizin-Bildgebung.
    • 1C zeigt schematisch ein weiteres Beispiel für ein integriertes CBCT-Bildgebungssystem nach dem Stand der Technik, das in eine Strahlungstherapievorrichtung eingebaut ist.
    • 2A zeigt schematisch einen Kegelstrahl, der unter Verwendung einer Beispiel-Ausführungsform einer CBCT-Vorrichtung des Standes der Technik für Bildgebung von Strukturen, anatomische oder andere Strukturen, erzeugt ist, die sich im Inneren eines menschlichen Körpers befinden.
    • 2B ist eine grafische Darstellung von Kegelwinkel gegenüber Streustrahlung für eine CBCT-Vorrichtung des Standes der Technik.
    • 3A ist ein Satz von Bildern, wobei das linke Bild unter Verwendung einer CBCT-Vorrichtung nach dem Stand der Technik und das rechte Bild mit einem Fächerstrahl-CT-Gerät nach dem Stand der Technik erzeugt wurde, wobei der Satz von Bildern die geringe Kontrastauflösung bei CBCT-Bildgebung im Vergleich zu herkömmlicher CT-Bildgebung zeigt.
    • 3B ist ein CBCT-rekonstruiertes Patientenbild, das unter Verwendung einer Stand-der-Technik-CBCT-Vorrichtung erhalten wurde, in dem Metall-Artefakte, oder Strukturen, in der Probe während Bildgebung vorhanden waren.
    • 4A zeigt schematisch ein Ausführungsbeispiel eines volumetrischen Spektral-Computertomographie (mSCT) Bildgebungsvorrichtungs oder -systems gemäß der vorliegenden Offenbarung.
    • 4B zeigt schematisch den Röntgenstrahl einer kollimierten Quelle im Array auf dem Flachbilddetektor, wie er in einem mSCT-Bildgebungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Offenbarung verwendet wird.
    • 5 ist eine beispielhafte grafische Darstellung eines Zeitdiagramms, das ein Beispiel für den Datenerfassungsprozess eines mSCT-Bildgebungsvorrichtungs gemäß der vorliegenden Offenlegung zeigt.
    • 6 zeigt schematisch ein Ausführungsbeispiel einer Dual-Energie-CT (DECT)-Bildgebung eines Objekts mit mSCT gemäß der vorliegenden Offenbarung.
    • 7 ist eine Tabelle mit den geschätzten Bildgebungsparametern für ein Beispiel eines mSCT-Bildgebungsvorrichtungs im Einzel- und Dual-Energie-Modus und denen eines konventionellen CBCT, gemäß der vorliegenden Offenbarung.
    • 8A ist eine schematische Darstellung, die die Funktionsmechanismen eines Beispiels einer bekannten CNT-Röntgenquellen-Array zeigt.
    • 8B ist ein Beispiel für ein bekanntes CNT-Röntgenquellen-Array für die Zahnmedizin, das mehrere Röntgenquellen umfasst, die in einem linearen Array innerhalb eines Gehäuses angeordnet sind.
    • 8C ist eine grafische Darstellung der Zeit in Abhängigkeit vom Kathodenstrom in einem Ausführungsbeispiel einer linearen CNT-Röntgenquellen-Array.
    • 9 zeigt schematisch ein Beispiel für ein Dual-Energie-CBCT-System, das eine Röntgenquelle mit zwei Kathoden, zwei Brennpunkten und zwei Spektralfiltern gemäß der vorliegenden Offenbarung verwendet.
    • 10 ist eine grafische Darstellung simulierter Röntgenenergiespektren aus einer Röntgenquelle einer beispielhaften Ausführungsform eines Dual-Energie-CBCT-Systems vor und nach dem Durchgang der Röntgenstrahlen durch die jeweiligen LE- und HE-Spektralfilter.
    • 11A und 11B sind beispielhafte rekonstruierte CBCT-Bilder eines menschlichen Schädelanalogons, die mit einem Ein-Energie-CBCT-Bildgebungssystem aufgenommen wurden.
    • 11C und 11D sind beispielhafte rekonstruierte CBCT-Bilder eines menschlichen Schädelanalogons, die mit einem Dual-Energie-CBCT-Bildgebungssystem aufgenommen wurden.
    • 12A-F sind vergrößerte Ausschnitte von VMIs eines menschlichen Schädelanalogons, bei denen die Bilder auf verschiedenen Energieniveaus synthetisiert wurden.
    • 13A-D zeigen schematisch verschiedene Methoden zur Implementierung der DECT-Bildgebung.
    • 14 ist ein elektrisches Schaltbild für ein Ausführungsbeispiel einer Dual-Energie-Röntgenquelle mit zwei Kathoden und einer Anode.
    • 15 ist ein elektrisches Schema für ein Ausführungsbeispiel einer Dual-Energie-Röntgenquelle mit zwei Kathoden-Anoden-Paaren und einem Spannungsteiler.
    • 16A-C sind grafische Darstellungen von simulierten Röntgenspektren für Beispielausführungen von Dual-Energie-CBCT-Systemen, wie hierin offenbart, nachdem die Röntgenstrahlen ein menschliches Schädelanalogon durchlaufen haben.
  • Detaillierte Beschreibung
  • Der Gegenstand der vorliegenden Offenbarung stellt eine volumetrische spektrale Multiquellen-CT (mSCT)-Bildgebungsvorrichtung bereit. Durch Verwenden solch einer mSCT-Bildgebungsvorrichtung werden die bekannten Nachteile, die mit Bildgebung unter Verwendung kegelbasierter Computertomographie (CBCT) verbunden sind, die insbesondere mit dem großen Kegel-Bildgebungswinkel verbunden sind, um ein Objekt abzubilden, durch die Verwendung eines Arrays von Röntgenquellen behoben, von denen jede ein Kegel-förmiges Röntgenmuster emittiert, das einen Abschnitt des Bereiches von Interesse (ROI = region of interest) des Objektes, welches abgebildet wird, abdeckt (zum Beispiel in einer überlappenden Weise). Der ROI des Objektes kann weniger als das gesamte Objekt oder das gesamte Objekt sein, abhängig von der Größe des Objekts, welches abgebildet wird. Daher kann der Kegelwinkel für jede Röntgenquelle der mSCT-Bildgebungsvorrichtung auf einen Winkel, oder Wert, reduziert sein, der in etwa der gleiche ist wie ein Diagnose-Fächerstrahl-Multidetektor CT (MDCT), der eine große Reduktion der Röntgenstreuung und Kegelstrahl-Bildartefakte verursacht, zumindest im Vergleich zu einem herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystem. Die hierin offenbarten mSCT-Bildgebungssysteme demonstrieren daher eine signifikante Verbesserung sowohl hinsichtlich CT-Bildqualität als diagnostische Genauigkeit, verglichen mit solchen herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystemen, ohne Erhöhen der Strahlungsdosis, die notwendig ist, um die erforderlichen Projektionsbilder zu erzeugen. Solche mSCT-Bildgebungsvorrichtunge ermöglichen in weiterer vorteilhafter Weise Dual-Energie- und/oder Mehrfach-Energie-Bildgebung, als auch virtuelle monoenergetische Bildgebung (VMI) ohne die Verwendung eines Energiesensitiven Flat-Panel-Bereich-Röntgendetektors zu erfordern, der in vorteilhafter Weise die Bildgebungsartefakte reduziert, die durch die Anwesenheit von metallischen Strukturen in und/oder um das Objekt, welches abgebildet wird, induziert, und, weiterhin quantitativ genaue Messung der Röntgenabschwächung bereitstellt.
  • Mit Bezug auf 1A ist dort ein Beispiel einer CBCT-Bildgebungseinrichtung nach dem Stand der Technik dargestellt, das allgemein mit 100 bezeichnet ist. Die CBCT-Bildgebungsvorrichtung 100 umfasst eine Röntgenquelle 110 und einen Flachbild-Röntgendetektor 120, die auf gegenüberliegenden Seiten des abzubildenden Objekts 1 angeordnet sind. Die Röntgenquelle 110 erzeugt einen kegelförmigen Röntgenstrahl 112, der auf den Röntgendetektor 120 gerichtet ist und auf diesen trifft. Das Objekt 1, welches abgebildet wird, wird in der Mitte der CBCT-Bildgebungsvorrichtung 100 innerhalb des Röntgenstrahls 112 platziert, wobei die Röntgenquelle 110 und der Röntgendetektor 120 um das Objekt 1 rotieren, das die Rotationsachse R der CBCT-Bildgebungsvorrichtung 100 definiert. Die Röntgenquelle 110 und der Röntgendetektor 120 bewegen sich also gleichzeitig, oder im Einklang, miteinander entlang des Rotationspfades 140.
  • 1B zeigt ein Ausführungsbeispiel der CBCT-Bildgebungsvorrichtung nach dem Stand der Technik von 1A, wobei das Objekt 1 zwischen der Röntgenquelle und dem Röntgendetektor der zahnmedizinischen Bildgebungsvorrichtung, allgemein mit 101 bezeichnet, positioniert ist, so dass die Röntgenquelle und der Röntgendetektor um eine durch das Objekt 1 definierte Rotationsachse rotieren werden, wie z.B. bei Verwendung für zahnmedizinische Bildgebung. 1C zeigt ein Ausführungsbeispiel der CBCT-Bildgebungsvorrichtung 100 von 1A, die in ein Strahlungstherapiegerät eingebaut ist, das allgemein mit 102 bezeichnet ist. In diesem Beispiel ist die CBCT-Bildgebungsvorrichtung 100 verwendet, um das Strahlungstherapiegerät 102 beim Verbessern der Wirksamkeit und Effizienz der Strahlungstherapie zu unterstützen, die an dem Objekt 1 durchgeführt wird.
  • 2A zeigt schematisch einen kegelförmigen Röntgenstrahl 130, der von einer Röntgenquelle 110 einer CBCT-Bildgebungsvorrichtung erzeugt ist, so wie nicht unterscheidbare Objekte 1, die sich im Körper des Subjekts (z.B. eines Menschen) befinden, welches abgebildet wird. Der kegelförmige Röntgenstrahl hat einen Kegelwinkel θ und trifft auf einen Flachbild-Röntgendetektor 120, der auf einer gegenüberliegenden Seite der Objekte 1 von der Röntgenquelle 110 angeordnet ist. Wie in 2A gezeigt, reduziert die Geometrie des Röntgenstrahls 130 die Empfindlichkeit der CBCT-Bildgebungsvorrichtung, da die geringen Abstände, die die Platten des linken Objekts 1 voneinander trennen, von dem massiven rechten Objekt 1 ununterscheidbar gemacht sind, und zwar aufgrund des Winkels des Röntgenstrahls 130. 2B ist eine grafische Darstellung, die zeigt, dass mit zunehmendem Kegelwinkel θ auch das Verhältnis von Streuung zu Primärstrahlung (%) zunimmt. (Siewerdsen JH, Jaffray DA. Kegelstrahl-Computertomographie mit einem Flachbild-Bildwandler: Ausmaß und Auswirkungen der Röntgenstreuung. Med Phys. 2000;28(2):220, dessen gesamter Inhalt hierin ausdrücklich durch Bezugnahme aufgenommen ist.) Da der Kegelwinkel θ einer typischen CBCT-Bildgebungsvorrichtung etwa 15° beträgt, weisen herkömmliche CBCT-Bildgebungsvorrichtungen in der Regel sehr hohe Streuung-zu-Primärstrahlung-Verhältnisse für Strahlung auf.
  • Bezugnehmend auf 3A ist dort ein Satz von Bildern gezeigt. Das CBCT-Bild, allgemein mit 200 bezeichnet, ist unter Verwendung einer herkömmlichen CBCT-Bildgebungsvorrichtung erzeugt. Das Fächerstrahl-CT-Bild, allgemein mit 201 bezeichnet, ist unter Verwendung einer herkömmlichen Fächerstrahl-CT-Bildgebungsvorrichtung erzeugt. Wie in dem CBCT-Bild 200 gezeigt, das unter Verwendung einer herkömmlichen CBCT-Bildgebungsvorrichtung erhalten ist, verursacht der große Kegelwinkel deutlich höhere Streustrahlung verglichen mit dem Fächerstrahl-CT-Bild 201, das unter Verwendung einer herkömmlichen Fächerstrahl-CT-Bildgebungsvorrichtung erhalten ist. Die mit herkömmlichen CBCT-Bildgebungsvorrichtungen verbundene höhere Streustrahlung ist durch den Unterschied in Kontrast zwischen den CBCT- und Fächerstrahl-CT-Bildern 200, 201 gezeigt. (Angelopoulos C, Scarfe WC, Farman AG. Ein Vergleich von Maxillofacial CBCT und Medizinischer CT. Atlas Oral Maxillofacial Surg Clin N Am. 2012;20:1-17, dessen gesamter Inhalt hier ausdrücklich durch Bezugnahme aufgenommen ist.) Im Vergleich zu dem Fächerstrahl-CT-Bild 201 sind Weichteilstrukturen des Objekts 1, welches abgebildet wird, in dem CBCT-Bild 200 fast unmöglich zu identifizieren, sind jedoch in dem Fächerstrahl-CT-Bild 201 sichtbar.
  • Bezugnehmend auf 3B ist ein CBCT-rekonstruiertes Bild, allgemein mit 202 bezeichnet, eines Objekts 1 gezeigt, welches darin implantierte metallische Strukturen 10 enthält. Wie in dem CBCT rekonstruierten Bild 202 gezeigt ist, verursachen die metallischen Strukturen 10 (z.B. in der Form von Zahnimplantaten) Bildgebungsartefakte, die allgemein in der Form von Streifen und/oder dunklen Halos um die metallischen Strukturen 10 in dem rekonstruierten CBCT-Bild 202 auftreten,welche die Zuverlässigkeit solcher rekonstruierten CBCT-Bildes bzw. solcher Bilder 202 für Diagnosezwecke verringern. Das beispielhafte rekonstruierte CBCT-Bild 202 ist entlang einer axialen Ebene in einem Patienten mit einem metallischen Zahnimplantat im Unterkiefer erzeugt.
  • Bezugnehmend auf 3C ist dort ein Satz von Bildern eines Objekts 1 umfassend metallische Strukturen 10 gezeigt. In dem CBCT-Bild, allgemein mit 203 bezeichnet, verdecken die mit den metallischen Strukturen verbundenen Bildgebungsartefakte die Abbildungsgenauigkeit eines Teils des Weichgewebes, das die metallischen Strukturen 10 umgibt. Das virtuelle monoenergetische Bild (VMI), allgemein mit 204 bezeichnet, ist aus spektraler CT-Bildgebung synthetisiert. In dem VMI 204 ist weniger von dem Weichteilgewebe, das die metallischen Strukturen 10 umgibt, verdeckt, wodurch Abbildungsgenauigkeit um diese metallischen Strukturen 10 herum erhöht ist. (Große Hokamp N, Laukamp KR, Lennartz S, Zopfs D, Abdullayev N, Neuhaus VF, Maintz D, Borggrefe J. Artifact reduction from dental implants using virtual monoenergetic reconstructions from novel spectral detector CT. Eur J Radiol. 2018;104:136-42. Epub 2018/04/27. doi: 10.1016/j.ejrad.2018.04.018. PubMed PMID: 29857859, dessen gesamte Inhalte hier ausdrücklich durch Bezugnahme aufgenommen sind).
