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    Eine Röntgenstrahlquelle (32) zur Ausführung einer Energiediskriminierung in einem bildgebenden System weist eine Elektronen emittierende Katodenemissionsvorrichtung (82) und eine Anode (81) auf, die ein Target (80) hat, auf das die Elektronen zur Erzeugung eines Röntgenstrahls (93) mit mehreren Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerten (116, 118) auftreffen. Ein Verfahren zur Ausführung der Energiediskriminierung in dem bildgebenden System (10) beinhaltet das Emittieren der Elektronen. Der Röntgenstrahl (93) mit den Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerten (116, 120) wird erzeugt. Der Röntgenstrahl (93) wird durch ein Objekt (40) durchgeleitet und empfangen. Ein Röntgenbild mit mehreren voneinander unterscheidbaren Energiekennwerten wird in Abhängigkeit von dem Röntgenstrahl (93) erzeugt.An x-ray source (32) for performing energy discrimination in an imaging system has an electron-emitting cathode emission device (82) and an anode (81) having a target (80) on which the electrons are generated to produce an x-ray beam (93) with a plurality X-ray quantity energy peak values (116, 118) hit. One method of performing energy discrimination in the imaging system (10) involves emitting the electrons. The x-ray beam (93) with the x-ray quantity energy peak values (116, 120) is generated. The x-ray beam (93) is passed through and received by an object (40). An x-ray image with a plurality of distinguishable energy parameters is generated as a function of the x-ray beam (93).
    公开号:DE102004027092A1
    申请号:DE102004027092
    申请日:2004-06-02
    公开日:2004-12-23
    发明作者:David M. New Berlin Hoffmann
    申请人:GE Medical Systems Global Technology Co LLC；
    IPC主号:G21K3-00
    专利说明:
    [0001] Dievorliegende Erfindung betrifft allgemein bildgebende Mehrschicht-Computertomographie(CT)-Systemeund mehr im Einzelnen ein System und ein Verfahren, um eine Energiediskriminationin denselben vorzunehmen.TheThe present invention relates generally to multilayer computed tomography (CT) imaging systemsand more specifically a system and method for energy discriminationto make in the same.
    [0002] Beider Computertomographie(CT) werden bildgebende Teile eines Patientengescannt, und die Dichten von in diesen enthaltenen Materialienwerden zu verschiedenen Diagnose- und Beurteilungszwecken bestimmt.Ein fortwährendesBestreben geht dahin, die Scanmöglichkeitenvon bildgebenden CT-Systemen zu vergrößern. Insbesondere wird bei derCT-Bildgabe angestrebt, nicht nur die Dichte von gescannten Materialienbestimmen zu können,sondern auch zwischen Materialien oder Kombinationen von Materialienunterscheiden zu können,die ähnlicheDichten aufweisen.atComputer tomography (CT) becomes the imaging part of a patientscanned, and the densities of materials contained in themare determined for various diagnostic and assessment purposes.A continuous oneEfforts go there, the scanning optionsof imaging CT systems. In particular, theCT imaging is targeted, not just the density of scanned materialsto be able to determinebut also between materials or combinations of materialsto be able to distinguishthe similarHave densities.
    [0003] Sokann z.B. bei bestimmten Testverfahren Jodid in den Blutstrom einesPatienten injiziert werden, um dadurch die Sichtbarkeit von Blutzu verbessern und Blut von anderen Geweben oder unerwünschtenAblagerungen in einem Gefäß oder Organbesser unterscheiden zu können.Die Kombination von Jodid und Wasser oder Blut, das hauptsächlich ausWasser besteht, und einer Kombination von Kalziumablagerungen undweichem Gewebe zeigen ähnlicheMaterialdichten, die eine schlechte Ortsauflösung und eine geringe Kontrastauflösung zwischen deneinzelnen Kombinationen ergeben und im Wesentlichen gleiche entsprechendeHelligkeitswerte bei Betrachtung durch einen Arzt haben. Kalziumablagerungenauf der inneren Auskleidung von Blutgefäßwänden sind unerwünscht. Wegender Schwierigkeit der Unterscheidung zwischen den Helligkeitswertenvon rekonstruieren CT-Bildern der angegebenen Kombinationen kannes fürden Arzt aber schwierig sein zu bestimmen, ob eine Kalziumablagerungin den Blutgefäßen desPatienten vorliegt.Socan e.g. in certain test procedures iodide in the bloodstream of aPatients are injected to reduce the visibility of bloodand improve blood from other tissues or unwantedDeposits in a vessel or organto be able to differentiate better.The combination of iodide and water or blood, which is mainly made up ofWater, and a combination of calcium deposits andsoft tissues show similarMaterial densities that have poor spatial resolution and low contrast resolution between theresult in individual combinations and essentially the same corresponding onesHave brightness values when viewed by a doctor. calcium depositson the inner lining of blood vessel walls are undesirable. Because ofthe difficulty in distinguishing between the brightness valuesfrom reconstructing CT images of the specified combinationsit forThe doctor may be difficult to determine if there is a calcium depositin the blood vessels of thePatient is present.
    [0004] Bezugnehmendauf 1 ist dort eineQuerschnittsdarstellung einer gebräuchlichen CT-Röhrenanordnung 10 veranschaulicht.Bildgebende CT-Systeme beinhalten eine Gantry, die mit unterschiedlichenGeschwindigkeiten umläuft,um ein 360°-Bildzu erzeugen. Die Gantry enthältdie CT-Röhrenanordnung 10,die übereinen Vakuumabstand 12 zwischen einer einzigen Katode 14 undeiner Anode 16 Röntgenstrahlenerzeugt. Um die Röntgenstrahlenzu erzeugen, wird überden Vakuumabstand 12 ein großes Spannungspotential erzeugt,das es ermöglicht,dass Elektronen in Gestalt eines Elektronenstrahls von der Katode 14 zueinem einzigen Target 18 auf der Anode 16 emittiertwerden. Zum Freisetzen der Elektronen wird eine in der Katode 14 enthalteneWicklung durch einen durchfließendenelektrischen Strom auf Weißgluterhitzt. Die Elektronen wurden durch das Hochspannungspotentialbeschleunigt und treffen auf das Target 18 auf, wodurchsie abrupt abgebremst werden, so dass sie eine Röntgenstrahlung aussenden undeinen Röntgenstrahlerzeugen, der durch ein CT-Röhrenfenster 20 durchgeht.Referring to 1 there is a cross sectional view of a common CT tube assembly 10 illustrated. Imaging CT systems include a gantry that rotates at different speeds to produce a 360 ° image. The gantry contains the CT tube arrangement 10 that have a vacuum gap 12 between a single cathode 14 and an anode 16 X-rays generated. To generate the x-rays, use the vacuum gap 12 generates a large voltage potential, which allows electrons in the form of an electron beam from the cathode 14 to a single target 18 on the anode 16 be emitted. To release the electrons, one is in the cathode 14 contained winding heated to white heat by a flowing electrical current. The electrons were accelerated by the high voltage potential and hit the target 18 causing them to brake abruptly so that they emit X-rays and generate an X-ray that passes through a CT tube window 20 passes.