  • Bezugnehmend auf 4A ist dort schematisch eine beispielhafte Ausführungsform einer volumetrischen Spektral-Computertomographie (mSCT)-Bildgebungsvorrichtung, allgemein mit 500 gekennzeichnet, oder -Systems illustriert. Bei mSCT ist der Bildgebungsraum durch mehrfache Röntgenstrahlen segmentiert, allgemein mit 530 gekennzeichnet, von denen jeder einen schmalen Kegelwinkel θ hat. θ' zeigt den vergleichsweise breiteren Kegelwinkel, der mit der Verwendung einer herkömmlichen CBCT-Bildgebungsvorrichtung (z.B. 100, siehe 1A) assoziiert ist, und ist weiterhin durch den Bereich gekennzeichnet, der innerhalb der gestrichelten Linien enthalten ist. Die Röntgenstrahlen 530 werden nacheinander aktiviert, wobei jeder Strahl einen Abschnitt des abzubildenden Objekts 1 durchläuft bzw. bestrahlt. Die gestreuten Photonen, die auf den Röntgendetektor 520, außerhalb des für jeden Röntgenstrahl erwarteten schmalen Detektorbandes, auftreffen, werden zurückgewiesen. Die mSCT-Bildgebungsvorrichtung 500 umfasst ein lineares Röntgenquellen-Array, allgemein mit 510 gekennzeichnet, das eine Mehrzahl von Röntgenquellen 512 (z.B. „Brennpunkte“) umfasst, die voneinander entlang der Länge des Röntgenquellen-Arrays 510 beabstandet sind. Die von jeder der Röntgenquellen 512 emittierte Strahlung wird, unter Verwendung eines Kollimators 540, kollimiert, so dass jede Röntgenquelle einen Röntgenstrahl 530 produziert, der einen damit assoziierten engen Kegelwinkel θ hat. Der Kollimator 540 ist angrenzend an das Röntgenquellen-Array 510 positioniert, zwischen dem Röntgenquellen-Array 510 und dem abzubildenden Objekt 1. In einigen Ausführungsformen ist der Kollimator 540 ausgebildet, um nur einen Abschnitt von (d.h. weniger als eine Gesamtheit davon, einschließlich weniger als einen größten Teil davon) dem Objekt 1, welches abgebildet wird, abzudecken.
  • In einigen Ausführungsformen ist der Kollimator 540 ein Fächerstrahlkollimator mit einer Anordnung von Aperturen. Jede Apertur ist ausgebildet, um die Strahlung von einer einzelnen Röntgenquelle 512 auf einen Röntgenstrahl 530 mit einem engen Kegelwinkel θ einzuschränken. In einigen solcher Ausführungsbeispiele ist der Kollimator 540 (z.B. direkt oder indirekt) an dem Röntgenquellen-Array 510 angebracht. In einigen Ausführungsformen wird die mSCT-Bildgebung in einem einfachen Step-and-Shoot-Modus durchgeführt, bei dem das Röntgenquellen-Array 510, beispielsweise, eine Anzahl von „M“ Röntgenquellen 512 hat, die ausgebildet sind, um nacheinander aktiviert zu werden, um elektronisch über das Objekt 1 zu scannen (z.B. in der Richtung von Erstreckung des Röntgenquellen-Arrays 510), während das Röntgenquellen-Array 510 und der Röntgendetektor 520 in einem von einer Anzahl von „N“ Betrachtungswinkeln positionsmäßig fixiert sind, die um das Objekt 1 in einer Umfangsrichtung definiert sind. Nachdem alle „M“ (oder ein bestimmter Teil davon) der Röntgenquellen 510 bei einem einzigen der „N“ Betrachtungswinkel aktiviert worden sind, werden das Röntgenquellen-Array 510 und der Röntgendetektor 520, um eine durch das Objekt 1 definierte Rotationsachse, zu einem anderen (z.B. einem angrenzenden oder nächsten) der „N“ Betrachtungswinkel rotiert, wobei ein weiterer Scan (z.B. Aktivierung aller Röntgenquellen 512, oder eines bestimmten Abschnitts davon) des Objekts 1 durchgeführt wird, dabei dem in 5 illustrierten Zeitdiagramm folgend. Dieser Vorgang wiederholt sich, bis das Röntgenquellen-Array 510 und der Röntgendetektor 520 zu jedem der „N“ Betrachtungswinkel rotiert wurden, was typischerweise entweder 180° plus dem Kegelwinkel θ (d.h. 180° + dem Kegelwinkel θ) oder 360 Grad ist. Für jede Röntgenbelichtung (z.B. Aktivierung und/oder Anregung einer der Röntgenquellen 512) wird ein Bild eines Abschnitts des Objekts 1, das abgebildet wird, auf einem Abschnitt des Röntgendetektors 520 aufgezeichnet, bezeichnet als ein „Detektorband“, das nur einer einzigen, oder mehreren, der Röntgenquellen 512 entspricht. Jedes gestreute Photon von einer Röntgenquelle 512, das von dem Röntgendetektor außerhalb des „Detektorbandes“ empfangen ist, das der Röntgenquelle 512 entspricht, die aktiviert wurde, wird zurückgewiesen. Während mSCT-Bildgebung gemäß den Schritten des hier offenbarten Beispielvorgangs definiert eine Summe des Produkts aus den „M“ Röntgenquellen 512 multipliziert mit den „N“ Betrachtungswinkeln die Anzahl von gesammelten Projektionsbildern des Objekts.
  • In einigen Ausführungsformen ist der Röntgendetektor 520 ein digitaler Flächenröntgendetektor, der ein Dynamisches Band-Ausleseverfahren, oder Bereich-von-Interesse (ROI)-Auslesung verwendet, um eine Datenauslesegeschwindigkeit des digitalen Flächenröntgendetektors zu erhöhen. Nach Belichtung des digitalen Flächenröntgendetektors durch jeden kollimierten Röntgenstrahl wird nur ein „Band“, oder ROI, des Röntgendetektors, der primär übertragene Röntgenphotonen empfängt, von dem digitalen Flächenröntgendetektor ausgelesen, oder an Stelle des gesamten Detektors, mit der Menge von ausgelesenen und übertragenen Daten.
  • Bezugnehmend auf 4B ist ein weiteres Ausführungsbeispiel einer allgemein mit 501 gekennzeichneten mSCT-Bildgebungsvorrichtung gezeigt, die ausgebildet ist, um in einem sogenannten kontinuierlichen Rotationsmodus zu arbeiten. Die mSCT-Bildgebungsvorrichtung 501 ist im Wesentlichen gleich, oder identisch mit, der mSCT-Bildgebungsvorrichtung 500 hinsichtlich Punkten, die von Betrieb und/oder Funktion verschieden sind, ist jedoch ausgebildet, um in diesem kontinuierlichen Rotationsmodus zu arbeiten. In diesem kontinuierlichen Rotationsmodus, während das Röntgenquellen-Array 510 und der Röntgendetektor 520 gleichzeitig, oder im Einklang miteinander, um das Objekt 1, welches abgebildet wird, um den inkrementellen Winkel Δϕ rotieren, ist jede der „M“ Röntgenquellen 512 in dem Röntgenquellen-Array 510 aktiviert (z.B. sequentiell), um das Objekt 1 elektronisch zu scannen (z.B. ein Projektionsbild für jede der Röntgenquellen 512 zu erzeugen), beispielsweise in der Erstreckungsrichtung des Röntgenquellen-Arrays 510. Die mSCT-Bildgebungsvorrichtung 500 von 4B ist ausgebildet, um diesen Vorgang „Nview“-mal zu wiederholen, was dem gesamten Rotationsbereich des Röntgenquellen-Arrays 510 und des Röntgendetektors 520 um das Objekt 1 entspricht, geteilt durch inkrementelle Winkel Δϕ. Somit ist der Gesamtwinkel, um den das Röntgenquellen-Array 510 und der Röntgendetektor 520 um das Objekt 1 rotieren, ausgedrückt durch die Gleichung Nview*Δϕ, was, zum Beispiel und ohne Beschränkung, 180° + Konuswinkel θ, 360°, sein kann, oder jeder andere gewünschte Rotationswinkel. Aufgrund dieser kontinuierlichen Bewegung des Röntgenquellen-Arrays 510 und des Röntgendetektors 520 um das Objekt 1 während Bildgebung wird sich der Betrachtungswinkel für jede Röntgenbelichtung, oder Projektionsbild, etwas von allen anderen unterscheiden, da jeweils nur eine Röntgenquelle 512 aktiviert ist, bzw. mit Strom versorgt ist (d.h. mehrere Röntgenquellen 512 sind nicht gleichzeitig aktiviert). Die unterschiedlichen Betrachtungswinkel für jede Röntgenbelichtung ist während Bildrekonstruktion berücksichtigt. Während mSCT-Bildgebung gemäß den Schritten des hier offenbarten Beispielverfahrens definiert eine Gesamtheit des Produkts der „M“ Röntgenquellen 512 multipliziert mit den „Nview“-Betrachtungswinkeln die Anzahl von Objekt-Projektionsbildern, die gesammelt werden.
  • Die mSCT-Bildgebungsvorrichtungen 500, 501 sind im Wesentlichen Fächerstrahl-CT-Bildgebungsvorrichtungen, die jeweils ein Röntgenquellen-Array 510 und einen Röntgendetektor 520 haben, die sich, jeweils, in der axialen Richtung erstrecken, um ein großes Sichtfeld abzudecken, ohne Bewegung des Objekts, welches abgebildet wird, zu erfordern (d.h. ohne Patiententranslationsbewegung). Unter Verwendung der Geometrie eines typischen Dental-CBCT wird geschätzt, dass der Kegelwinkel von etwa 15° in einer herkömmlichen CBCT-Bildgebungsvorrichtung auf etwa 3° in den hierin offenbarten beispielhaften mSCT-Bildgebungsvorrichtungen 500, 501 verringert werden kann. Eine solche Reduktion im Kegelwinkel reduziert das Verhältnis von Streuung-zu-Primärstrahlung um einen Faktor von etwa 5.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel ist die mSCT-Bildgebungsvorrichtung ausgebildet, um zum Durchführen von Dual-Energie-CT (DECT)-Bildgebung verwendet zu werden. Spektrale CT oder virtuelle monoenergetische Bildgebung (VMI), die aus DECT-Daten synthetisiert ist, reduziert Bildgebungsartefakte, die durch Materialien mit hohen Atomnummern verursacht sind, wie sie in metallischen Strukturen, die in einem menschlichen Körper implantiert sind, üblich sind.
  • Gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel ist eine mSCT-Bildgebungsvorrichtung, allgemein mit 700 gekennzeichnet, in 6 gezeigt. Diese mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 ist ausgebildet, um DECT-Bildgebung bei geringen Kosten zu ermöglichen, ohne der Notwendigkeit, einen energieempfindlichen Flächenröntgendetektor zu verwenden. Wie in 6 gezeigt, ist die mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 im Wesentlichen ähnlich den mSCT-Bildgebungsvorrichtungen 500, 501, jedoch ist das Röntgenquellen-Array 710 unterteilt in einen ersten Satz von Röntgenquellen, allgemein gekennzeichnet mit 712L, und einen zweiten Satz von Röntgenquellen, allgemein gekennzeichnet mit 712H.
  • Die mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 umfasst eine Mehrzahl von ersten Filtern 750L, die jeweils angrenzend an eine Gruppe der ersten Gruppe von Röntgenquellen 712L positioniert sind (z.B. zwischen einer Röntgenquelle 712L und dem Objekt 1, welches abgebildet wird), so dass Röntgenstrahlung, die von jeder Quelle von der ersten Gruppe von Röntgenquellen 750L emittiert ist, durch einen der ersten Filter 750L gefiltert ist, die ein erstes Material umfassen, das vorzugsweise Hochenergiephotonen abschwächt, um ein Röntgenspektrum mit geringer mittlerer Energie (LE) zu produzieren. In einigen Ausführungsformen ist die Anzahl erster Filter 750L die gleiche wie die Anzahl der Röntgenquellen 712L in der ersten Gruppe der Röntgenquellen 712L. Die mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 umfasst auch eine Mehrzahl von zweiten Filtern 750H, von denen jeder angrenzend an eine von der zweiten Gruppe von Röntgenquellen 712H positioniert ist (z.B. zwischen einer Röntgenquelle 712H und dem Objekt 1, welches abgebildet wird), so dass von jeder der zweiten Gruppe von Röntgenquellen 712H emittierte Röntgenstrahlung durch einen der zweiten Filter 750H gefiltert ist, die ein zweites Material umfassen, das vorzugsweise Photonen mit niedriger Energie abschwächt, um ein Röntgenspektrum mit hoher mittlerer Energie (HE) zu produzieren.
  • Daher kann jede Röntgenquelle 712L hierin austauschbar als „LE-Röntgenquelle 712L“ bezeichnet werden, jede Röntgenquelle 712H kann hierin austauschbar als „HE-Röntgenquelle 712H“ bezeichnet werden, jeder erste Filter 750L kann hierin austauschbar als „LE-Filter 750L“ bezeichnet werden, und jeder zweite Filter 750H kann hierin austauschbar als „HE-Filter 750H“ bezeichnet werden. Die LE-Röntgenquellen 712L sind jedoch im Wesentlichen identisch mit den HE-Röntgenquellen 712H und emittieren einen Röntgenstrahl, der in Bezug auf Röntgenenergiespektren im Wesentlichen ähnlich dazu ist. Die Unterscheidung von Röntgenspektrenenergie ist basierend darauf produziert, ob die Röntgenstrahlen durch einen LE-Filter 750L oder einen HE-Filter 750H hindurchlaufen. In der gezeigten beispielhaften Ausführungsform sind die LE-Röntgenquellen 712L positioniert, entlang der Länge des Röntgenquellenarrays 710, zwischen den HE-Röntgenquellen 712H in einem alternierenden Muster, in dem, anders als eine erste und eine letzte Röntgenquelle des Röntgenquellenarrays 710, jede LE-Röntgenquelle 712L angrenzend ist an, oder positioniert ist zwischen, HE-Röntgenquellen 712H, und wobei jede HE-Röntgenquelle 712H angrenzend ist, oder positioniert ist zwischen, LE-Röntgenquellen 712L. Als solche sind die LE- und HE-Röntgenquellen 712L, 712H jeweils als Paare angeordnet, die angrenzend aneinander sind entlang der Länge des Röntgenquellenarrays 710, wobei jedes Paar eine LE-Röntgenquelle 712L und eine HE-Röntgenquelle 712H umfasst.
  • Die Aggregation der Projektionsbilder von jedem Satz der Röntgenquellen 712L und 712H reicht aus, um das CT-Bild des Objekts 1 bei dem entsprechenden Energiespektrum zu rekonstruieren. Daher sind, während einer einzigen Drehung (z.B. um 360°) des Röntgenquellen-Arrays 710 und des Röntgendetektors 720 um das Objekt 1, zwei vollständige Sätze von CT-Bildern erzeugt, wobei ein erster Satz von CT-Bildern bei niedriger Energie von den Röntgenquellen 712L und ein zweiter Satz von CT-Bildern bei hoher Energie von den Röntgenquellen 712H erzeugt wird. Die mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 kann ohne Verwendung eines energieempfindlichen Röntgendetektors betrieben werden, der bekanntermaßen sehr teuer ist (z.B. bis zu dem Punkt, an dem das Gerät unbrauchbar wird). In einem weiteren Ausführungsbeispiel kann CT-Bildgebung bei mehr als zwei Energiestufen auch durch die Verwendung mehrfacher (z.B. mehr als zwei) Energiefilter durchgeführt werden.
  • In einigen Ausführungsformen der mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 umfasst der HE-Filter 750H, beispielsweise und ohne Einschränkung, eine dünne Kupferfolie, die vorzugsweise mehr (z.B. einen größeren Anteil von) niederenergetische Photonen abschwächt, und dadurch betreibbar ist, um die mittlere Energie des resultierenden Photonenspektrums, das vom HE-Filter 750H in Richtung des Objekts 1, welches abgebildet wird, emittiert wird, zu erhöhen. In einigen Ausführungsformen der mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 umfasst der LE-Filter 750L, beispielsweise und ohne Einschränkung, eine dünne Folie aus Tantal oder Zinn, die vorzugsweise mehr (z.B. einen größeren Anteil) hochenergetische Photonen abschwächt und dadurch die mittlere Energie des resultierenden Photonenspektrums, das vom LE-Filter 750L in Richtung des abzubildenden Objekts 1 emittiert wird, verringern kann. Jeder Satz von Projektionsbildern wird getrennt in CT-Bilder mit hoher und niedriger Energie rekonstruiert. Anders ausgedrückt: Alle Projektionsbilder, die erzeugt werden, während eine der LE-Röntgenquellen 712L aktiviert ist, werden rekonstruiert, um ein CT-Bild bzw. CT-Bilder niedriger Energie zu produzieren, und alle Projektionsbilder, die erzeugt werden, während eine der HE-Röntgenquellen 712H aktiviert ist, werden rekonstruiert, um ein CT-Bild bzw. CT-Bilder hoher Energie zu produzieren.
  • Durch Zerlegung jedes Bildvoxels in zwei Basismaterialien kann deren Dichte in jedem Voxel ermittelt werden. Mit vorkalibrierter Energieabhängigkeit der Massendämpfung jedes Materials können virtuelle monochromatische Energiebilder des Objekts auf jedem geeigneten Energieniveau erhalten werden. In einigen Ausführungsformen eignen sich die mit der mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 erzeugten Dual-Energie-Datensätze (z.B. Bildprojektionen und/oder CT-Bilder) zur Verwendung bei der Synthese virtueller monoenergetischer CT-Bilder. Durch Messen der Dämpfungen bei zwei verschiedenen Energien können die effektive Ordnungszahl und die Dichte der beiden Basismaterialien (z.B. Wasser und Jod) in einem Voxel bestimmt werden. Das Verfahren der bildbasierten Materialzerlegung kann für die mSCT-Bildgebung verwendet werden, da die zwei Sätze von Projektionsbildern aus zueinander versetzten Positionen der Röntgenquelle erhalten werden. In diesem Fall wird die Massendichte ρ1,2 der zwei Basismaterialien aus den rekonstruierten Bildern mit hoher und niedriger Energie erhalten als μ k = μ 1 ˜ ( E k ) ρ 1 + μ 2 ˜ ( E k ) ρ 2 ,   k = H , L
    Figure DE112021004418T5_0001
    wobei k=H, L für das bei hoher bzw. niedriger Energie erhaltene Bild steht und µ1,2(Ek) die Massenschwächungskoeffizienten der beiden Basismaterialien bei den beiden Energien darstellt. Die Werte von µ1,2(E) werden empirisch bestimmt, indem die CT-Zahlen für verschiedene Konzentrationen der beiden Basismaterialien in Scans mit niedriger und hoher Energie gemessen werden. Die Dichte der beiden Basismaterialien kann dann durch Lösen der beiden linearen Gleichungen ermittelt werden. Mit diesen Informationen kann ein VMI-Bild bei jeder Energie E erstellt werden. Die VMI-Bilder sind weniger anfällig für Abbildungsartefakte, die durch das Vorhandensein metallischer Strukturen innerhalb, um und/oder um das abzubildende Objekt herum entstehen, was die Abbildungsgenauigkeit und damit die diagnostische Genauigkeit der resultierenden Bilder erhöht.
  • 7 ist eine Tabelle, die die geschätzten Bildgebungsparameter für ein Beispiel einer mSCT-Bildgebungsvorrichtung der vorliegenden Offenbarung im Einzel- und Dual-Energie-Modus zeigt. Wie in der Tabelle dargestellt, wird davon ausgegangen, dass die Gesamtexposition von jeder Quelle bei mSCT die gleiche ist wie bei einem vergleichbaren CBCT. Es wird davon ausgegangen, dass die Gesamteingangsdosis der hochenergetischen (HE) und niederenergetischen (LE) CT-Bildgebung die gleiche ist wie bei dem Einzelenergie-Scan. Aufgrund von Filtration und um die gleiche Gesamteintrittsdosis beizubehalten, wird davon ausgegangen, dass sich die mAs um den Faktor 3 erhöhen. Die letzte Reihe listet das typische Bildgebungsprotokoll eines handelsüblichen zahnmedizinischen CBCT auf.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel kann die mSCT-Bildgebungsvorrichtung auch zur schnellen Tomosynthese-Bildgebung verwendet werden, ohne dass die Röntgenquelle, der Röntgendetektor oder das abzubildende Objekt (z.B. ein Mensch oder ein anderes Lebewesen) mechanisch bewegt werden müssen. Tomosynthese ist eine schnelle und dosisarme Quasi-3D-Bildgebungsausführungsart, die im Vergleich zu CT vorteilhaft sein kann, wenn die Bewegung innerer Organe während der Behandlung ein Problem darstellt, z.B. bei der stereotaktischen Hochdosis-Körperbestrahlungstherapie. Das derzeitig verwendete Verfahren verwendet mehrere CBCT-Scans, um die Bewegung der inneren Organe zu überwachen, was sowohl die für die Durchführung der Bildgebung benötigte Zeit als auch die Strahlungsdosis, der der Patient während solcher Bildgebung ausgesetzt ist, erheblich erhöht.
  • In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Offenlegung kann das mSCT-Gerät auch zur schnellen Tomosynthese-Bildgebung verwendet werden, ohne dass die Quelle, der Detektor oder das abzubildende Objekt mechanisch bewegt werden müssen. Tomosynthese ist eine schnelle und dosisarme Quasi-3D-Bildgebungsausführungsart. Sie ist im Vergleich zu CT potenziell vorteilhaft, wenn Bewegungen der inneren Organe während der Behandlung ein Problem darstellen, z.B. bei der stereotaktischen Hochdosis-Bestrahlungstherapie. Der derzeitige Ansatz, mehrere CBCT-Scans zur Überwachung der Bewegung zu verwenden, erhöht den Zeitaufwand und die Dosis für den Patienten erheblich. Bei Verwenden mehrerer Röntgenquellen und des Flachbild-Detektors bei mSCT-Tomosynthese kann die Bildgebung des Patienten ohne Gantry-Bewegung in einigen Sekunden durchgeführt werden (im Vergleich zu 60-120 Sekunden für einen CBCT-Scan). Der Fächerstrahlkollimator wird durch einen Mehrstrahl-Kegelstrahlkollimator ersetzt. Die Strahlung jeder Quelle ist kollimiert, um das gesamte FOV abzudecken und ein Projektionsbild des Objekts aus einem bestimmten Blickwinkel zu erzeugen. Durch elektronische Aktivierung mehrerer Röntgenquellen nacheinander in dem Array wird ein Satz von Projektionsbildern aufgenommen, ohne dass sich Quelle, Detektor oder Objekt bewegen. Die Bilder werden dann durch einen Tomosynthese-Rekonstruktionsalgorithmus zu einem Stapel von Tomosyntheseschichten rekonstruiert.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel kann ein mSCT-Bildgebungsvorrichtung verwendet werden, um physiologisch gesteuerte Tomosynthese-Bildgebung unter Verwendung desselben Quellenarrays und desselben Flachbilddetektors durchzuführen, ohne dass eine mechanische Bewegung erforderlich ist. In einem Beispiel wird die mSCT-Bildgebungsvorrichtung für die Tomosynthese-Bildgebung der Lunge(n) eines Subjekts, oder Patienten, z.B. eines menschlichen Probanden für bildgesteuerte Strahlungstherapie, verwendet. Gemäß diesem Ausführungsbeispiel wird ein Atmungssignal des abzubildenden Subjekts verwendet, um Aktivierung der Röntgenquellen und der Röntgendetektoren auszulösen und, notwendigerweise, Datenerfassung durch diese Röntgenquellen und/oder Röntgendetektoren zu aktivieren. Gemäß diesem Ausführungsbeispiel kann die Phase des Atemzyklus, in der die Serie von Röntgenprojektionsbildern erzeugt wird, auf der Grundlage individueller diagnostischer Überlegungen ausgewählt werden. In einigen Ausführungsformen kann die Auswahl der Phase des Atmungszyklus über eine grafische Benutzeroberfläche (GUI), z.B., auf einem Touchscreen-Gerät, erfolgen. Da jedes Projektionsbild während einer bestimmten Phase und eines bestimmten Zeitfensters während eines Atemzyklus erzeugt ist, ist die Unschärfe der resultierenden Projektionsbilder aufgrund der Bewegung der Lunge minimiert. In einigen Ausführungsformen wird das Auslösesignal zur Steuerung der Elektronenemission von einer oder mehreren Röntgenquellen verwendet. In solchen Ausführungsformen ist Elektronenemission aktiviert, wenn ein Signal zur Aktivierung einer entsprechenden Röntgenquelle empfangen ist, wobei die Elektronenemission am Ende der Röntgenbelichtung deaktiviert ist, z.B. bei Empfang eines Deaktivierungssignals oder nach Ablauf einer vorgegebenen Zeitspanne.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel können solche mSCT-Bildgebungsvorrichtungen für Tomosynthese-Bildgebung eines Objekts aus einer projizierten Ansicht verwendet werden, die sich über einen zweidimensionalen (2D) Bereich erstreckt. In einem solchen Ausführungsbeispiel ist die Röntgenstrahlung von jeder Röntgenquelle in dem Röntgenquellen-Array kollimiert, um das gesamte Objekt zu beleuchten, so dass die Projektionsansicht des Objekts bei der sequentiellen Aktivierung der „M“-Röntgenquellen um Δθ aufgespannt ist, wie durch die Kegelstrahlrichtung definiert ist. Da das Röntgenquellen-Array und der Röntgendetektor gleichzeitig, oder gemeinsam, in „N-Sicht“-Schritten um das Objekt, welches abgebildet wird, um den Winkel Δϕ rotieren, wie durch die Fächerstrahlrichtung definiert, beträgt der gesamte aufgespannte Raumsichtwinkel Δϕ x Δθ. Die Sammlung der Menge von „Nview“ × „M“ Projektionsbildern wird für Tomosynthese-Rekonstruktion des Objekts aus einer Verteilung von Quellen in einem 2D-Flächen-Röntgenquellen-Array verwendet (z.B. in x- und y-Richtung, wie mit typischen kartesischen Koordinaten definiert, wobei die z-Richtung im Allgemeinen als die Richtung zwischen dem Array und dem Objekt und/oder dem Röntgendetektor definiert ist). Tomosynthesebilder, die mit einem solchen 2D-Flächenröntgenquellen-Array produziert sind, sind von besserer Qualität als Tomosynthesebilder, die mit einem 1D-, oder linearen, Röntgenquellen-Array entweder in Kegelstrahl- oder Fächerstrahlrichtung produziert sind.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel umfasst die mSCT-Bildgebungsvorrichtung mehrere individuelle Röntgenröhren, die linear (z.B. entlang einer Linie) entlang der axialen Richtung des Objekts angeordnet sind.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel umfasst die mSCT-Bildgebungsvorrichtung eine Röntgenquelle mit abtastendem Elektronenstrahl. In einer solchen Ausführungsform wird der von einer Elektronenkathode erzeugte Elektronenstrahl durch ein elektromagnetisches Feld auf verschiedene Punkte auf der Röntgenanode „gelenkt“ (z.B. auf steuerbare Weise gerichtet), so dass die Röntgenstrahlung von verschiedenen Ursprungspositionen auf der Röntgenanode emittiert ist, je nachdem, an welcher Position auf der Röntgenanode der Elektronenstrahl auftrifft. In einem weiteren Ausführungsbeispiel wird ein räumlich verteiltes Röntgenquellen-Array verwendet. Das Röntgenquellen-Array kann entweder eine Anordnung von Thermionenkathoden oder eine Anordnung von Feldemissionskathoden verwenden.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel umfasst die mSCT-Bildgebungsvorrichtung ein räumlich verteiltes Röntgenquellen-Array, das Feldemissionskathoden aus Kohlenstoff-Nanoröhren (CNT) verwendet. Die mehreren Kathoden sind linear (z.B. entlang einer Linie) auf einer oder einer Mehrzahl von Röntgenanoden verteilt. Das gesamte Röntgenquellen-Array befindet sich in einem evakuierten (z.B. unter Unterdruck stehenden, wie in einem Vakuum) Metallgehäuse. Zwischen der (den) Kathode(n) und der (den) Anode(n) wird eine hohe Spannungsdifferenz aufgebaut. Durch Anlegen eines elektrischen Vorspannungsfeldes zwischen der entsprechenden Kathode und der Gate-Elektrode ist Röntgenstrahlung von einem bestimmten Brennpunkt emittiert. Durch Ein- und Ausschalten des Vorspannungsfeldes, das an der einzelnen Elektronenquelle anliegt, ist ein scannender Röntgenstrahl erzeugt.