    [0005] Nachdem Durchgang durch das CT-Röhrenfenster 20 wirdder Röntgenstrahldurch ein Einzelfilter 22 gefiltert. Das Filter 22 reduziertdie Zahl der niederenergetischen Röntgenstrahlanteile mit Energieniveaus,die unter einem vorbestimmten Energieniveau liegen, um so die Röntgenstrahlbelastungeines Patienten zu verringern. Ein Beispiel eines vor-dem-PatientenEnergiespektrumdiagramms der Zahl von Röntgenstrahlen (Photonenflussdichte)in Abhängigkeitvon dem jeweils entsprechenden Energieniveau ist in 2 dargestellt. Eine Spektrumkennlinie 24 hinterdem Filter liegt übereiner angenähertenSpektrumkennlinie 26 vor dem Filter. Zu beachten ist, dassdie Spektrumkennlinie 24 lediglich einen einzigen Maximalwertaufweist und dass die Zahl der Röntgenstrahlen,die Energieniveaus unterhalb von 40 KeV entsprechen, wegen der Absorption durchdas Filter 22 deutlich verringert ist.After passing through the CT tube window 20 the x-ray is through a single filter 22 filtered. The filter 22 reduces the number of low energy x-ray portions with energy levels that are below a predetermined energy level so as to reduce a patient's x-ray exposure. An example of a before-the-patient energy spectrum diagram of the number of X-rays (photon flux density) as a function of the respective corresponding energy level is shown in 2 shown. A spectrum characteristic 24 behind the filter lies over an approximate spectrum characteristic 26 before the filter. It should be noted that the spectrum characteristic 24 has only a single maximum value and that the number of X-rays, which correspond to energy levels below 40 KeV, because of the absorption by the filter 22 is significantly reduced.
    [0006] DieRöntgenstrahlenhinter dem Filter gehen durch einen Teil des Patienten durch undwerden von einem Röntgenstrahldetektor-Arrayerfasst. Beim Durchgang der Röntgenstrahlendurch den Patienten werden die Röntgenstrahlenvor dem Auftreffen auf dem Detektorarray geschwächt. Von dem Röntgenstrahldetektorwerden Röntgenstrahlschwächungsmesswerteentsprechend der jeweiligen elektrischen Signalantwort erzeugt,die von den empfangenen Röntgenstrahlenhervorgerufen wird, welche, abhängigvon ihrer Schwächung,unterschiedliche Energieniveaus aufweisen. In Abhängigkeitvon den Schwächungsmessungenwird ein Röntgenbildrekonstruiert.TheX-raysbehind the filter go through part of the patient andare from an x-ray detector arraydetected. When the X-rays passthrough the patient the x-raysweakened before hitting the detector array. From the X-ray detectorbecome X-ray attenuation measurementsgenerated according to the respective electrical signal response,that from the received x-raysis evoked which, dependingfrom their weakening,have different energy levels. Dependent onfrom the attenuation measurementsbecomes an x-rayreconstructed.
    [0007] DasRöntgenstrahldetektor-Arrayerzeugt in Abhängigkeitvon dem einen einzigen Maximalwert aufweisenden Energiespektrumein Röntgenstrahlsignal.Eine Anzahl von dem Detektor empfangender Röntgenstrahlen wird über diedurchschnittliche Flächedes Detektors und überein Betrachtungszeitintervall integriert, um so ein integriertesSignal zu erzeugen. Das integrierte Signal steht in unmittelbarer Beziehungzu Dichten von gescannten Materialien des Patienten. Wie an sichbekannt, ist es schwierig, aus dem sich ergebenden Energiespektrumund aus Integrationskenndaten zwischen ähnlichen Materialdichten zuunterscheiden.TheX-ray detector arraygenerated in dependenceof the energy spectrum that has a single maximum valuean x-ray signal.A number of x-rays received by the detector are scanned across theaverage areaof the detector and overintegrated a viewing time interval, so as an integratedGenerate signal. The integrated signal is directly relatedto densities of patient's scanned materials. As suchKnown, it is difficult from the resulting energy spectrumand from integration characteristics between similar material densitiesdiffer.
    [0008] Esbesteht deshalb der Wunsch, ein CT-System mit Energiediskriminierungzu schaffen, das zwischen verschiedenen gescannten Materialien und verschiedenengescannten Materialkombinationen unterscheidet, um damit die Brauchbarkeitund die Einsatzfähigkeitdes CT-Scannens zu verbessern. Außerdem wäre es bei einem CT-System erwünscht, mitGenauigkeit und Klarheit eine Energiediskriminierung ohne erhöhte Röntgenstrahlbelastungeines Patienten durchführenzu können.There is therefore a desire to create a CT system with energy discrimination, the two different scanned materials and different scanned material combinations to improve the usability and usability of CT scanning. In addition, it would be desirable for a CT system to be able to carry out energy discrimination with accuracy and clarity without increasing the X-ray exposure of a patient.
    [0009] Dievorliegende Erfindung schafft ein System und ein Verfahren zur Durchführung einerEnergiediskriminierung in einem bildgebenden System. Es ist eineRöntgenstrahlquellezur Ausführungeiner Energiediskriminierung in einem bildgebenden System vorgesehen,die eine Emissionsvorrichtung und eine Anode beinhaltet, die einTarget aufweist, auf das die Elektronen auftreffen, um einen Röntgenstrahlmit mehreren Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerten(x-rayquantity engery peaks) zu erzeugen.TheThe present invention provides a system and method for performing anEnergy discrimination in an imaging system. It is oneX-ray sourcefor executionenergy discrimination in an imaging system,which includes an emission device and an anode which aTarget, on which the electrons strike, around an X-ray beamwith several x-ray quantity energy peak values (x-rayquantity engery peaks).
    [0010] Außerdem wirdein Verfahren zur Durchführungeiner Energiediskrimination in dem bildgebenden System geschaffen,das das Emittieren der Elektronen beinhaltet. Der Röntgenstrahlwird mit den Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwertenerzeugt. Der Röntgenstrahlwird durch ein Objekt durchgeleitet und empfangen. In Abhängigkeitvon dem Röntgenstrahl wirdein Röntgenstrahlbilderzeugt, das mehrere voneinander unterscheidbare Energiekennwerteaufweist.Besides, willa procedure for implementationan energy discrimination in the imaging system,which involves emitting the electrons. The x-raybecomes with the x-ray amount energy peak valuesgenerated. The x-rayis passed through and received by an object. Dependent onfrom the x-ray beaman x-ray imagegenerated that several distinguishable energy parametershaving.
    [0011] Einervon mehreren Vorteilen der vorliegenden Erfindung liegt darin, dasssie ein System schafft, das eine Energiediskrimination vornehmenkann und es auf diese Weise einem Arzt erlaubt, zwischen Materialienund Materialkombinationen mit ähnlichen Dichtenzu unterscheiden. Damit schafft die vorliegende Erfindung eine erhöhte Informationsausbeute für verbesserteDiagnose-, Untersuchungs-, Test- und Beurteilungszwecke. Ein weitererVorteil liegt darin, dass sie eine bessere Orts- und Niedrigkontrastauflösung zwischenverschiedenen Materialien ergibt, wodurch die Unterscheidung zwischengescannten Materialien weiter erleichtert wird.oneof several advantages of the present invention is thatit creates a system that discriminates energycan, and in this way allows a doctor, between materialsand material combinations with similar densitiesto distinguish. The present invention thus provides an increased information yield for improvedDiagnostic, examination, test and assessment purposes. AnotherAdvantage is that they have better spatial and low contrast resolution betweenresults in different materials, making the distinction betweenscanned materials is further facilitated.