  • CNT-Röntgenquellen-Arrays mit unterschiedlichen Konfigurationen und Spezifikationen haben sich zumindest aus folgenden Gründen als vorteilhaft für den Einsatz in mSCT erwiesen: (1) Röntgenstrahlenerzeugung kann schnell umgeschaltet und mit Datenerfassung synchronisiert werden; (2) es können Röntgenquellen-Arrays mit geringem Abstand zwischen den Quellen hergestellt werden; (3) das Röntgenquellen-Array ist kompakt und relativ leicht, so dass aktuelle CBCT-Scanner mit solchen Röntgenquellen-Arrays für die mSCT-Bildgebung nachgerüstet werden können. Bei gleicher Brennpunktgröße kann jede Röntgenquelle des CNT-Röntgenquellen-Arrays den gleichen Röntgenphotonenfluss erzeugen wie eine herkömmliche Röntgenröhre. Dies hat sich als ausreichend für die hier vorgestellten mSCT-Bildgebungsvorrichtunge erwiesen, wie in 7 dargestellt. Für das mSCT-Bildgebungsvorrichtung ist es möglich, eine Röntgenquelle zu verwenden, deren Spezifikation mit derjenigen vergleichbar ist, die in aktuellen zahnmedizinischen CBCT-Systemen verwendet wird und die einen ausreichenden Röntgenphotonenfluss für die vorgesehene Bildgebungszeit sowohl in der Einzel- als auch in der Dual-Energie-CT-Bildgebungsausführungsart liefert.
  • Um die gleiche Bildgebungszeit (Tscan) zu erreichen, erfordert die mSCT-Bildgebung im Vergleich zu konventioneller CBCT-Bildgebung schnellere Detektorauslesung. Der Hauptgrund dafür liegt in der stark gestiegenen Quantität der erfassten und aufgezeichneten Bildprojektionen (z.B. Einzelbilder). Die Detektorauslesezeit und die Röntgenbelichtungszeit pro Projektionsbild pro Röntgenquelle lassen sich mit der folgenden Gleichung berechnen: Δ t e x p = m A s t o t a l N v i e w × i t u b e ;   Δ t r e a d o u t = T s c a n N v i e w × N s o u r c e − Δ t e x p 1
    Figure DE112021004418T5_0002
  • Dabei ist mAstotal (Milliampere x Sekunde) die gesamte Röntgenbelichtung, Nsource die Anzahl der für den mSCT-Bildgebungsvorgang verwendeten Röntgenquellen, Nview die Anzahl der von jeder Röntgenquelle aufgezeichneten Projektionsansichten, Itube ist der Röntgenröhrenstrom, Δtexp ist die Zeit, die pro Röntgenbelichtung (z.B. pro Röntgenquellenaktivierung) verstreicht, und Δtreadout die Detektorauslesezeit pro Bild.
  • Unter Verwendung der typischen Belichtungsbedingung eines zahnärztlichen CBCT und der Spezifikation einer zahnärztlichen Röntgenquelle mit fester Anode (z.B. 0,5-0,7 IEC Brennpunktgröße, 15 mA Strom) wurden die erforderlichen Detektorauslesezeiten für verschiedene Bildgebungskonfigurationen für die angestrebte CT-Zeit abgeschätzt, und sind in 7 dargestellt. Für eine mSCT-Bildgebungsvorrichtung, die zehn (10) Röntgenquellen verwendet, liegt die erforderliche Detektorgeschwindigkeit innerhalb der Möglichkeiten der derzeit bekannten Flachbilddetektor-Technologie (FPD). Darüber hinaus wird die Auslesezeit des Detektors erheblich verkürzt, indem die Auslesung nur auf das Band (z.B. den Bereich) der Detektorpixel beschränkt ist, das die Primärstrahlung der aktivierten Röntgenquelle empfängt; somit überträgt nur das Band oder der Teil des Röntgendetektors, das bzw. der auf den Röntgenstrahl der derzeit aktivierten Röntgenquelle ausgerichtet ist (z.B. innerhalb des Strahlenbündels liegt), Daten, die der empfangenen Röntgenstrahlung entsprechen, und nicht für alle Detektorpixel. Das handelsübliche X-Panel 1511 (Detection Technology) erreicht beispielsweise 94 fps bei voller Auflösung und bis zu 1000 fps im Bandauslesemodus.
  • Bei der DECT-Bildgebung mit einer mSCT-Bildgebungsvorrichtung, für die hier beispielhafte Ausführungsformen beschrieben werden, wird die Hälfte (z.B. 50 %) der Röntgenquellen mit hoher Energie und die andere Hälfte (z.B. die verbleibenden 50 %) der Röntgenquellen mit niedrigerer Energie aktiviert, so dass für jede der Aktivierungen mit niedriger und hoher Energie ein CT-Scan erstellt wird. Die Gesamthautdosis aus den beiden Aktivierungsenergien entspricht der Gesamthautdosis, die bei einem einzigen herkömmlichen CBCT-Scan aufgenommen wird. Ein Nachteil, der mit der Verwendung einer zusätzlichen Filterung verbunden ist (z.B. wie in 6 gezeigt), ist eine Verringerung der Photonenintensität. Um die gleiche Gesamtstrahlungsdosis für die Haut zu erreichen, muss die Gesamtzahl der mAs bei der vorgesehenen Filtrationsstufe um das Dreifache (3x) erhöht werden. Bei der in 6 gezeigten Beispielkonfiguration der mSCT-Bildgebungsvorrichtung 700 mit drei (3) LE-Röntgenquellen 712L und drei (3) HE-Röntgenquellen 712H kann eine Scandauer von 20 Sekunden mit 300 Ansichten/Quelle erreicht werden. Um die Anzahl der Röntgenquellen zu erhöhen und gleichzeitig die gleiche Gesamtstrahlungsdosis für die Haut beizubehalten, muss die Scandauer erhöht und die Anzahl der Ansichten oder Winkel um das abzubildende Objekt, aus denen Projektionsbilder gewonnen werden, reduziert werden.
  • In einem weiteren Ausführungsbeispiel der mSCT-Bildgebungsvorrichtung wird die volumetrische Rekonstruktion mit einem modellbasierten IR-Algorithmus durchgeführt, der zwei verschiedene Ansätze, Verfahren oder Techniken verwendet. Der erste Ansatz besteht darin, die Projektionsdaten jeder einzelnen Röntgenquelle als unabhängige CT mit kleinem Kegelwinkel zu behandeln, die Projektionsdaten unabhängig (z.B. von anderen Röntgenquellen) zu rekonstruieren, um ein Segment des Bildes des Objekts zu bilden, und dann alle Segmente zu kombinieren, um den volumetrischen Datensatz des gesamten Objekts zu bilden. Zu den Vorteilen dieses Verfahrens gehört die Steigerung der Recheneffizienz, da alle Segmentbilder parallel verarbeitet werden können. Zu den Nachteilen dieses Verfahrens gehört jedoch, dass einige Projektionsdaten vergeudet werden (z.B. durch Duplizierung) und dass die Regularisierung über verschiedene Segmentbilder hinweg eine separate Verarbeitung erfordert. Der zweite Ansatz besteht darin, die Projektionsdaten aus allen Quellen so zu verwenden, als ob sie aus einem einzigen Datensatz bestünden, und eine Systemmatrix für das gesamte Objekt zu erstellen. Dieses Verfahren führt zu einer höheren Bildqualität und alle Projektionsdaten werden genutzt (d.h. es werden keine Daten verschwendet oder verworfen), jedoch erfordert dieses Verfahren in der Regel auch eine große Speicherzuweisung und/oder -nutzung und hohe Rechenanforderungen.
  • Die hier offenbarten mSCT-Bildgebungsvorrichtungen/-systeme können viele der Einschränkungen der herkömmlichen CBCT-Bildgebung überwinden. Beispielsweise reduzieren solche mSCT-Bildgebungsvorrichtungen/-systeme die Streustrahlung und Kegelstrahl-Bildgebungsartefakte, die mit der herkömmlichen CBCT-Bildgebung verbunden sind, indem sie den Kegelstrahlwinkel auf etwa den einer medizinischen Fächerstrahl-CT-Bildgebungsvorrichtung verringern, ohne jedoch die volumetrische Bildgebungsfähigkeit zu beeinträchtigen. Dieser Ansatz reduziert nachweislich das Bildrauschen (z.B. das Hintergrundsignal oder das von einer Störquelle stammende Signal), und erhöht das Kontrast-Rausch-Verhältnis (CNR), und verbessert auch die Visualisierung des Weichgewebes, so dass die mSCT für die Diagnose von Weichgewebepathologien eingesetzt werden kann. Solche mSCT-Bildgebungsvorrichtungen/-systeme minimieren auch Bildgebungsartefakte, die durch das Vorhandensein metallischer Strukturen auf, in oder um das abzubildende Objekt herum verursacht werden, indem sie eine Dual-Energie-CT (DECT) ermöglichen und eine virtuelle monochromatische Bildgebung (VMI) bei geringen Kosten durchführen. VMI reduziert metallbedingte Bildgebungsartefakte, was die diagnostische Genauigkeit der resultierenden Bilder verbessert, insbesondere in der Umgebung von z.B. Zahnrestaurationen mit Materialien mit hoher Atommasse (Z), wie Füllungen und Implantate. Darüber hinaus ermöglicht die 3D-Bildgebung nicht nur die präoperative Implantatplanung, sondern auch die postoperative Bewertung der Qualität und Osseointegration von Implantaten - eine wichtige klinische Aufgabe, die derzeit aufgrund der metallbedingten Bildgebungsartefakte bei der Verwendung herkömmlicher CBCT-Bildgebungsverfahren mit 2D-Röntgenstrahlen durchgeführt wird. Die mSCT-Bildgebungsvorrichtungen/-systeme ermöglichen auch die genaue Messung des Röntgenabschwächungskoeffizienten für verschiedene Materialien und ermöglichen die Zersetzung von Basismaterialien. Die genaue Messung der Knochenmineraldichte (BMD) ermöglicht eine zuverlässigere Beurteilung der Qualität der kraniofazialen Knochenstrukturen, und kann einen besseren Hinweis auf die Stabilität und Überlebensrate von Zahnimplantaten geben, was zu genaueren klinischen Entscheidungen führt, einschließlich Aufgaben wie dem Einsetzen von Zahnimplantaten und in einigen Fällen der Beurteilung von Osteoporose.
  • 8A illustriert die Funktionsmechanismen einer CNT-Röntgenquellen-Array, allgemein gekennzeichnet mit 1000, die eine Anode 1010 und eine Kathodenanordnung 1030 mit einer Mehrzahl von Kathoden 1032 umfasst. Jede der Kathoden steht in elektrischer Verbindung mit einer Steuerschaltung 1050, die manchmal auch als Steuerschaltung bezeichnet ist. Jede Steuerschaltung 1050 steuert die Aktivierung der entsprechenden Kathode 1032, an die die Steuerschaltung 1050 angeschlossen ist. Wenn sie aktiviert ist, emittiert die Kathode 1032 einen Elektronenstrahl 1035, der auf die Anode 1010 trifft. 8B zeigt ein Beispiel für ein zahnmedizinisches CNT-Röntgenquellen-Array, das allgemein mit 1100 gekennzeichnet ist, und mehrere Röntgenquellen umfasst oder aus ihnen besteht, die in einem linearen Röntgenquellen-Array innerhalb des bewerteten Gehäuses angeordnet sind, das weniger als 2,5 kg wiegt. Die Röntgenquelle kann zum Beispiel eine CNT-Röntgenquelle sein, wie sie von NuRay Technology kommerziell hergestellt wird.
  • 8C ist eine grafische Darstellung des Kathodenstroms in Abhängigkeit von der Zeit für ein lineares CNT-Röntgenquellen-Array mit 45 Brennpunkten, die mit 120 kVp und 15 mA pro Brennpunkt betrieben wird. Die Ausgangsleistung und Konsistenz erfüllen die Anforderungen für die mSCT-Bildgebung.
  • Bezugnehmend auf 9 bis 16C sind verschiedene Aspekte einer Dual-Energie-Kegel-basierten computerisierten Tomographie (DE-CBCT)-Bildgebungsvorrichtung offenbart, wobei die DE-CBCT-Bildgebungsvorrichtungen eine einzelne Kohlenstoffnanoröhre (CNT)-Röntgenquelle mit dualen Brennpunkten verwenden, und virtuelle monoenergetische Bilder (VMIs) synthetisieren, um das Auftreten sowie Auswirkung von metallinduzierten Bildgebungsartefakten zu reduzieren.
  • Ein klinisch genutztes konventionelles CBCT-Bildgebungssystem eignet sich für die zahnmedizinische Bildgebung und umfasst eine Röntgenquelle und einen Röntgendetektor, die auf im Wesentlichen gegenüberliegenden Seiten eines Objekts, z.B. eines menschlichen Schädels, angeordnet sind, so dass die Röntgenquelle einen Röntgenstrahl erzeugt, der das Objekt durchdringt und auf den Röntgendetektor trifft. Der Röntgendetektor kann ein Flachbildschirm-Röntgendetektor sein.
  • Ein Dual-Energie-CBCT (DE-CBCT)-Bildgebungssystem oder ein Mehrfach-Energie-CBCT (ME-CBCT)-Bildgebungssystem sind hier offenbart. Solche DE-CBCT-Bildgebungssysteme verfügen über eine Röntgenquelle mit zwei oder mehr unabhängig voneinander steuerbaren und betreibbaren Röntgenbrennpunkten (z.B. auf einer oder mehreren Anoden) und einen Röntgendetektor. Gemäß einem Ausführungsbeispiel eines solchen Systems sind die Röntgenquelle und der Röntgendetektor auf einer rotierenden Gantry oder einer anderen geeigneten drehbaren Trägerstruktur montiert, die sich um das abzubildende Objekt dreht, um die Projektionsbilder für die CT-Rekonstruktion zu sammeln. Die Strahlung von den mehreren Röntgenbrennpunkten auf der Anode in der Röntgenquelle wird einzeln durch einen von mehreren verschiedenen Spektralfiltern gefiltert, um die Energietrennung zwischen der von den verschiedenen Brennpunkten erzeugten Röntgenstrahlung zu optimieren und die spektrale Überlappung dazwischen zu minimieren. In einigen Ausführungsbeispielen ist es außerdem vorteilhaft, Spannungsteiler, wie z.B. Leistungswiderstände, an die Röntgenquelle anzulegen, um die effektiven Spannungen (z.B. eine Vorspannung oder einen Offset) zwischen der Kathode und der Anode zu ändern, so dass die von einem oder mehreren (z.B. jedem) Brennpunkt(en) erzeugte Strahlung bei gleicher angelegter Röntgenröhrenspannung ein unterschiedliches Energiespektrum aufweist, bevor diese Strahlung durch die Spektralfilter gefiltert wird.
  • 9 zeigt schematisch ein Ausführungsbeispiel eines DE-CBCT-Bildgebungssystems, allgemein gekennzeichnet mit 1200. Das DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 umfasst eine CNT-Röntgenstrahlungsquelle, allgemein als 1210 bezeichnet, die zwei Brennpunkte hat, und einen Flachbilddetektor 1220. Um die Machbarkeit dieses DE-CBCT-Systems 1200 zu ermitteln, wurden die Röntgenquelle 1210 und der Röntgendetektor 1220 stationär gehalten und das Objekt 1 (z.B. ein menschliches Schädelanalogon) rotiert. Um eine Vergleichsgrundlage zu haben, wurde auch das herkömmliche CBCT-Bildgebungssystem (Carestream CS9300) verwendet, um CT-Bilder desselben Objekts 1 zu erstellen. Als Analogon zum menschlichen Schädel wurde ein Rando-Schädel und ein gewebeäquivalentes Kopfphantom für Erwachsene verwendet, in das Metallkügelchen aus rostfreiem Stahl mit einem Durchmesser von 0,25" und 0,125" eingebettet waren.
  • Das Beispiel des DE-CBCT-Systems 1200 umfasst eine CNT-Röntgenquelle 1210, einen Röntgendetektor 1220 und eine drehbare Trägerstruktur für das Objekt 1. Während der Aufnahme des Objekts 1 wurden zwei unterschiedliche Röntgenspektren mit niedrigen und hohen mittleren Energien erzeugt, indem Spektralfilter bei konstanter Röntgenröhrenspannung eingesetzt wurden. Die Spektralfilter umfassen einen Niedrigenergie (LE)-Filter 1250L, der ein Material umfasst, das vorzugsweise hochenergetische Photonen abschwächt, um ein Röntgenspektrum mit niedriger mittlerer Energie (LE) zu erzeugen, und einen Hochenergie (HE)-Filter 1250H, der ein Material umfasst, das vorzugsweise niederenergetische Photonen abschwächt, um ein Röntgenspektrum mit hoher mittlerer Energie (HE) zu erzeugen. Die Röntgenenergiespektren wurden simuliert, um das/die geeignete(n) Material(e) für die Verwendung in den jeweiligen Spektralfiltern auszuwählen und die Auswirkungen der spektralen Filterung auf die erforderliche Ausgangsleistung der Röntgenröhre zu untersuchen. Während der Machbarkeitsstudie wurde das Objekt 1 in einem Step-and-Shoot-Modus mit den beiden unterschiedlichen Röntgenenergiespektren rotiert. Die zwei Sätze von Projektionsbildern, die vom DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 bei den verschiedenen Röntgenenergiespektren erzeugt wurden, wurden separat mit einem iterativen volumetrischen CT-Rekonstruktionsalgorithmus rekonstruiert. Die bilaterale Filterung in Form einer Ähnlichkeitsmatrix wurde für drei (3) Iterationen auf beide rekonstruierten Bilder angewendet, wobei die Fenstergröße nacheinander von 3*3, 7*7 bis 11 *11 aktualisiert wurde. Die Gaußsche Breite wurde auf 75 festgelegt. Die VMIs wurden mit einem Verfahren zur Zerlegung von Basismaterialien im Bildbereich bei verschiedenen Energien aus den rauschunterdrückten rekonstruierten Bildern synthetisiert und mit den rekonstruierten Bildern verglichen, die mit einem konventionellen zahnmedizinischen CBCT-Bildgebungssystem mit einer Energie erzeugt wurden. Die Fähigkeit der CNT-Röntgenquelle 1210 des DE-CBCT-Bildgebungssystems 1200, die Leistung zu erzeugen, die erforderlich ist, um die Verringerung des Photonenflusses aufgrund der Abschwächung durch die Spektralfilter 1250L, 1250H zu kompensieren und die CT-Bildgebungszeit beizubehalten, wurde bewertet. Der Photonenfluss wurde durch den Vergleich der Post-Objekt-Luft-Kerma-Rate zwischen dem konventionellen CBCT-Bildgebungssystem und dem DE-CBCT-System 1200 von 9 mit einer Röntgenspektrumsimulationssoftware bewertet.
  • Bei einer konstanten Röntgenröhrenspannung von 120 kVp wurden zwei unterschiedliche Röntgenspektren mit mittleren Energien vor dem Objekt von 66,7keV und 86,3keV erzeugt, wobei Al+Au und Al+Sn als Material für den LE-Filter 1250L bzw. für den HE-Filter 1250H verwendet wurden. Die VMIs des Objekts 1, die unter Verwendung der rekonstruierten DE-CBCT-Bilddatensätze synthetisiert wurden (z.B. diejenigen, die durch das DE-CBCT-System 1200 von 9 erzeugt wurden), zeigten weniger metallinduzierte Bildgebungsartefakte im Vergleich zu den CBCT-Bildern mit einem einzelnen Energiespektrum, die mit dem herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystem erzeugt wurden, und auch dann, wenn das DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 von 9 mit nur einem einzigen Energieniveau verwendet wurde (d.h. ohne Verwendung mehrerer Aktivierungsenergien).
  • Das DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 umfasst eine Röntgenquelle 1210 und einen Flachdetektor 1220. Sowohl die Röntgenquelle 1210 als auch der Röntgendetektor 1220 sind mit einer rotierenden Gantry 1280 verbunden, die um das abzubildende Objekt 1 herum positioniert ist, so dass die rotierende Gantry 1280 sowie die Röntgenquelle 1210 und der Röntgendetektor 1220 um eine Rotationsachse drehbar sind, die vorteilhafterweise im Wesentlichen koaxial zu einer zentralen Achse des Objekts 1 verläuft. Die Röntgenquelle 1210 enthält zwei Elektronen emittierende Kathoden und zwei entsprechende Brennpunkte auf der Anode. Die Röntgenquelle 1210 erzeugt zwei konisch geformte Röntgenstrahlen, jeweils einen von den beiden Brennpunkten auf der Anode des Röntgenquellens 1210. Die von der Röntgenquelle 1210 emittierte Strahlung wird durch einen niederenergetischen (LE) Spektralfilter 1250L bzw. einen hochenergetischen (HE) Spektralfilter 1250H gefiltert. Die Spektralfilter 1250L, 1250H sind an der Röntgenquelle 1210 angebracht. Der LE-Spektralfilter 1250L besteht aus einem Material oder Materialien, das Röntgenphotonen mit vergleichsweise hohen Photonenenergien bevorzugt abschwächt, so dass ein LE-Röntgenstrahl (in 9 als durchgezogene Linie dargestellt) erzeugt wird, der Photonen mit einer niedrigen mittleren Energie aufweist. Der HE-Spektralfilter besteht aus einem oder mehreren Materialien, die vorzugsweise Röntgenphotonen mit vergleichsweise niedrigen Photonenenergien abschwächen, so dass ein HE-Röntgenstrahl (gestrichelte Linie in 9) erzeugt wird, der Photonen mit einer hohen mittleren Energie aufweist. Im Folgenden bedeutet „vergleichsweise“ im Vergleich zur mittleren Energie der Photonen im anderen konischen Röntgenstrahl.
  • In einigen Ausführungsformen wechselt die Röntgenbestrahlung (z. B. gesteuert durch die Aktivierung einer der Kathoden der Röntgenquelle 1210) des Objekts 1 zwischen dem LE- und dem HE-Röntgenstrahl, so dass während des CT-Scanvorgangs LE- bzw. HE-Projektionsbilder des Objekts 1 erzeugt werden. Die jeweiligen Projektionsbilder, die von einem der LE- oder HE-Röntgenstrahlen erzeugt werden, werden auf einem gemeinsamen Flachbild-Röntgendetektor 1220 aufgezeichnet, so dass sowohl die LE- als auch die HE-Projektionsbilder von einem gemeinsamen oder gemeinsam genutzten (z. B., wenn die Gantry 1280 die Röntgenquelle 1210 und den Röntgendetektor 1220 um das Objekt 1 dreht, werden daher während einer einzigen Drehung der Gantry zwei vollständige Sätze von Projektionsbildern erfasst, ein erster Satz von „LE“-Projektionsbildern und ein zweiter Satz von „HE“-Projektionsbildern. Es ist also nur eine einzige Drehung der Gantry erforderlich (z. B. um 180° oder 360°), damit der erste Satz LE-Projektionsbilder und der zweite Satz HE-Projektionsbilder vom DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 erzeugt werden können. Diese LE- und HE-Projektionsbildsätze werden dann in 3D-Volumina rekonstruiert. In einigen Ausführungsbeispielen umfasst die Röntgenquelle 1210 zwei Kathoden, wobei jede Kathode einen Elektronenstrahl erzeugt, der auf den Brennpunkt auf der Anode, der dieser speziellen Kathode entspricht, gerichtet ist und auf diesen einfällt (z. B. „bombardiert“).
  • In einigen Ausführungsformen besteht die Röntgenquelle 1210 aus einer Anordnung von zwei diskreten Röntgenröhren, wobei jede Röntgenröhre eine Kathode und einen Brennpunkt auf einer Anode hat. In einigen Ausführungsformen umfasst die Röntgenquelle 1210 eine Röntgenröhre mit zwei Kathoden und zwei Brennpunkten auf einer oder mehreren Anoden. In einigen Ausführungsformen ist die Röntgenquelle 1210 eine Röntgenquelle auf der Basis von Kohlenstoffnanoröhren (CNT) und hat zwei unabhängig voneinander gesteuerte Feldemissionskathoden mit zwei entsprechenden Brennpunkten auf einer gemeinsamen Anode. Die Verwendung solcher Feldemissionskathoden in der Röntgenquelle 1210 bietet den Vorteil, dass schnell zwischen der Erzeugung der jeweiligen LE- und HE-Röntgenstrahlen umgeschaltet werden kann, und ermöglicht darüber hinaus, dass der Röntgenfluss und die Belichtungszeit für jeden Röntgenstrahl in der CNT-Röntgenquelle 1210 unabhängig voneinander programmiert werden können, was eine Optimierung der Röntgendosis und des Rauschens in den resultierenden LE- und HE-Projektionsbildern ermöglicht.
  • Gemäß einer beispielhaften Ausführungsform einer solchen Röntgenquelle 1210 wird während eines CT-Scans eine konstante und positive Röhrenspannung (Va) im Bereich von etwa 60 Kilospannung (kV) bis etwa 160 kV an die Anode angelegt und eine vergleichsweise niedrige Spannung in der Größenordnung von etwa 100 V bis etwa 3 kV zwischen der Kathode und den Gate-Elektroden (Vc). Die Gate-Elektroden sind so programmiert, dass sie die Elektronenemission von jeder Kathode für einen vorbestimmten Strom und eine vorbestimmte Belichtungszeit für jede Röntgenbelichtung aktivieren (z.B. die Zeitspanne, in der kontinuierlich Röntgenstrahlen emittiert werden).
  • In einigen Ausführungsbeispielen sind die Brennpunkte, aus denen die LE- bzw. HE-Röntgenstrahlen erzeugt werden, vertikal und im Wesentlichen parallel zur Rotationsachse der Gantry 1280 und/oder des abzubildenden Objekts 1 ausgerichtet, wie in 9 dargestellt. In einigen Ausführungsformen sind die Brennpunkte im Wesentlichen entweder entlang einer Richtung einer Rotationsachse der Gantry 1280 oder entlang einer Rotationsrichtung der Gantry 1280 ausgerichtet. In einem weiteren Ausführungsbeispiel sind die Brennpunkte, aus denen die LE- bzw. HE-Röntgenstrahlen erzeugt werden, senkrecht zur Rotationsachse der Gantry 1280 und/oder des abzubildenden Objekts 1 ausgerichtet und entlang der Rotationsrichtung der Röntgenquelle 1210 voneinander beabstandet, wenn die Gantry 1280 um das Objekt 1 rotiert wird.
  • In einigen Ausführungsformen ist es vorteilhaft, dass die LE- und HE-Röntgenstrahlen vor oder nach dem Objekt die gleiche Röntgenbelichtung haben. Da der HE-Spektralfilter 1250H oft mehr Röntgenphotonen abschwächt als der LE-Spektralfilter 1250L, ist es vorteilhaft, die Belichtungszeit für den HE-Strahl länger einzustellen als die Belichtungszeit für den LE-Strahl für jedes zu erzeugende HE-Projektionsbild (z.B. an jeder Position um das Objekt 1, an der ein Projektionsbild erzeugt wird), um ein vergleichbares Belichtungsniveau zwischen dem LE- und dem HE-Strahl hervorzubringen. In einigen Ausführungsformen ist der elektrische Strom für die Röntgenröhre, die den HE-Strahl erzeugt, größer als der elektrische Strom für die Röntgenröhre, die den LE-Strahl erzeugt.
  • In einem Ausführungsbeispiel ist eine konstante Röhrenspannung im Bereich von etwa 60 kVp bis etwa 120 kVp an die Röntgenquelle 1210 angelegt. In einem bestimmten Beispiel beträgt die Röhrenspannung 120 kVp. Ein Flachbildschirm-Röntgendetektor 1210 (FDP) ist zur Aufnahme der Projektionsbilder verwendet. Der Spektralfilter 1250L für niedrige Energie (LE) besteht aus 7 mm dickem Aluminium (AI) und 0,05 mm dickem Gold (Au), die in Kombination verwendet werden, um das Energiespektrum (z.B. die mittlere Energie) der vom ersten oder LE-Brennpunkt erzeugten Röntgenphotonen zu verändern. Der hochenergetische (HE) Spektralfilter 1250H besteht aus 11 mm dickem AI und 0,63 mm Zinn (Sn), die in Kombination verwendet werden, um das Energiespektrum (z.B. die mittlere Energie) der Röntgenphotonen zu modifizieren, die vom zweiten oder HE-Brennpunkt erzeugt werden.
  • 10 zeigt ein simuliertes Röntgenspektrum. Wie in 10 zu sehen ist, werden nach der spektralen Filterung zwei unterschiedliche Energiespektren mit einem Abstand von etwa 20keV bei den mittleren Energien erzeugt. Bei der Dual-Energie-CT-Bildgebung rotieren die Röntgenquelle 1210 und der Röntgendetektor 1220 gemeinsam um das Objekt 1, das in einer stationären oder festen Position gehalten wird. In einem Beispiel drehen sich die Röntgenquelle 1210 und der Röntgendetektor 1220 um das Objekt 1 um etwa 360 Grad. Während der Rotation der Röntgenquelle 1210 und des Röntgendetektors 1220 um das Objekt 1 werden die LE- und HE-Röntgenstrahlen (z.B. Strahlungsemissionen) in einem abwechselnden Muster aktiviert, so dass der LE-Röntgenstrahl für eine vorbestimmte Belichtungszeit aktiviert wird, um ein LE-Projektionsbild des Objekts 1 auf dem Röntgendetektor 1220 zu erzeugen, und nach Ablauf dieser Belichtungszeit wird der LE-Röntgenstrahl ausgeschaltet (z.B. nach dem Abschalten des LE-Röntgenstrahls wird der HE-Röntgenstrahl für eine vorbestimmte Belichtungszeit aktiviert, um ein HE-Projektionsbild des Objekts 1 auf dem Röntgendetektor 1220 zu erzeugen, und nach Ablauf dieser Belichtungszeit wird der HE-Röntgenstrahl abgeschaltet (z.B. deaktiviert, stromlos gemacht usw.). Der Prozess des abwechselnden Aktivierens und Deaktivierens des LE-Röntgenstrahls und des HE-Röntgenstrahls wird nacheinander wiederholt, bis die Drehung der Gantry 1280 relativ zu dem abzubildenden Objekt 1 abgeschlossen ist.