    [0012] Schließlich liefertdie vorliegende Erfindung eine Energiediskriminierung, wobei siegleichzeitig die Röntgenstrahlbelastungeines Patienten auf ein Minimum reduziert.Finally deliversthe present invention is an energy discrimination, beingat the same time the X-ray exposureof a patient reduced to a minimum.
    [0013] Dievorliegende Erfindung ist zusammen mit den sich aus ihr ergebendenVorteilen anhand der nachfolgenden detaillierten Beschreibung imZusammenhang mit den beigefügtenFiguren besonders gut zu verstehen.Thepresent invention is together with those resulting from itAdvantages based on the detailed description below inConnection with the attachedFigures are easy to understand.
    [0014] Zumgenaueren Verständnisder Erfindung wird nun auf die Ausführungsformen Bezug genommen,die in größerem Detailin den beigefügtenFiguren dargestellt und als Ausführungsbeispieleder Erfindung im Nachfolgenden beschrieben sind, wobei:To themore precise understandingThe invention is now referred to the embodiments,the in greater detailin the attachedFigures shown and as exemplary embodimentsof the invention are described below, wherein:
    [0015] 1 eine Querschnittsansichteiner gebräuchlichenCT-Röhrenanordnungist; 1 Figure 3 is a cross-sectional view of a conventional CT tube assembly;
    [0016] 2 ein Diagramm zur Veranschaulichung einesvor-dem-PatientenEnergiespektrums fürdie CT-Röhrenanordnungnach 1 ist; 2 a diagram to illustrate a before-the-patient energy spectrum for the CT tube arrangement after 1 is;
    [0017] 3 eine perspektivische Darstellungeines bildgebenden CT-Systems ist, das eine Röntgenstrahlquelle gemäß einerAusführungsformder vorliegenden Erfindung beinhaltet; 3 3 is a perspective view of an imaging CT system that includes an x-ray source according to an embodiment of the present invention;
    [0018] 4 eine schematische Querschnittsnahansichteines bildgebenden CT-Systems ist, das ein Energiediskriminierungssystemgemäß einerAusführungsformder vorliegenden Erfindung verwendet; 4 Figure 3 is a schematic cross-sectional close-up view of an imaging CT system using an energy discrimination system according to an embodiment of the present invention;
    [0019] 5 eine schematische Querschnittsnahansichteines Energiediskriminierungssystems mit einem einzigen Anodentargetgemäß einerAusführungsformder vorliegenden Erfindung ist; 5 Figure 3 is a schematic cross-sectional close-up view of a single anode target energy discrimination system according to an embodiment of the present invention;
    [0020] 6 eine schematische Querschnittsnahansichteines Energiediskriminierungssystems mit einem Doppelanodentargetgemäß eineranderen Ausführungsformder vorliegenden Erfindung ist, 6 FIG. 2 is a schematic cross-sectional view of an energy discrimination system with a double anode target according to another embodiment of the present invention;
    [0021] 7 ein logisches Flussdiagrammist, das ein Verfahren zur Durchführung der Energiediskriminierungbei einem bildgebenden System gemäß einer Ausführungsformder vorliegenden Erfindung ist; und 7 FIG. 5 is a logic flow diagram that is a method of performing energy discrimination on an imaging system according to an embodiment of the present invention; and
    [0022] 8 ein vor-dem-PatientenEnergiespektrumsdiagramm füreine Röntgenstrahlquellegemäß eineranderen Ausführungsformder vorliegenden Erfindung ist. 8th FIG. 4 is a pre-patient energy spectrum chart for an x-ray source according to another embodiment of the present invention.
    [0023] Beijeder der nachfolgenden Figuren werden zur Bezeichnung gleicherKomponenten gleiche Bezugszeichen verwendet. Wenngleich die vorliegende Erfindungmit Bezug auf ein System und ein Verfahren zur Durchführung einerEnergiediskriminierung bei einem bildgebenden Computertomographie(CT)-System beschriebenwird, so könnendie unten erläutertenVorrichtungen und Verfahren doch auch für verschiedenfältige Zweckeeingesetzt werden und sind keineswegs auf die folgenden Anwendungenbeschränkt:MRI-Systeme, CT-Systeme, Radiotherapiesysteme, bildgebende Röntgensysteme, Ultraschallsysteme,nukleare bildgebende Systeme, Magnetresonanzspektroskopiesystemeund andere auf dem Fachgebiet bekannte Anwendungen.In each of the following figures, the same reference numerals are used to designate the same components. Although the present invention is described with reference to a system and method for performing energy discrimination in an imaging computed tomography (CT) system, the devices and methods discussed below can be used for a variety of purposes and are in no way related to the following applications limited: MRI systems, CT systems, Ra diotherapy systems, X-ray imaging systems, ultrasound systems, nuclear imaging systems, magnetic resonance spectroscopy systems, and other applications known in the art.
    [0024] Inder nachfolgenden Beschreibung werden für eine hergestellte Ausführungsformverschiedene Betriebsparameter und Komponenten beschrieben. Diesespeziellen Parameter und Komponenten sind jedoch lediglich beispielhaftangegeben und sollen nicht beschränkend zu verstehen sein.InThe following description is for a manufactured embodimentvarious operating parameters and components are described. Thishowever, special parameters and components are only examplesstated and should not be understood as limiting.
    [0025] Außerdem beziehtsich in der nachfolgenden Beschreibung der Ausdruck „Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert" auf die allgemeineGestalt eines Energiespektrumdiagramms und die darin enthaltenenScheitelwerte (peaks). Ein Energiespektrumdiagramm ist dabei einDiagramm von Röntgenstrahlenergieniveausund einer jeweils entsprechenden Zahl von Röntgenstrahlen für jedesEnergieniveau. Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwertebeziehen sich nicht auf sporadische Zacken oder kleinere oder andereunbedeutende Größen, diein dem Energiediagramm auftreten oder vorhanden sein können. Für eine weiteredetaillierte Erläuterungwird auf die Beschreibung zu 8 Bezuggenommen.In addition, in the description below, the expression “X-ray quantity energy peak value” refers to the general shape of an energy spectrum diagram and the peaks contained therein. An energy spectrum diagram is a diagram of X-ray energy levels and a corresponding number of X-rays for each energy level. X-ray quantity energy peak values do not relate sporadic spikes or smaller or other insignificant sizes that may or may be present in the energy diagram For further detailed explanation, refer to the description 8th Referred.
    [0026] Bezugnehmendnun auf 3 ist dort eine perspektivischeDarstellung eines bildgebenden CT-Systems 30 veran schaulicht,das eine Röntgenstrahlquelle 32 gemäß einerAusführungsformder vorliegenden Erfindung beinhaltet. Das bildgebende System 30 weisteine Gantry 34 auf, die über ein umlaufendes Innenteil 36 verfügt, dasdie Röntgenstrahlquelle 32 undeinen energiedifferenzierenden Detektor 40 enthält. DieRöntgenstrahlquelle 32 projiziertauf den Detektor 40 ein Strahlenbündel von Röntgenstrahlen, die mehrereRöntgenstrahlmengenenergiescheitelwerteaufweisen. Die Quelle 32 und der Detektor 40 laufenum einen betriebsmäßig verschiebbarenTisch 42 um. Der Tisch 42 wird längs einer Z-Achse zwischender Quelle 32 und dem Detektor 40 so längs verschoben,dass ein Spiralscan durchgeführtwird. Nach dem Durchgang durch einen medizinischen Patienten 44 ineinem Patiententunnel 46 wird der Strahl von dem Detektor 40 erfasst,um Projektionsdaten zu erzeugen, die zur Herstellung eines CT-Bildesverwendet werden.Now referring to 3 there is a perspective view of an imaging CT system 30 illustrates an X-ray source 32 according to an embodiment of the present invention. The imaging system 30 exhibits a gantry 34 on that over a circumferential inner part 36 that the X-ray source 32 and an energy differentiating detector 40 contains. The X-ray source 32 projected onto the detector 40 a beam of X-rays that have multiple X-ray amount energy peak values. The source 32 and the detector 40 run around an operationally movable table 42. The table 42 becomes along a z-axis between the source 32 and the detector 40 shifted so long that a spiral scan is performed. After going through a medical patient 44 in a patient tunnel 46 the beam from the detector 40 captured to generate projection data used to produce a CT image.
    [0027] Bezugnehmendnun auf 4 ist dort eine schematischeblockbildartige Querschnittsnahaufnahme des bildgebende Systems 30 veranschaulicht,das ein Energiediskriminierungssystem 50 gemäß einerAusführungsformder vorliegenden Erfindung verwendet. Das Energiediskriminierungssystem 50 beinhaltetdie Quelle 32, den Detektor 40 und eine Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52.Now referring to 4 there is a schematic block diagram-like cross-sectional close-up of the imaging system 30 illustrates that an energy discrimination system 50 used according to an embodiment of the present invention. The energy discrimination system 50 contains the source 32 , the detector 40 and an X-ray control device 52 ,
    [0028] Generelllaufen die Quelle 32 und der Detektor 40 im Betrieb umeine Mittelachse 53 um. Der Strahl 54 wird voneiner Vielzahl von Detektorelementen 56 empfangen. JedesDetektorelement 56 erzeugt ein elektrisches Signal, dasder Intensitätdes jeweils auftreffenden Röntgenstrahls 54 entspricht. BeimDurchgang durch den Patienten 44 wird der Röntgenstrahl 54 geschwächt. DieUmlaufbewegung des Innenteils 36 und der Betrieb der Quelle 32 sind durcheinen Steuermechanismus 58 gesteuert. Der Steuermechanismus 58 enthält die Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52,die der Quel le 32 Energie und Taktsignale zuführt undeine Gantrymotorsteuervorrichtung 60, die die Umlaufbewegungund die jeweilige Stellung des Innenteils 36 steuert. EinDatenakquisitionssystem (DAS) 62 erfasst Analogdaten von denDetektorelementen 56 und konvertiert die Analogdaten inDigitaldaten fürdie nachfolgende Verarbeitung. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 64 empfängt erfassteund digitalisierte Röntgenstrahldaten vondem DAS 62 und führteine Hochgeschwindigkeitsbildrekonstruktion durch. Eine Hauptsteuereinrichtung 66 speichertdas CT-Bild in einer Großspeichereinrichtung 68.Generally the source is running 32 and the detector 40 in operation about a central axis 53 around. The beam 54 is used by a variety of detector elements 56 receive. Every detector element 56 generates an electrical signal that corresponds to the intensity of the incident X-ray beam 54 equivalent. When passing through the patient 44 becomes the x-ray 54 weakened. The orbital movement of the inner part 36 and the operation of the source 32 are through a control mechanism 58 controlled. The control mechanism 58 contains the X-ray control device 52 that the source 32 Feeds power and clock signals and a gantry motor controller 60 , which the orbital movement and the respective position of the inner part 36 controls. A data acquisition system (DAS) 62 acquires analog data from the detector elements 56 and converts the analog data into digital data for subsequent processing. An image reconstruction facility 64 receives captured and digitized x-ray data from the DAS 62 and performs high speed image reconstruction. A main control device 66 stores the CT image in a large storage device 68 ,
    [0029] DieRöntgenstrahlquelle 32 undder Detektor 40 laufen um ein abzubildendes Objekt, wieden Patienten 44, so um, dass der Winkel unter dem der Strahldas Objekt durchschneidet sich dauernd ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahlschwächungsmesswerten,d. h. Projektionsdaten von dem Detektor 40 bei jeweilseinem Gantrywinkel wird als eine „Ansicht" (view) bezeichnet. Ein „Scan" des Objekts umfassteinen Satz Ansichten, die bei verschiedenen Gantrywinkeln während einesUmlaufes der Röntgenstrahlquelle 32 unddes Detektors 40 aufgenommen wurden. Bei einem Axialscanwerden die Projektionsdaten so verarbeitet, dass ein Bild erzeugtwird, welches zweidimensionalen Schichtdarstellungen (Slices) durchdas Objekt entspricht.The X-ray source 32 and the detector 40 run around an object to be imaged, such as the patient 44 , so that the angle at which the beam cuts through the object is constantly changing. A group of x-ray attenuation measurements, that is, projection data from the detector 40 a gantry angle is referred to as a "view". A "scan" of the object comprises a set of views taken at different gantry angles during one revolution of the x-ray source 32 and the detector 40 were recorded. In the case of an axial scan, the projection data are processed in such a way that an image is generated which corresponds to two-dimensional slice representations by the object.
    [0030] EinVerfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus einem Satz Projektionsdaten,wobei sich die Projektionsdaten auf eine Gruppe von Schwächungsmesswertenbeziehen wird als „gefilterte Rückprojektionstechnik" bezeichnet. DiesesVerfahren setzt die Schwächungsmesswertevon einem Scan in diskrete ganze Zahlen um, die von –1024 bis +3072laufen und „CT-Zahlenoder -Werte" oder „HounsfieldUnits (Einheiten)" (HU)bezeichnet werden. Diese HUs werden dazu verwendet die Helligkeiteines entsprechenden Pixels auf einer Katoden strahlröhre odereiner Computerbildröhrein einer von den SchwächungsmesswertenabhängigenWeise zu steuern. Zum Beispiel kann ein Schwächungsmesswert für Luft ineinen ganzzahligen wert von –1000 HU(entsprechend einem dunklen Pixel) umgesetzt werden, während einSchwächungsmesswertfür sehrdichte Knochenmasse in einen ganzzahligen Wert von +3000 (entsprechendeinem hellen Pixel) ungesetzt werden kann, wobei ein Schwächungsmesswertfür Wasserin einen ganzzahligen Wert von 0 HU (entsprechend einem grauen Pixel)umgesetzt werden kann. Diese Ganzzahlumsetzung oder „Scoring" erlaubt es einemArzt oder Techniker, basierend auf der Helligkeit der Computerdarstellung, dieDichte von Materie zu bestimmen und damit Beachtung erforderndeGebiete zu lokalisieren und zu identifizieren.A method of reconstructing an image from a set of projection data, the projection data relating to a group of attenuation measurements, is referred to as a "filtered back projection technique." This method converts the attenuation measurements from a scan into discrete integers ranging from -1024 to +3072 and are referred to as "CT numbers or values" or "Hounsfield Units" (HU). These HUs are used to control the brightness of a corresponding pixel on a cathode ray tube or a computer picture tube in a manner dependent on the attenuation measurements For example, a weakening reading for air can be converted to an integer value of -1000 HU (corresponding to a dark pixel), while a weakening reading for very dense bone mass can be converted to an integer value of +3000 (corresponding to a light pixel), where a attenuation reading for water in e an integer value of 0 HU (corresponding to a gray pixel) can be implemented. This integer conversion or "scoring" allows a doctor or technician to determine the density of matter based on the brightness of the computer display and thus to locate and identify areas requiring attention.