  • In einem Ausführungsbeispiel werden 360 LE-Projektionsbilder und 360 HE-Projektionsbilder über eine vollständige Drehung der Gantry 1280 um das zu untersuchende Objekt 1 gesammelt, wobei ein LE-Projektionsbild und ein HE-Projektionsbild für etwa alle 1° der Drehung der Gantry 1280 um das Objekt 1 erzeugt werden. Die LE- und HE-Projektionsbilder werden dann verarbeitet und rekonstruiert, um den Dual-Energie-CT-Datensatz zu erzeugen.
  • Wie bereits an anderer Stelle erwähnt, wurde in einer ersten Machbarkeitsstudie eine rudimentäre Version des DE-CBCT-Bildgebungssystems 1200 erstellt und verwendet, um die damit verbundenen Verbesserungen gegenüber herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystemen zu demonstrieren. Im Rahmen dieser Machbarkeitsstudie wurde zunächst ein anthropomorphes Kopfphantom (d.h. das Objekt 1) mit dem herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystem aufgenommen, und zwar sowohl vor als auch nach Anbringung einer Metallkugel 10 an der Außenfläche des Objekts 1. 11A-D zeigen Einzelenergie-CBCT-Bilder (z.B. axiale Schichten des rekonstruierten CY-Bildes) des Objekts 1. Das in 11 A gezeigte Bild des Objekts 1 wurde mit einem herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystem ohne die externe Metallkugel 10 (siehe z.B. 11B-D) erstellt. Das in 11B gezeigte Bild des Objekts 1 wurde mit einem herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystem erstellt, nachdem das externe Metallkügelchen (allgemein als 10 bezeichnet) an dem Objekt 1 angebracht wurde. 11B zeigt deutlich metallinduzierte Bildgebungsartefakte in Form von dunklen Streifen, die in dem rekonstruierten Bild in 11B scheinbar von der Metallkugel 10 wegstrahlen. Das in 11C gezeigte Bild des Objekts 1 wurde mit dem DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 aus 9 erzeugt, wobei eine niedrige Aktivierungsenergie verwendet wurde, um nur einen Röntgenstrahl mit niedriger Energie (LE) zu erzeugen. Das in 11D gezeigte Bild des Objekts 1 wurde mit dem DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 aus 9 erzeugt, wobei eine hohe Aktivierungsenergie verwendet wurde, um nur einen hochenergetischen (HE) Röntgenstrahl zu erzeugen.
  • Aufgrund von Positionseinschränkungen befinden sich die Bilder in 11 A und 11 B, die mit dem herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystem aufgenommen wurden, und die Bilder in 11C und 11 D, die mit dem DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 von 9 aufgenommen wurden, nicht genau in der gleichen Ebene. 11B zeigt deutlich metallinduzierte Bildgebungsartefakte in Form von dunklen Streifen, die im rekonstruierten Bild scheinbar von der Metallkugel wegstrahlen. Es ist zu erkennen, dass die Verwendung des DE-CBCT-Bildgebungssystems 1200 von 9 CT-Bilder erzeugt, die weniger Bildgebungsartefakte aufweisen, die durch das Vorhandensein der Metallkugel 10 innerhalb der erzeugten Projektionsbilder verursacht werden.
  • Vergrößerte VMIs, die auf den Bereich des Objekts 1 fokussiert sind, wobei die Metallkugel 10 auf einer Außenfläche desselben positioniert ist, sind in den 12A-F dargestellt. Die in 12A-F gezeigten VMIs wurden aus dem Dual-Energie-Datensatz synthetisiert und konzentrieren sich auf den Bereich des Objekts 1, an dem die Metallkugel 10 angebracht ist. In 12A wurde das VMI mit einer Röntgenspektrenergie von 40keV erzeugt. In 12B wurde das VMI mit einer Röntgenspektrenergie von 60keV erzeugt. In 12C wurde das VMI mit einer Röntgenspektrenergie von 80keV erzeugt. In 12D wurde das VMI mit einer Röntgenspektrenergie von 100keV erzeugt. In 12E wurde das VMI mit einer Röntgenspektrenergie von 120keV erzeugt. In 12F wurde das VMI mit einer Röntgenspektrenergie von 140keV erzeugt. Metallinduzierte Bildgebungsartefakte sind in den mit 120keV und 140keV erhaltenen VMIs, wie in 12E bzw. 12F gezeigt, im Vergleich zu den in 5A und 5B gezeigten CBCT-Bildern mit einem einzigen Energiespektrum reduziert. Das Rauschniveau der VMIs, die aus den bilateral gefilterten rekonstruierten Bildern erzeugt wurden, war mit dem der ungefilterten rekonstruierten Bilder vergleichbar, wobei die Struktur erhalten blieb, wie in 5. Daher wurde der CNR beibehalten. Dadurch wurden die Auswirkungen des CNR-Verlusts während des bildbasierten Materialzerlegungsprozesses verringert. Die Abschwächung durch den Spektralfilter erhöht die Röntgenleistung (mAs), die erforderlich ist, um die Bildgebungszeit bei derselben Gesamtdosis wie bei einem herkömmlichen CBCT-Scan aufrechtzuerhalten, insbesondere bei der HE-Aufnahme. Die erforderliche Röntgenleistung für das DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 wurde mit einem CNT-Röntgenquellen-Array mit fester Anode erreicht. Die berechnete CT-Bildgebungszeit für die Verwendung des DE-CBCT-Bildgebungssystems 1200 war vergleichbar mit konventionellen CBCT-Bildgebungssystemen.
  • Die mit den DE-CBCT-Datensätzen erzeugten virtuellen monoenergetischen Bilder reduzierten wirksam die Effekte, die durch das Vorhandensein von Metall oder Metallstrukturen in, auf oder um das abzubildende Objekt 1 herum verursacht werden, wie in 12A-F gezeigt. Für das hier beschriebene filtrationsbasierte Dual-Energie-Abbildungs-Verfahren wurde untersucht, ob die Röntgenquelle den erhöhten Photonenfluss liefern kann, der erforderlich ist, um die zusätzliche Dämpfung durch die Spektralfilter zu kompensieren und die Bildgebungszeit aufrechtzuerhalten. Wie an anderer Stelle gezeigt wird, sind der Photonenfluss nach der spektralen Filterung und die Bildgebungszeit für das vorgeschlagene System im Allgemeinen vergleichbar mit denen herkömmlicher CBCT-Bildgebungssysteme.
  • Der Effekt, dass metallinduzierte Bildgebungsartefakte reduziert werden, ist bei hohen virtuellen monoenergetischen Energien stärker ausgeprägt als bei niedrigen Energien. Die Abschwächung durch einen Spektralfilter 1250L, 1250H erhöht die Röntgenleistung (mAs), die erforderlich ist, um die Bildgebungszeit bei der gleichen Gesamtbildgebungsdosis wie bei einem konventionellen CBCT-Scan aufrechtzuerhalten (z.B. definiert durch die Erfassung einer bestimmten Anzahl von Projektionsbildern, um ein oder mehrere CT-Bilder zu erzeugen), insbesondere wenn der HE-Filter 1250H verwendet wird. Die erforderliche Röntgenleistung wurde mit einem CNT-Röntgenquellen-Array mit fester Anode erzielt. Die CT-Bildgebungszeit für das DE-CBCT-Bildgebungssystem 1200 ist vergleichbar mit der Zeit, die für die CT-Bildgebung mit dem herkömmlichen CBCT-Bildgebungssystem 103 benötigt wird.
  • Ein elektrisches Schema für ein Ausführungsbeispiel eines Teils eines DE-CBCT-Bildgebungssystems (z.B. 1200, siehe 9), insbesondere einer Röntgenquelle 1810, eines solchen DE-CBCT-Bildgebungssystems ist in 14 dargestellt. Gemäß diesem Ausführungsbeispiel besteht die Röntgenquelle 1810 aus einer Anordnung von zwei diskreten Röntgenröhren, die jeweils eine Kathode 1830 und einen Brennpunkt 1822 auf derselben (z.B. einzigen) Anode 1820 aufweisen. Die Aktivierung der Kathoden 1830 wird durch einen jeweiligen Schalter 1850 gesteuert, wobei die Anzahl der Schalter 1850 vorteilhafterweise gleich der Anzahl der Kathoden 1830 ist. Jede Kathode 1830 ist über einen der Schalter 1850 mit einer NiederspannungsEnergieversorgung 1860 verbunden. Die Anode 1820 ist mit einer Hochspannungsversorgung 1870 verbunden, die ein höheres elektrisches Potenzial (z.B. eine höhere Spannung) als die Niederspannungsversorgung 1860 liefert. Die Kathoden 1830 emittieren bei ihrer Aktivierung einen Strom von Elektronen e-, die einen allgemein als 1840 bezeichneten Fokussierungsbereich durchlaufen, der die Elektronen e- in einen Elektronenstrahl fokussiert, der an einem entsprechenden Brennpunkt 1822 auf die Anode 1820 trifft.
  • In einigen Ausführungsformen umfasst die Röntgenquelle 1810 eine Röntgenröhre mit zwei Kathoden 1830 und zwei Brennpunkten 1822. In einigen Ausführungsformen ist die Röntgenquelle 1810 eine Röntgenquelle auf der Basis von Kohlenstoffnanoröhren (CNT) und verfügt über zwei unabhängig voneinander gesteuerte Feldemissionskathoden 1830 mit zwei entsprechenden Brennpunkten 1822 auf einer gemeinsamen Anode 1820 (z.B. gemeinsam). Die Verwendung solcher Feldemissionskathoden 1830 in der Röntgenquelle 1830 bietet den Vorteil, dass schnell zwischen LE- und HE-Röntgenstrahlen umgeschaltet werden kann. Darüber hinaus können der Röntgenfluss und die Belichtungszeit für jeden LE- oder HE-Röntgenstrahl in der CNT-Röntgenquelle 1810 unabhängig voneinander programmiert werden, was eine Optimierung der Röntgendosis und des Rauschpegels in den LE- und HE-Projektionsbildern ermöglicht.
  • Ein elektrisches Schaltbild für ein weiteres Ausführungsbeispiel eines Teils eines DE-CBCT-Bildgebungssystems (z.B. 1200, siehe 9), insbesondere einer Röntgenquelle 1910, eines solchen DE-CBCT-Bildgebungssystems ist in 15 dargestellt. Wie gezeigt, umfasst die Röntgenquelle 1910 zwei Anoden 1920, die mit einer gemeinsamen elektrischen Durchführung verbunden sind (z.B. eine elektrische Verbindung oder ein Stromkreis, der mit einer HochspannungsEnergieversorgung 1970 verbunden werden kann). Die Aktivierung der Kathoden 1930 wird durch einen jeweiligen Schalter 1950 gesteuert, wobei die Anzahl der Schalter 1950 vorteilhafterweise der Anzahl der Kathoden 1930 entspricht. Jede Kathode 1930 ist über einen der Schalter 1950 mit einer NiederspannungsEnergieversorgung 1960 verbunden. Jede der Anoden 1920 ist mit einer Hochspannungsversorgung 1970 verbunden, die ein höheres elektrisches Potential (z.B. eine höhere Spannung) als die Niederspannungsversorgung 1960 liefert. Die Kathoden 1930 emittieren, wenn sie aktiviert werden, einen Strom von Elektronen e-, der durch einen Fokussierungsbereich (im Allgemeinen mit 1940 bezeichnet) fließt, der die Elektronen e- zu einem Elektronenstrahl fokussiert, der an einem entsprechenden Brennpunkt 1922 auf die Anode 1920 trifft.
  • Zur Erzeugung von Röntgenstrahlen (z.B. LE- oder HE-Röntgenstrahlen) wird ein gemeinsames elektrisches Potential (z.B. Spannung oder Spannungsdifferenz) zwischen einer der Kathoden 1930 (z.B. durch Schließen eines der Schalter 1950, um die Kathode 1930 mit der NiederspannungsEnergieversorgung 1960 elektrisch zu verbinden) und der entsprechenden Anode 1920, mit der die Kathode 1930 verbunden ist, angelegt. Ein LE-Spektralfilter (z.B. 1250L in 9) wird auf die von der ersten Anode (linke Anode 1920 in 15) emittierte Röntgenstrahlung und ein HE-Spektralfilter (z.B. 1250H in 9) auf die von der zweiten Anode (rechte Anode 1920 in 15) emittierte Röntgenstrahlung angewendet. Um die Differenz der durchschnittlichen Energien der Photonen in den beiden Röntgenstrahlen (z.B. LE und HE), die vom Elektronenstrahl beim Auftreffen auf einen der beiden Brennpunkte 1922 auf der Anode 1920 erzeugt werden, weiter zu erhöhen, wird ein Spannungsteiler 1980 elektrisch in Reihe zwischen der ersten Anode 1920 der Röntgenquelle 1910 und der Hochspannungsversorgung 1970 geschaltet. In einem Ausführungsbeispiel besteht der Spannungsteiler 1980 aus einem elektrischen Widerstand mit dem Widerstandswert R. Zwischen der elektrischen Durchführung und der elektrischen Masse wird ein konstantes elektrisches Potential V angelegt. Über die NiederspannungsEnergieversorgung 1960 wird eine Extraktionsspannung zwischen der Gate-Elektrode und der Kathode 1930 angelegt, und ein elektrischer Strom (z.B. ein Elektronenstrahl) wird von der ersten Anode 1920 empfangen. In diesem Beispiel wird der Spannungsabfall über dem Spannungsteiler 1980 durch die Gleichung V = I*R ausgedrückt, wobei I als der der Röntgenröhre zugeführte elektrische Strom und R als elektrischer Widerstand definiert ist. Das elektrische Potential zwischen der ersten Anode 1920 und der zugehörigen Kathode 1930 wird also mit der Gleichung ΔV = V-I*R berechnet, wobei V das elektrische Potential zwischen der zweiten Anode 1920 und der zugehörigen Kathode 1930 ist, d.h. die von der Hochspannungsversorgung 1970 an die zweite Anode 1920 gelieferte Spannung.