    [0031] Beieiner Ausführungsformder vorliegenden Erfindung beinhaltet der Detektor 40,wie dargestellt, ein erstes Detektorarray 70 und ein zweitesDetektorarray 72. Das erste Array 70 kann einSzintillatordetektor-/Photosensor-Detektor sein, der so beschaffenist, dass er die Erfassung traditioneller Informationen zur Erzeugunganatomischer Details für CT-Schnittbilderermöglicht.Das zweite Array 72 kann ein Direktumwandlungs(DC)-Detektorsein, wie etwa ein Kadmiumzinktellurit-Detektor der für ein Röntgenstrahlzähl- und Energiediskriminierungsmodekonfiguriert ist, so dass er geschwächte Röntgenstrahlen zählt undgeschwächteRöntgenstrahlenergiemisst.In one embodiment of the present invention, the detector includes 40 , as shown, a first detector array 70 and a second array of detectors 72 , The first array 70 can be a scintillator detector / photosensor detector that is designed to enable the acquisition of traditional information for generating anatomical details for CT slice images. The second array 72 can be a direct conversion (DC) detector, such as a cadmium zinc tellurite detector configured for an X-ray counting and energy discrimination mode, so that it counts weakened X-rays and measures weakened X-ray energy.
    [0032] Beider Durchführungeiner Energiediskriminierung zur Unterscheidung zwischen Materialkenngrößen werdenZahl und Energie der geschwächten Röntgenstrahlenverwendet. Die elementare Zusammensetzung und/oder Dichte verschiedenerGewebematerialien kann bestimmt werden, indem etwa zwischen Jod,Blut, Kalzium oder anderen an sich bekannten Materialien unterschiedenwird. von den Arrays 70, 72 erhaltene Informationenkönneneinander überlagertwerden, um ein einziges Bild zu erzeugen, das eine identisch positionierteund überlappendeInformation anatomischer Detail- und/oder Gewebediskriminierung(Materialart und -dichte) aufweist.The number and energy of the weakened x-rays are used when carrying out energy discrimination to distinguish between material parameters. The elemental composition and / or density of different tissue materials can be determined, for example, by distinguishing between iodine, blood, calcium or other materials known per se. from the arrays 70 . 72 information obtained can be superimposed on one another in order to produce a single image which has identically positioned and overlapping information of anatomical detail and / or tissue discrimination (material type and density).
    [0033] Daszweite Array 72 kann in Einzelschichtbauweise und/oderMehrfachschichtbauweise vorliegen. Der Mehrschichtaufbau kann Informationen über eineMehrzahl verschiedener Gewebematerialien liefern, wobei der Mehrschichtaufbauzur verbesserten Statistik auf einer individuellen Basis integriert seinkann. Bei der Verwendung des zweiten Arrays 72 im Röntgenstrahlzähl- undEnergiediskriminierungsmode wird die zu der CT-Untersuchung hinzukommendeRöntgenstrahldosisauf ein Minimum reduziert, weil nur eine geringe Menge Röntgenstrahlenzur Durchführungder Energiediskriminierung verwendet wird. Zum Erfassen von Energiediskriminierungsdatenwird im Vergleich zu einer vollen oder Normaldosis Röntgenstrahlen,wie sie bei einem normalen CT-Scan verwendet wird eine geringereRöntgenstrahlmengebenutzt. Ein normaler CT-Scan wird mit dem ersten Array 70 durchgeführt, umdetaillierte Daten wie detaillierte anatomische Daten, zu erhalten.Beim Erfassen von Energiediskriminierungsdaten wird das zweite Array 72 soeingesetzt, dass es ein Überlagerungsbildmit Materialdifferenzierungskenndaten etwa einer Gewebeunterscheidungscharakteristikerzeugt.The second array 72 can be single-layer and / or multi-layer. The multilayer structure can provide information about a number of different tissue materials, and the multilayer structure can be integrated on an individual basis for improved statistics. When using the second array 72 in the X-ray counting and energy discrimination mode, the X-ray dose added to the CT examination is reduced to a minimum because only a small amount of X-rays is used to carry out the energy discrimination. A smaller amount of X-rays is used to acquire energy discrimination data compared to a full or normal dose of X-rays as used in a normal CT scan. A normal CT scan is done with the first array 70 performed to obtain detailed data such as detailed anatomical data. When collecting energy discrimination data, the second array 72 used in such a way that it generates an overlay image with material differentiation characteristics such as a tissue differentiation characteristic.
    [0034] Dievorbeschriebene Ausführungsformdient lediglich Beispielszwecken. Wenngleich bevorzugt wird, dasswenigstens ein Array in der Lage ist eine Anzahl Röntgenstrahlenauf verschiedenen Energieniveaus oder Bereichen von Energieniveaus,die im Nachfolgenden als Röntgenstrahlmengen-Energieniveausbezeichnet werden zu erfassen, so kann doch jede beliebige Anzahlvon Arrays verwendet werden. So ist z.B. bei der vorbeschriebenenAusführungsformdas Array 72 in der Lage und dazu eingerichtet Röntgenstrahlmengenenergieniveaus zuerfassen, währenddas Array 70 dies nicht ist. Außerdem können die einzelnen Arrays 70, 72 verschiedenerArt und Bauweise sein und in unterschiedlichem Aufbau vorliegen,wie dies an sich bekannt ist.The above-described embodiment is for example purposes only. Although it is preferred that at least one array is capable of detecting a number of x-rays at different energy levels or ranges of energy levels, which are referred to below as x-ray quantity energy levels, any number of arrays can be used. For example, the array is in the above-described embodiment 72 able and set up to detect x-ray amount energy levels while the array 70 this is not. In addition, the individual arrays 70 . 72 be of different types and designs and have different structures, as is known per se.
    [0035] Für eine weiteredetaillierte Beschreibung des Detektors 40 und möglicherAusführungsformen desselbenwird auf die US-Patentanmeldung S/N 10/064775 mit dem Titel „A hybridSzintillator/Photosensor and Direct Conversion Detector" verwiesen, die durchBezugnahme hier mit eingeschlossen ist.For a further detailed description of the detector 40 and possible embodiments thereof, reference is made to US patent application S / N 10/064775 entitled "A hybrid scintillator / photosensor and direct conversion detector", which is incorporated herein by reference.
    [0036] DieHauptsteuereinrichtung 66 empfängt außerdem über eine Bedienerkonsole 70 Befehleund Scanparameter. Ein Bildschirm 72 gestattet es dem Bedienerdas rekonstruierte Bild und andere Daten von der Hauptsteuereinrichtung 66 zubetrachten. Die von dem Bediener gelieferten Befehle und Parameterwerden von der Hauptsteuereinrichtung 66 zur betriebsmäßigen Steuerungder Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52,der Gantrymotorsteuervorrichtung 60 und des DAS 62 benutzt.Außerdemsteuert die Hauptsteuereinrichtung 66 eine Tischmotorsteuervorrichtung 74 an,die zur Positionierung des Patienten 44 in der Gantry 34 denTisch 42 verschiebt.The main control device 66 also receives from an operator panel 70 Commands and scan parameters. A screen 72 allows the operator to reconstruct the image and other data from the main controller 66 consider. The commands and parameters supplied by the operator are carried out by the main control device 66 for operational control of the X-ray control device 52 , the gantry motor control device 60 and the DAS 62 used. The main control device also controls 66 a table motor control device 74 to help position the patient 44 in the gantry 34 the table 42 shifts.
    [0037] DieRöntgenstrahlsteuervorrichtung 52,die Gantrymotorsteuervorrichtung 60, die Bildrekonstruktionseinrichtung 64,die Hauptsteuereinrichtung 66 und die Tischmotorsteuervorrichtung 74 basieren mitVorzug auf Mikroprozessoren, etwa einem Computer mit einer zentralenVerarbeitungseinheit (CPU), einem Speicher (RAM und/oder ROM) undzugeordneten Eingangs- und Ausgangsbussen. Die Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52,die Gantrymotorsteuervorrichtung 60, die Bildrekonstruktionseinrichtung 64,die Hauptsteuereinrichtung 66 und die Tischmotorsteuervorrichtung 74 können jeweilsTeil einer zentralen Steuereinheit sein oder aber jedes dieser Elementekann, wie dargestellt, eine unabhängige Einzel komponente sein.The X-ray control device 52 who have favourited Gantry Motor Controller 60 , the image reconstruction device 64 , the main control device 66 and the table motor control device 74 are preferably based on microprocessors, such as a computer with a central processing unit (CPU), a memory (RAM and / or ROM) and associated input and output buses. The X-ray control device 52 who have favourited Gantry Motor Controller 60 , the image reconstruction device 64 , the main control device 66 and the table motor control device 74 can each be part of a central control unit or each of these elements can, as shown, be an independent individual component.
    [0038] Beiden nachfolgenden Ausführungsformen kanneine Katodenemissionsvorrichtung irgendeine Elektronen emittierendeVorrichtung oder Komponente sein. Eine Katodenemissionsvorrichtungkann sich auf eine Katode, ein Röntgenstrahlröhren-KVP, eine emittierendeKatodenfläche,eine Katodenelement oder eine andere an sich bekannte Elektronen emittierendeVorrichtung oder Komponente beziehen.In the following embodiments, a cathode emission device may be any electron emitting device or component. A cathode emission device can rest on a cathode, an X-ray tube KVP, obtain an emitting cathode surface, a cathode element or another electron-emitting device or component known per se.
    [0039] Bezugnehmendnun auf 5 ist dort eine blockbildartigeschematische vergrößerte Querschnittsdarstellungeines Energiediskriminierungssystems 50' mit einem einzigen rotierendenTarget 80 einer Anode 81 gemäß einer Ausführungsformder vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Eine erste Katodenemissionsvorrichtung 82 undeine zweite Katodenemissionsvorrichtung 84 emittieren Elektronen, dieso geleitet sind, dass sie auf das Target 80 auftreffen.Zwischen der ersten Katodenemissionsvorrichtung 82 unddem Anodentarget 80 ist ein erstes KVP vorhanden, das durcheine erste, im Wesentlichen lineare, filtereingangsseitige Spektrumkurve derAnzahl Röntgenstrahlenpro Energieniveau dargestellt werden kann. Ein zweites KVP, dasvon dem ersten KVP verschieden ist, besteht zwischen der zweitenKatodenemissionsvorrichtung und dem Anodentarget 80; eskann durch eine zweite näherungsweiselineare, filtereingangsseitige Spektrumkurve der Anzahl Röntgenstrahlenpro Energieniveau dargestellt werden. Die filtereingangsseitigenSpektrumkurven könnenunter Verwendung der Cramerschen Regel in an sich bekannter Weisedargestellt sein. Die filtereingangsseitige Spektrumkurve des ersten KVPweist einen anderen Anstieg wie die filtereingangsseitige Spektralkurvedes zweiten KVP auf.Now referring to 5 there is a block diagram-like schematic enlarged cross-sectional representation of an energy discrimination system 50 ' with a single rotating target 80 an anode 81 according to an embodiment of the present invention. A first cathode emission device 82 and a second cathode emission device 84 emit electrons that are directed so that they hit the target 80 incident. Between the first cathode emission device 82 and the anode target 80 there is a first KVP which can be represented by a first, essentially linear, filter input-side spectrum curve of the number of X-rays per energy level. A second KVP, different from the first KVP, exists between the second cathode emission device and the anode target 80 ; it can be represented by a second approximately linear, filter input-side spectrum curve of the number of X-rays per energy level. The spectrum input-side spectrum curves can be represented in a manner known per se using Cramer's rule. The filter input side spectrum curve of the first KVP has a different rise than the filter input side spectral curve of the second KVP.
    [0040] BeimAuftreffen auf dem Target 80 wird eine Röntgenstrahlungin Gestalt von Röntgenstrahlen 85, 85 erzeugt,die durch ein rotierendes Filter 88 geleitet werden. Dasrotierende Filter 88 enthält ein erstes Filter 90 undein zweites Filter 92; die beiden Filter 90, 92 habenvoneinander verschiedene Energieabsorptionskennlinien. Wenngleichhier ein rotierendes Filter Verwendung findet, so können dochauch andere Filtervorrichtungen mit zwei oder mehr Filtern verwendetwerden. Bei einer Ausführungsformverhindert jedes der Filter 90, 92 den Durchgangvon Röntgenstrahlen,die jeweils einem Energieniveau entsprechen, das unterhalb dem demRöntgenstrahl 85 bzw. 86 jeweilszugeordneten, vorbestimmten Energieniveau liegt. Die Filter 90, 92 wirkenbei der angeführtenAusführungsformtatsächlichals Tiefpassfilter. Die Filter könnennatürlichauch als Bandpass-, Engpass-, Hochpassfilter, als digitales Filteroder als Filter anderer bekannter Art wirken.When hitting the target 80 becomes X-rays in the form of X-rays 85 . 85 generated by a rotating filter 88 be directed. The rotating filter 88 contains a first filter 90 and a second filter 92 ; the two filters 90 . 92 have different energy absorption characteristics. Although a rotating filter is used here, other filter devices with two or more filters can also be used. In one embodiment, each of the filters prevents 90 . 92 the passage of x-rays, each corresponding to an energy level below that of the x-ray 85 respectively. 86 assigned, predetermined energy level. The filters 90 . 92 actually act as a low-pass filter in the embodiment mentioned. The filters can of course also act as a bandpass, bottleneck, high-pass filter, as a digital filter or as a filter of another known type.