  • In dem gezeigten Ausführungsbeispiel hat die Röntgenquelle 1910 zwei Anoden 1920 und zwei Kathoden 1930. Die beiden Anoden 1920 bestehen aus Wolframmetall. Beide Kathoden 1930 sind Feldemissionskathoden auf CNT-Basis. Um die Feldemissionselektronen aus der Kathode 1930 zu extrahieren, wird entweder eine gemeinsame oder zwei getrennte Gate-Elektroden verwendet, indem eine Vorspannung zwischen dem Gate und der Kathode 1930 angelegt wird. In diesem Beispiel wird eine konstante Hochspannung von etwa 90-120 kVp an die elektrische Durchführung angelegt, die die Anoden 1920 mit der Hochspannungsenergieversorgung 1970 verbindet. In einem Beispiel beträgt die von der Hochspannungsenergieversorgung 1970 angelegte Spannung etwa 100 kVp, und der Spannungsteiler 1980 besteht aus einem Widerstand mit einem Widerstandswert von etwa 2x106 Ohm. Für die Bildgebung wird eine Vorspannung zwischen der Gate-Elektrode und der Kathode 1930 angelegt, so dass ein Feldemissionsstrom von 10 mA in Form eines Elektronenstroms an die entsprechende Anode 1920 übertragen wird. Wenn die Röntgenstrahlung der ersten Anode 1920 durch den 10-mA-Strom aktiviert wird, beträgt der Spannungsabfall über dem Widerstand des Spannungsteilers 1980 etwa 20 kV. Die Spannung der ersten Anode 1920 wird dadurch auf etwa 80 kV reduziert und die Spannung der zweiten Anode beträgt etwa 100 kV. Die Röntgenstrahlung der ersten Anode 1920 wird dann durch einen Spektralfilter für niedrige Energie (LE) gefiltert (z.B. 1250L in 9) und die Röntgenstrahlung der zweiten Anode 1920 wird durch einen Spektralfilter für hohe Energie (HE) gefiltert (z.B. 1250H in 9). Durch die elektrische Reihenschaltung eines Spannungsteilers 1980 in Form eines Widerstandes zwischen der ersten Anode 1920 und der Hochspannungsversorgung 1970 wird der Energieabstand zwischen den mittleren Energien der LE- und HE-Röntgenspektren erhöht. Eine solche Erhöhung des Energieabstands zwischen den mittleren Energien der LE- und HE-Röntgenspektren ist für die Dual-Energie-Bildgebung vorteilhaft. Im Wesentlichen wird durch den Anschluss des Spannungsteilers 1980 in Form eines Widerstands zwischen der ersten Anode 1920 und der HochspannungsEnergieversorgung 1970, wie in 15 gezeigt, der Effekt des schnellen kVp-Schaltens erreicht, ohne dass tatsächlich ein Schalten der Ausgangsspannung der Energieversorgung erforderlich ist.
  • 16A-C zeigen die simulierten Röntgenspektren für die hier offenbarten DE-CBCT-Bildgebungssysteme und -verfahren im Vergleich zu bekannten Technologien unter ansonsten ähnlichen Bedingungen, die für DE-CBCT vorgesehen sind. Die Simulationen wurden für 3 Fälle durchgeführt. In 16A wird die kVp-Umschaltung bei 80kVp und 11 0kVp durchgeführt, und es wurde ein gemeinsamer Spektralfilter verwendet. In 16B wird die spektrale Filterung mit LE- und HE-Filtern durchgeführt, jedoch bei 110 kVp für jede Anode 1920 (z.B. ohne den Spannungsteiler 1980 im Stromkreis). In 16C werden zwei verschiedene kVp (80/110kVp) verwendet, um LE- bzw. HE-Röntgenstrahlen zu erzeugen, und es werden zwei verschiedene (z.B. LE- und HE-) Spektralfilter verwendet. Wie gezeigt, ist die durchschnittliche Energietrennung nach dem Objekt bei den hier beschriebenen DE-CBCT-Systemen und -Verfahren um etwa 100 % größer (~30keV) im Vergleich zu den Ergebnissen in 16A oder 16B, die beide etwa 16keV betragen. Darüber hinaus beträgt die spektrale Überlappung in 16C 15 %, was eine Reduzierung um mehr als 100 % im Vergleich zur spektralen Überlappung in 16A (36 %) und 16B (54 %) bedeutet.
  • Der hier beschriebene Gegenstand demonstriert die Durchführbarkeit der filterbasierten DE-CBCT-Bildgebung eines Objekts unter Verwendung einer Röntgenquelle mit zwei Brennpunkten, die mit derselben Röhrenspannung betrieben werden. Die Reduktion von Metallartefakten wurde bei VMIs erreicht, die bei hoher Energie in der Phantombildgebung synthetisiert wurden. Darüber hinaus wurde gezeigt, dass die für solche Bildgebungsaufgaben erforderliche Röntgenleistung mit einer CNT-Röntgenquelle mit fester Anode erzeugt werden kann.
  • Der vorliegende Gegenstand kann in anderen Formen verkörpert sein, ohne vom Grundgedanken und wesentlichen Merkmalen davon abzuweichen. Die beschriebenen Ausführungsformen sind daher in allen Bezügen als illustrativ und nicht restriktiv zu betrachten. Obwohl der vorliegende Gegenstand hinsichtlich bestimmter spezifischer Ausführungsformen beschrieben wurde, fallen auch andere Ausführungsformen, die für den Fachmann offensichtlich sind, in den Anwendungsbereich des vorliegenden Gegenstands.
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
  • Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
  • Zitierte Patentliteratur
    • US 63/089875 [0001]
  • Zitierte Nicht-Patentliteratur
    • Angelopoulos C, Scarfe WC, Farman AG. Ein Vergleich von Maxillofacial CBCT und Medizinischer CT. Atlas Oral Maxillofacial Surg Clin N Am. 2012;20:1-17 [0080]
    • Große Hokamp N, Laukamp KR, Lennartz S, Zopfs D, Abdullayev N, Neuhaus VF, Maintz D, Borggrefe J. Artifact reduction from dental implants using virtual monoenergetic reconstructions from novel spectral detector CT. Eur J Radiol. 2018;104:136-42. Epub 2018/04/27. doi: 10.1016/j.ejrad.2018.04.018. PubMed PMID: 29857859 [0082]

Claims (43)

  1. Volumetrische spektrale Computertomographie (CT)-Bildgebungsvorrichtung, umfassend: eine Röntgenquellen-Array, umfassend eine Anzahl M räumlich verteilter Röntgenbrennpunkte; einen Röntgenstrahlkollimator, der an der Röntgenstrahlquellenanordnung angebracht ist, wobei der Röntgenstrahlkollimator eine Anordnung von Öffnungen enthält, die jeweils ausgebildet sind, um die Röntgenstrahlung von einem entsprechenden Röntgenbrennpunkt zu begrenzen, um ein entsprechendes Segment eines abzubildenden Objekts zu beleuchten; einen digitalen Flächenröntgendetektor, der ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung zu detektieren und ein Röntgenbild des abzubildenden Objekts zu bilden, wobei der digitale Flächenröntgendetektor in Bezug auf die Röntgenquellen-Array auf einer gegenüberliegenden Seite des Objekts positioniert ist; eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquellen-Array und den digitalen Flächenröntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren, wobei die räumlich verteilten Röntgenbrennpunkte im Wesentlichen entweder entlang einer Richtung einer Rotationsachse der Gantry oder entlang einer Rotationsrichtung der Gantry ausgerichtet sind; eine elektronische Steuereinheit, die die Anzahl M von Röntgenbrennpunkten aktiviert, um das Objekt N-mal zu scannen, während die Gantry um das Objekt rotiert; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um die rohen N x M Projektionsbilder zu verarbeiten, um ein volumetrisches CT-Bild des Objekts zu rekonstruieren.
  2. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei Strahlung von jedem Brennpunkt ausgebildet ist, um durch einen entsprechenden Spektralfilter gefiltert zu werden.
  3. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei nur eine Teilmenge der Brennpunkte verwendet wird, um Projektionsbilder für CT-Bildrekonstruktion zu erlangen.
  4. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Röntgenbrennpunkten in einen ersten Satz und einen zweiten Satz unterteilt sind; wobei Röntgenstrahlen von den Brennpunkten in dem ersten Satz durch ein erstes Filtermaterial bzw. Filtermaterialien gefiltert sind, das ausgebildet ist bzw. die ausgebildet sind, um ein Spektrum mit einer ersten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, und wobei Röntgenstrahlen in dem zweiten Satz durch ein zweites Filtermaterial bzw. zweite Filtermaterialien gefiltert sind, das ausgebildet ist bzw. die ausgebildet sind, um ein Spektrum mit einer zweiten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, wobei die erste mittlere Röntgenphotonenergie von der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie verschieden ist; und wobei zwei Sätze von Projektionsbildern, die von dem ersten Satz und dem zweiten Satz erlangt sind, ausreichend sind, um das volumetrische CT-Bild des gesamten Objekts bei jedem eindeutigen Röntgenspektrum zu rekonstruieren.
  5. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 4, wobei die erste mittlere Röntgenphotonenergie niedriger ist als die zweite mittlere Röntgenphotonenergie; und wobei die zwei Sätze von Projektionsbildern, die unter Verwendung der ersten mittleren Röntgenphotonenergie und der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen sind, verarbeitet sind, um die Dual-Energie-CT-Bilder des Objekts zu erhalten.
  6. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 4, wobei die zwei Sätze von Projektionsbildern verarbeitet sind, um virtuelle Monochromatische-Energie-CT-Bilder des Objekts bei jeder gewünschten monochromatischen Energie zu erhalten.
  7. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Röntgenbrennpunkte in mehrfache Sätze unterteilt sind, wobei Röntgenstrahlen von den Röntgenbrennpunkten in jedem Satz durch einen eindeutigen Spektralfilter gefiltert sind, um ein eindeutiges Röntgenenergiespektrum zu erhalten; wobei die Röntgenstrahlen von jedem Satz im Wesentlichen ein gesamtes Sichtfeld (FOV) beleuchten, um einen vollständigen Satz von Projektionsbildern für CT-Rekonstruktion in einer Gantry-Rotation zu erzeugen; und wobei mehrfache Sätze von Projektionsbildern bei mehrfachen Energien für Multi-Energie-CT-Bildrekonstruktion verwendet sind.
  8. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei Röntgenstrahlen von den mehrfachen Brennpunkten ausgebildet sind, um nacheinander aktiviert zu werden; wobei, für jede Röntgenbelichtung, ein Projektionsbild eines entsprechenden Segments des Objekts auf einem entsprechenden Segment des digitalen Flächenröntgendetektors gebildet ist; und wobei der digitale Flächenröntgendetektor ausgebildet ist, um jegliche Röntgenphotonen, die außerhalb des entsprechenden Segments des digitalen Flächenröntgendetektors aufgezeichnet sind, als Streustrahlung zurückzuweisen.
  9. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Röntgenquellen-Array mit mehrfachen Röntgenbrennpunkten in einem gemeinsamen und evakuierten Gehäuse mit entweder einer länglichen Anode oder mehrfachen Anoden untergebracht ist.
  10. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Röntgenquellen-Array eine Feldemissions-Röntgenquellen-Array auf Basis von Kohlenstoffnanoröhren ist.
  11. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei ein Röntgenstrahl von jedem Brennpunkt ausgebildet ist, um das Objekt vollständig abzudecken; und wobei die NxM-Projektionsbilder des Objekts ausgebildet sind, um für tomographische oder Tomosynthese-Bildrekonstruktion des Objekts verwendet zu werden, äquivalent zu der von einer 2D-Flächenanordnung der Brennpunkte.
  12. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei der digitale Flächenröntgendetektor ein dynamisches Bereich-von-Interesse (ROI=„region of interest“)-Ausleseverfahren verwendet, um eine Datenauslesegeschwindigkeit des digitalen Flächenröntgendetektors zu erhöhen; wobei, nach Bestrahlung von jedem kollimierten Röntgenstrahl, nur ein „Band“, oder ROI, des digitalen Flächenröntgendetektors, der primäre transmittierte Röntgenphotonen empfängt, von dem digitalen Flächenröntgendetektor anstelle des gesamten Detektors ausgelesen ist.
  13. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 12, wobei eine genaue Position jedes Detektorbandes, das mit jeder Röntgenquelle (Brennpunkt) assoziiert ist, von der Konfiguration des Bildgebungssystems vorbestimmt ist, wobei die Software automatisch einen Bereich des digitalen Flächenröntgendetektors bestimmt, um für jede spezifische Röntgenbelichtung ausgelesen zu werden.
  14. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die NxM-Projektionsbilder als ein vollständiger Datensatz für volumetrische CT-Rekonstruktion unter Verwendung eines modellbasierten iterativen Rekonstruktionsverfahrens behandelt sind, wobei Positionen der Röntgenbrennpunkte für die NxM-Projektionsbilder während Systemkalibrierung vorbestimmt sind.
  15. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die rekonstruierten CT-Bilder in einem Digitale-Bildgebung-und-Kommunikationen-in-Medizin (DICOM)-Format gespeichert sind, und unter Verwendung von Drittanbieter-Softwarepaketen betrachtet, analysiert und gespeichert werden können.
  16. Volumetrische Spektral-Computertomographie-Bildgebungsvorrichtung mit erhöhter Kontrastauflösung und reduzierten metallinduzierten Bildgebungsartefakten, wobei die Vorrichtung umfasst: eine Röntgenquellen-Array umfassend eine Anzahl von M räumlich verteilten Röntgenbrennpunkten, die in einem gleichen evakuierten Gehäuse eingeschlossen sind, wobei die räumlich verteilten Brennpunkte in zwei Gruppen unterteilt sind, wobei die Röntgenstrahlung von jeder Gruppe durch ein entsprechendes Spektralfiltermaterial gefiltert ist, um ein eindeutiges Energiespektrum zu erzeugen; eine Röntgenstrahlbegrenzungseinrichtung, die an der Röntgenquellen-Array angebracht ist, wobei die Röntgenstrahlbegrenzungseinrichtung umfasst: eine Anordnung von Öffnungen, die jeweils ausgebildet sind, um Röntgenstrahlung von einem entsprechenden Röntgenbrennpunkt einzuschränken, um eine Fächerstrahlform mit einem engen Kegelwinkel zu bilden, der ein entsprechendes Segment eines Objekts beleuchtet, wobei Strahlung von jeder Gruppe von Brennpunkten gemeinsam ein gesamtes Sichtfeld (FOV) abdeckt; einen digitalen Flächen-Röntgendetektor; eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquellen-Array und den digitalen Flächenröntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren; eine elektronische Steuereinheit, die ausgebildet ist, um die Anzahl M von Röntgenbrennpunkten, jeweils einen oder mehrere Strahlen, zu aktivieren, um das Objekt N-mal zu scannen, während die Gantry um das Objekt rotiert, und die ausgebildet ist, um ein Bild auszulesen, das auf einer entsprechenden Fläche des digitalen Flächenröntgendetektors aufgezeichnet ist, und ausgebildet ist, um gestreute Röntgenphotonen, die außerhalb einer Fläche des digitalen Flächenröntgendetektors für jede Röntgenbelichtung empfangen sind, zurückzuweisen; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um die durch die Strahlungsexposition von jeder Gruppe von Brennpunkten gebildeten Projektionsbilder zu verarbeiten, um zwei volumetrische CT-Bilddatensätze des Objekts zu rekonstruieren, wobei jeder volumetrische CT-Bilddatensatz bei einer unterschiedlichen mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen ist, wobei das eine oder die mehreren Verarbeitungssysteme weiterhin ausgebildet sind, um virtuelle monoenergetische CT-Bilddatensätze bei gewünschten Energieniveaus mit reduzierten metallinduzierten Bildgebungsartefakten zu synthetisieren; wobei die räumlich verteilten Röntgenbrennpunkte im Wesentlichen entlang einer Richtung der Gantry-Rotationsachse ausgerichtet sind.