    [0041] DieRöntgenstrahlen 86, 86 werdenbeim Durchgang durch die Filter 90, 92 miteinandervermischt, so dass sie einen filterausgangsseitigen Strahl 93 mitmehreren RöntgenstrahlmengenEnergiescheitelwerten erzeugen, was daher rührt, dass von den Vorrichtungen 82, 84 unterschiedlicheMengen von Elektronen bei den jeweils zugeordneten Energieniveauserzeugt werden und was auf die unterschiedlichen Absorptionskennliniender Filter 90, 92 zurückzuführen ist. Die Filter 90, 92 können wirkungsmäßig verschiedeneEnergiedurchlassbereiche aufweisen, so dass Röntgenstrahlen jeweils innerhalbeines vorbestimmten Energiebereiches durch die Filter 90, 92 durchgelassenwerden. Die Energiedurchlassbereiche können jede beliebige Größe aufweisenund irgendeinem Energieniveau oder irgendwelchen Energieniveauszugeordnet sein.The X-rays 86 . 86 are going through the filters 90 . 92 mixed together so that they have a filter output beam 93 generate peak energy values with multiple sets of x-rays, which is because of the devices 82 . 84 Different amounts of electrons are generated at the respectively assigned energy levels and what the different absorption characteristics of the filter 90 . 92 is due. The filters 90 . 92 can functionally have different energy transmission ranges, so that X-rays each pass within a predetermined energy range through the filters 90 . 92 be allowed through. The energy passband can be of any size and can be associated with any energy level or levels.
    [0042] EineRöntgenstrahlsteuervorrichtung 52' ist an dieVorrichtungen 82, 84 und eine Filterdrehvorrichtung 94 elektrischangekoppelt, die ihrerseits mit dem Filter 88 gekuppeltist und dieses in Umdrehung versetzt. Die Steuervor richtung 52' bewirkte einen synchrone Übertragungzwischen den Vorrichtungen 82, 84 und dem Filter 90 bzw. 92.Die Steuervorrichtung 52' kannin Gestalt eines integralen Teils der Röntgenstrahlsteuervorrichtung 52 oderder Hauptsteuereinrichtung 66 vorliegen oder ein Teil dieser sein;sie kann aber auch eine getrennte Steuereinrichtung oder irgendeineandere an sich bekannte Steuereinrichtung sein.An x-ray control device 52 ' is on the fixtures 82 . 84 and a filter rotating device 94 electrically coupled, which in turn is connected to the filter 88 is coupled and this rotates. The control device 52 ' caused synchronous transmission between the devices 82 . 84 and the filter 90 respectively. 92 , The control device 52 ' can be in the form of an integral part of the X-ray control device 52 or the main control device 66 present or be part of it; but it can also be a separate control device or any other control device known per se.
    [0043] Bezugnehmendnun auf 6 ist dort eine schematischeblockbildartige vergrößerte Ansichteines Energiediskriminierungssystems 50'' mitrotierenden Doppelanodentargets 100 gemäß einer weiteren Ausführungsformder vorliegenden Erfindung dargestellt. Eine erste Katodenemissionsvorrichtung 82' und eine zweiteKatodenemissionsvorrichtung 84' emittieren Elektronen, die sogeleitet sind, dass sie auf ein erstes rotierendes Target 102 bzw.auf ein zweites rotierendes Target 104 einer Anode 106 auftreffen.Zwischen der ersten Katodenemissionsvorrichtung 82 unddem rotierenden Target 102 besteht ein erstes KVP während zwischender zweiten Katodenemissionsvorrichtung 84' und dem rotierenden Target 104 einzweites KVP vorhanden ist, ähnlich wiebei der Ausführungsformnach 5. Beim Auftreffenauf den Targets 100, 204 wird eine Röntgenstrahlungin Gestalt von Röntgenstrahlen 108 erzeugt,die durch das rotierende Filter 88 geleitet werden, wobeisie beim Ausgang aus dem Filter 88 miteinander vermischtwerden, um so einen filterausgangsseitigen Strahl 109 zubilden. Wenngleich hier das rotierende Filter 88 verwendetwird, so können dochauch andere Filtervorrichtungen mit einem oder mehreren Filterneingesetzt werden. Die Filter 90, 92 können vorübergehendaktiv oder ortsfest sein. Der Strahl 109 weist, wie insbesondereaus 8 zu entnehmen,zwei oder mehr Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerteauf.Now referring to 6 there is a schematic block diagram enlarged view of an energy discrimination system 50 '' with rotating double anode targets 100 according to a further embodiment of the present invention. A first cathode emission device 82 ' and a second cathode emission device 84 ' emit electrons that are directed so that they hit a first rotating target 102 or on a second rotating target 104 an anode 106 incident. Between the first cathode emission device 82 and the rotating target 102 there is a first KVP between the second cathode emission device 84 ' and the rotating target 104 a second KVP is present, similar to the embodiment of FIG 5 , When hitting the targets 100 . 204 becomes X-rays in the form of X-rays 108 generated by the rotating filter 88 are passed, leaving the filter 88 are mixed with one another in order to form a filter output-side jet 109 to build. Although here the rotating filter 88 is used, other filter devices with one or more filters can also be used. The filters 90 . 92 can be temporarily active or stationary. The beam 109 shows how in particular 8th refer to two or more X-ray amount energy peak values.
    [0044] Wiebei der Ausführungsformnach 5 ist die Steu ervorrichtung 52' mit den Emissionsvorrichtungen 82', 84' und mit derFilterantriebsvorrichtung 94 elektrisch gekoppelt, dieihrerseits mit dem Filter 88 gekuppelt ist und dieses inUmdrehung versetzt. Die Steuervorrichtung 52' bewirkt eine synchrone Übertragungzwischen den Vorrichtungen 82'. 84' und dem Filter 90 bzw. 92.Bei einer alternativen Ausführungsformsind die Filter 90, 92 stationär, während die Vorrichtungen 82', 84' gleichzeitigangesteuert sind. Die 5, 6 veranschaulichen zwei mögliche Ausführungsformender vorliegenden Erfindung, doch können von dem Fachmann auchandere Ausführungsformenin einfacher Weise in Betracht gezogen werden. Es gibt eine beliebigeZahl von Anodentargets, Katodenemissionsvorrichtungen und Filter. Sokönnenz.B. die ersten Katodenemissionsvorrichtung 82 und diezweiten Katodenemissionsvorrichtung 84 durch eine einzigeKatodenemissionsvorrichtung ersetzt werden, die so wirkt, dass siezwei verschiedene KVPe erzeugt und zwischen diesen hin und her geht.Außerdemkönnenmehr als zwei Katodenemissionsvorrichtungen und/oder Filter verwendetwerden, um einen Strahl zu erzeugen, der eine beliebige Zahl vonRöntgenstrahlmengenenergiescheitelwertenaufweist. Diese Ausführungsbeispiel werdenim weiteren Detail im Nachstehenden beschrieben. Wenngleich es imHinblick auf die Genauigkeit, die Auflösung und Zwecke der Klarheitbevorzugt wird, wenigstens zwei Katodenemissionsvorrichtungen undwenigstens zwei Filter, wie bei den Ausführungsformen nach den 5, 6 dargestellt vorzusehen, so können dochauch unterschiedliche Mengen jedes dieser Elemente verwendet werden.As in the embodiment according to 5 is the control device 52 ' with the emission devices 82 ' . 84 ' and with the filter drive device 94 electrically coupled, which in turn is connected to the filter 88 is coupled and this rotates. The control device 52 ' effects synchronous transmission between the devices 82 ' , 84 ' and the filter 90 respectively. 92 , In an alternative embodiment, the filters are 90 . 92 stationary while the devices 82 ' . 84 ' are controlled at the same time. The 5 . 6 illustrate two possible embodiments of the present invention, but other embodiments can be readily considered by those skilled in the art. There are any number of anode targets, cathode emission devices, and filters. For example, the first cathode emission device 82 and the second cathode emission device 84 be replaced by a single cathode emission device which acts to produce two different KVPs and to go back and forth between them. In addition, more than two cathode emitting devices and / or filters can be used to generate a beam having any number of x-ray amount energy peak values. This embodiment will be described in further detail below. Although preferred in terms of accuracy, resolution, and clarity purposes, at least two cathode emission devices and at least two filters, as in the embodiments of FIGS 5 . 6 provided, different amounts of each of these elements can be used.