  17. Verfahren zum Durchführen volumetrischer Spektral-Computertomographie (CT) eines Objekts, wobei das Verfahren umfasst: Bereitstellen einer volumetrischen Spektral-Computertomographie-Bildgebungsvorrichtung, umfassend: eine Röntgenquellen-Array, umfassend eine Anzahl M von räumlich verteilten Röntgenbrennpunkten; einen Röntgenstrahlbegrenzer, der an der Röntgenquellen-Array angebracht ist, wobei der Röntgenstrahlbegrenzer eine Anordnung von Öffnungen enthält, die jeweils ausgebildet sind, um die Röntgenstrahlung von einem entsprechenden Röntgenbrennpunkt auf einen Fächerstrahl mit einem engen Kegelwinkel zu begrenzen, der ein entsprechendes Segment des abzubildenden Objekts beleuchtet; einen digitalen Flächenröntgendetektor, der ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung zu detektieren und ein Röntgenbild des abzubildenden Objekts zu erzeugen, wobei der digitale Flächenröntgendetektor in Bezug auf die Röntgenquellen-Array auf einer gegenüberliegenden Seite des Objekts positioniert ist; und eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquellen-Array und den digitalen Flächenröntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren, wobei die räumlich verteilten Röntgenbrennpunkte im Wesentlichen entlang einer Richtung einer Rotationsachse der Gantry ausgerichtet sind; Aktivieren der Anzahl M von Röntgenbrennpunkten, um das Objekt N-mal zu scannen; Rotieren der Gantry um das Objekt herum, während die Röntgenbrennpunkten aktiviert sind; Filtern von Strahlung von jedem Brennpunkt durch einen entsprechenden Spektralfilter; und Verarbeiten, unter Verwendung eines oder mehrerer Prozessoren, von N x M Projektionsbildern, um ein volumetrisches CT-Bild des Objekts zu rekonstruieren.
  18. Verfahren nach Anspruch 17, weiterhin umfassend Verwenden nur einer Teilmenge der Brennpunkte, um Projektionsbilder für CT-Bildrekonstruktion zu erfassen.
  19. Verfahren nach Anspruch 17, wobei die Röntgenbrennpunkte in eine erste Menge und eine zweite Menge unterteilt sind; wobei Röntgenstrahlen von den Brennpunkten in der ersten Menge durch ein erstes Filtermaterial gefiltert werden, das ausgebildet ist, um ein Spektrum mit einer ersten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, und wobei Röntgenstrahlen in dem zweiten Satz durch ein zweites Filtermaterial gefiltert werden, das ausgebildet ist, um ein Spektrum mit einer zweiten mittleren Röntgenphotonenergie hervorzubringen, wobei die erste mittlere Röntgenphotonenergie von der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie verschieden ist; und wobei zwei Sätze von Projektionsbildern, die von dem ersten Satz und dem zweiten Satz erfasst werden, ausreichend sind, um das volumetrische CT-Bild des gesamten Objekts bei jedem eindeutigen Röntgenspektrum zu rekonstruieren.
  20. Verfahren nach Anspruch 19, wobei Verarbeiten der N x M Bilder Verarbeiten von Bildern umfasst, die unter Verwendung der ersten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen werden, und von Bildern, die unter Verwendung der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen werden, um ein einzelnes volumetrisches CT-Bild des Objekts erhalten.
  21. Verfahren nach Anspruch 19, wobei die erste mittlere Röntgenphotonenergie niedriger ist als die zweite mittlere Röntgenphotonenergie; und wobei die zwei Sätze von Projektionsbildern, die unter Verwendung der ersten mittleren Röntgenphotonenergie und der zweiten mittleren Röntgenphotonenergie aufgenommen wurden, verarbeitet werden, um die Dual-Energie-CT-Bilder des Objekts zu erhalten.
  22. Verfahren nach Anspruch 19, wobei die zwei Sätze von Projektionsbildern verarbeitet werden, um ein oder mehrere virtuelle Monochromatische-Energie-CT-Bilder des Objekts bei jeder gewünschten Energie zu erhalten.
  23. Verfahren nach Anspruch 17, wobei die Röntgenbrennpunkten in mehrfache Sätze unterteilt sind, wobei Röntgenstrahlen von den Röntgenbrennpunkten in jedem Satz durch einen eindeutigen Spektralfilter gefiltert werden, um ein eindeutiges Röntgenenergiespektrum hervorzubringen; und wobei die Röntgenstrahlen von jedem Satz im Wesentlichen ein gesamtes Sichtfeld (FOV) beleuchten, um einen vollständigen Satz von Projektionsbildern für CT-Rekonstruktion in einer Gantry-Rotation zu erzeugen.
  24. Verfahren nach Anspruch 17, weiterhin umfassend sequentielles Aktivieren von Röntgenstrahlen von den mehrfachen Brennpunkten; wobei, für jede Röntgenbelichtung, ein Projektionsbild eines entsprechenden Segments des Objekts auf einem entsprechenden Segment des digitalen Flächenröntgendetektors gebildet wird; und wobei der digitale Flächenröntgendetektor ausgebildet ist, um jegliche Röntgenphotonen, die außerhalb des entsprechenden Segments des digitalen Flächenröntgendetektors aufgezeichnet werden, als Streustrahlung zurückzuweisen.
  25. Verfahren nach Anspruch 17, wobei die Röntgenquellen-Array mit mehrfachen Röntgenbrennpunkten in einem gemeinsamen und evakuierten Gehäuse mit entweder einer länglichen Anode oder mehrfachen Anoden untergebracht ist.
  26. Verfahren nach Anspruch 17, wobei die Röntgenquellen-Array eine Kohlenstoffnanoröhren-basierte Feldemissions-Röntgenquellen-Array ist.
  27. Verfahren nach Anspruch 17, wobei ein Röntgenstrahl von jedem Brennpunkt ausgebildet ist, um das Objekt vollständig abzudecken; und wobei die NxM-Projektionsbilder des Objekts ausgebildet sind, um für tomographische oder Tomosynthese-Bildrekonstruktion des Objekts verwendet zu werden, äquivalent zu der von einer 2D-Flächenanordnung der Brennpunkte.
  28. Dual-Energie-Computertomographie (CT)-Bildgebungsvorrichtung, umfassend: einen Röntgengenerator, umfassend eine Röntgenquelle, die wenigstens eine Kathode und wenigstens eine Anode hat und ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung von ersten und zweiten Brennpunkten zum Abbilden eines Objekts zu emittieren, und erste und zweite Spektralfilter, wobei der erste Spektralfilter ausgebildet ist, um die Röntgenstrahlung von dem ersten Brennpunkt zu filtern, um niederenergetische (LE) Röntgenstrahlung mit einer niedrigen mittleren Energie zu erzeugen, und wobei der zweite Spektralfilter ausgebildet ist, um die Röntgenstrahlung von dem zweiten Brennpunkt zu filtern, um hochenergetische (HE) Röntgenstrahlung zu erzeugen, wobei die HE-Röntgenstrahlung eine höhere mittlere Energie hat als die LE-Röntgenstrahlung; einen Röntgenstrahlkollimator, der ausgebildet ist, um die LE-Röntgenstrahlung und die HE-Röntgenstrahlung auf im Wesentlichen einen gleichen Bereich von Interesse auf, in und/oder um das Objekt herum zu begrenzen; einen Röntgendetektor, der ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung zu detektieren und ein Röntgenbild des Objekts zu bilden, wobei der Röntgendetektor auf einer unterschiedlichen Seite des Objekts relativ zu der Röntgenquelle positioniert ist; eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquelle und den Röntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren; eine Steuerung, die ausgebildet ist, um: die LE-Röntgenstrahlung und die HE-Röntgenstrahlung mehrfach in einem alternierenden Belichtungsmuster zu aktivieren, während die Röntgenquelle und der Röntgendetektor um das Objekt herum rotiert werden, so dass ein LE-Projektionsbild des Objekts durch den Röntgendetektor für jede Belichtung der LE-Röntgenstrahlung aufgezeichnet wird, und ein HE-Projektionsbild des Objekts durch den Röntgendetektor für jede Belichtung der HE-Röntgenstrahlung aufgezeichnet wird; und ein Belichtungsniveau der LE-Röntgenstrahlung und ein Belichtungsniveau der HE-Röntgenstrahlung zu aktivieren und zu programmieren, wobei das Belichtungsniveau der LE-Röntgenstrahlung unabhängig von dem Belichtungsniveau der HE-Röntgenstrahlung ist; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um Dual-Energie-CT-Bilder des Objekts unter Verwendung der LE-Projektionsbilder und der HE-Projektionsbilder zu rekonstruieren.
  29. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 28, wobei die wenigstens eine Kathode der Röntgenquelle wenigstens erste und zweite Kathoden umfasst, von denen jede ausgebildet ist, um Elektronen in einer Form eines Elektronenstrahls zu emittieren, wobei die wenigstens eine Anode eine Anode oder zwei separate Anoden umfasst, wobei der erste und der zweite Brennpunkt auf der gemeinsamen Anode oder den zwei separaten Anoden sind, wobei die erste Kathode positioniert ist, so dass der emittierte Elektronenstrahl auf den ersten Brennpunkt auftrifft, und wobei die zweite Kathode positioniert ist, so dass der emittierte Elektronenstrahl auf den zweiten Brennpunkt auftrifft.
  30. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 29, wobei die ersten und zweiten Anoden mit einer gemeinsamen elektrischen Durchführung verbunden sind.
  31. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 30, umfassend eine Einrichtung, die elektrisch mit der ersten Anode verbunden ist, um ein elektrisches Potential zwischen der ersten Anode und der ersten Kathode im Vergleich zu einem elektrischen Potential zwischen der zweiten Anode und der zweiten Kathode zu reduzieren, wenn ein gleiches elektrisches Potential durch die elektrische Durchführung von einer Energieversorgung an den Röntgengenerator angelegt wird.
  32. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 31, wobei die Vorrichtung ein elektrischer Widerstand ist.
  33. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 31, wobei der elektrische Widerstand in Reihe mit der ersten Anode verbunden ist, um eine Energie der von der ersten Anode emittierten Röntgenstrahlung zu reduzieren.
  34. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 28, wobei die wenigstens eine Kathode eine Elektronenfeldemissionskathode ist.
  35. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 28, wobei die wenigstens eine Kathode eine Kohlenstoffnanoröhren-basierte Elektronenfeldemissionskathode ist.
  36. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 28, wobei die Steuerung ausgebildet ist, um das Belichtungsniveau der LE-Röntgenstrahlung und das Belichtungsniveau der HE-Röntgenstrahlung unabhängig voneinander zu programmieren, um eine im Wesentlichen ähnliche Bildgebungsdosis zu haben, um Bildrauschen zu reduzieren.
  37. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 28, wobei die wenigstens eine Anode wenigstens eine erste Anode und eine zweite Anode umfasst, wobei die erste Anode ein von dem zweiten Anodenmaterial verschiedenes Anodenmaterial umfasst, so dass die ersten und zweiten Anoden zwei eindeutige Röntgenspektren erzeugen.
  38. Multi-Energie-Computertomographie (CT)-Bildgebungsvorrichtung, umfassend: eine Röntgenquelle, die wenigstens eine Kathode und wenigstens eine Anode hat und ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung von einer Mehrzahl von Brennpunkten zum Abbilden eines Objekts zu emittieren; eine Mehrzahl von Spektralfiltern, von denen jeder positioniert ist, so dass die Röntgenstrahlung, die von jedem der Mehrzahl von Brennpunkten emittiert ist, durch einen entsprechenden der Mehrzahl von Spektralfiltern gefiltert ist, um Strahlung mit einem einzigartigen Spektrum zu produzieren; einen Röntgenstrahlkollimator, der ausgebildet ist, um die von jedem von der Mehrzahl von Brennpunkten emittierte Röntgenstrahlung auf einen im Wesentlichen gleichen Bereich von Interesse auf, in und/oder um das Objekt herum zu begrenzen; einen Röntgendetektor, der ausgebildet ist, um Röntgenstrahlung zu detektieren und ein Röntgenbild des Objekts zu bilden, wobei der Röntgendetektor auf einer verschiedenen Seite des Objekts relativ zu der Röntgenquelle positioniert ist; eine Gantry, die ausgebildet ist, um die Röntgenquelle und den Röntgendetektor um das Objekt herum zu rotieren; eine Steuerung, die ausgebildet, um: die Röntgenquelle zu aktivieren, um die Röntgenstrahlung von einem der Mehrzahl von Brennpunkten mehrfach in einem sequentiellen Belichtungsmuster bereitzustellen, während die Röntgenquelle und der Röntgendetektor um das Objekt rotiert sind, so dass ein Projektionsbild des Objekts durch den Röntgendetektor für jede Belichtung der Röntgenstrahlung aufgezeichnet wird; und ein Belichtungsniveau der Röntgenbelichtungen von einem oder mehreren der Mehrzahl von Brennpunkten nacheinander zu aktivieren und zu programmieren, wobei das Belichtungsniveau jeder Röntgenstrahlungen unabhängig von anderen der Röntgenstrahlungen ist; und ein oder mehrere Verarbeitungssysteme, die ausgebildet sind, um Multi-Energie-CT-Bilder des Objekts unter Verwendung der Projektionsbilder zu rekonstruieren.
  39. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 38, wobei die wenigstens eine Kathode eine Mehrzahl von Elektronenfeldemissionskathoden umfasst, und die wenigstens eine Anode eine Mehrzahl von Anoden umfasst.
  40. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 39, wobei jede Anode der Mehrzahl von Anoden mit einem elektrischen Widerstand verbunden ist, der ausgebildet ist, um ein elektrisches Potential zwischen der Anode, mit der der elektrische Widerstand verbunden ist, und einer entsprechenden Kathode von der Mehrzahl von Kathoden einzustellen.
  41. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 38, umfassend einen elektrischen Widerstand, der in Reihe zwischen eine Anode der wenigstens einen Anode und eine Energieversorgung verbunden ist, wobei der elektrische Widerstand ausgebildet ist, um ein elektrisches Potenzial zu reduzieren, das der Anode bereitgestellt ist, mit der der elektrische Widerstand verbunden ist.
  42. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 41, wobei die Steuerung ausgebildet ist, um einen Widerstand des elektrischen Widerstands zu variieren, um das elektrische Potenzial, das der Anode, mit der der elektrische Widerstand verbunden ist, bereitgestellt ist, als eine Funktion des Widerstands zu variieren.
  43. Bildgebungsvorrichtung nach Anspruch 42, wobei die Elektronenstrahl-Fokussierstruktur für jede der wenigstens einen Kathode ausgebildet ist, so dass die Mehrzahl von Brennpunkten eine im Wesentlichen ähnliche Brennpunktgröße haben, während das elektrische Potential zwischen der Anode, mit der der elektrische Widerstand verbunden ist, und einer entsprechenden Kathode der wenigstens einen Kathode durch die Steuerung variiert ist.
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