    [0045] Beieiner Anzahl alternativer Ausführungsformender Erfindung sind die Ausführungsformennach den 5, 6 so abgewandelt, dass lediglicheine einzige Katodenemissionsvorrichtung in Kombination mit demrotierenden Filter 88 verwendet ist. Das erste Filter 90 unddas zweite Filter 92 werden bei einem einzigen Röntgenstrahlabwechselnd so eingesetzt, dass ein Röntgenstrahl hinter dem Patientenerzeugt wird, der ein Energiespektrum mit zwei Scheitelwerten aufweist.Die einzige Katodenemissionsvorrichtung kann ein sich schnell änderndesKVP aufweisen, das in Verbindung mit einem im Wechselfilter odereinem rotierenden Filter verwendet werden kann.In a number of alternative embodiments of the invention, the embodiments are according to FIGS 5 . 6 modified so that only a single cathode emission device in combination with the rotating filter 88 is used. The first filter 90 and the second filter 92 are used alternately with a single X-ray beam so that an X-ray beam is generated behind the patient, which has an energy spectrum with two peak values. The only cathode emission device can have a rapidly changing KVP that can be used in conjunction with an exchangeable filter or a rotating filter.
    [0046] Beieinem weiteren Paar alternativer Ausführungsformen der vorliegendenErfindung sind die Ausführungsformennach den 5, 6 so abgewandelt, dass dieKatodenemissionsvorrichtungen 82, 82', 84, 84' in Verbindungmit einem einzigen ortsfesten Filter anstelle des rotierenden Filters 88 verwendetsind. Die Katodenemissionsvorrichtungen 82, 84 unddie Katodenemissionsvorrichtungen 82', 84' werden jeweils abwechselnd sowirksam gemacht, dass Röntgenstrahlenerzeugt werden, die verschiedene Energiespektrumprofile oder -Verteilungender Anzahl der Röntgenstrahlenpro Energieniveau aufweisen.In another pair of alternative embodiments of the present invention, the embodiments are according to FIGS 5 . 6 modified so that the cathode emission devices 82 . 82 ' . 84 . 84 ' in conjunction with a single fixed filter instead of the rotating filter 88 are used. The cathode emission devices 82 . 84 and the cathode emission devices 82 ' . 84 ' are alternately made so effective that X-rays are generated that have different energy spectrum profiles or distributions of the number of X-rays per energy level.
    [0047] Bezugnehmendauf 7 ist dort ein logischesFlussdiagramm dargestellt, das ein Verfahren zur Ausführung einerEnergiediskriminierung bei einem bildgebenden System gemäß einerAusführungsformder vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Der Einfachheit halberist das Verfahren nach 7 mitBezug auf die Ausführungsformender 5, 6 beschrieben; es ist jedoch nicht aufdiese angeführtenAusführungsformenbeschränkt.Referring to 7 there is shown a logic flow diagram illustrating a method for performing energy discrimination in an imaging system according to an embodiment of the present invention. The procedure is for the sake of simplicity 7 with reference to the embodiments of the 5 . 6 described; however, it is not limited to these embodiments.
    [0048] Beidem Schritt 110 emittieren eine oder mehrere Katodenemissionsvorrichtungen,wie die Emissionsvorrichtungen 82, 82', 84, 84' Elektronen, dieauf ein oder mehrere Anodentargets, wie die Targets 80, 100, 104 auftreffen,wie dies im Vorstehenden beschrieben wurde.At the step 110 emit one or more cathode emission devices, such as the emission devices 82 . 82 ' . 84 . 84 ' Electrons that target one or more anode targets 80 . 100 . 104 encounter as described above.
    [0049] Beidem Schritt 112 werden Röntgenstrahlen, wie die Röntgenstrahlen 86, 108,erzeugt, die mehrere Röntgenstrahlmengenenergiescheitelpunkteaufweisen. Zum Beispiel kann ein erster Röntgenstrahl 114 miteinem ersten Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert 116 undein zweiter Röntgenstrahl 118 miteinem zweiten Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert 120 erzeugtwerden; die Strahlen 114, 118 sind am Besten aus 6 zu ersehen, während dieScheitelwerte 116, 120 am Besten aus dem Energiespektrumdiagrammvor dem Patienten der 8 zuentnehmen sind. Der ersten Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwert 116 undder zweite Röntgenstrahlmengenscheitelwert 120 werdendurch ein jeweils entsprechendes KVP an der jeweiligen Katodenemissionsvorrichtung 82' bzw. 84' und durch Filternjedes der Röntgenstrahlen 108 durchdie Filter 90, 92 erzeugt.At the step 112 become X-rays like the X-rays 86 . 108 , which have multiple x-ray amount energy vertices. For example, a first x-ray 114 with a first x-ray amount energy peak 116 and a second x-ray 118 with a second x-ray amount energy peak 120 be generated; the Rays 114 . 118 are best off 6 to be seen while the peak values 116 . 120 best from the energy spectrum diagram in front of the patient who 8th can be seen. The first X-ray amount energy peak 116 and the second x-ray amount peak 120 are by a corresponding KVP on the respective cathode emission device 82 ' respectively. 84 ' and filtering each of the x-rays 108 through the filters 90 . 92 generated.
    [0050] Wenngleichbei dieser beschriebenen Ausführungsformdas Energiespektrumdiagramm lediglich zwei Scheitelwerte 116, 120 aufweist,kann an sich ein Energiespektrumsdiagramm jede beliebige Zahl vonScheitelwerten haben, indem die Zahl der Katodenemissionsvorrichtungen,die Filter und die Korellationen zwischen den Katodenemissionsvorrichtungenund den Filtern entsprechend verändert werden.Die Scheitelwerte 116, 120 können, wie dargestellt, vorbestimmtenHöckerbereichen 122, 124 entsprechen,die durch eine oder mehrere Trennbereiche 126 (von denenlediglich einer dargestellt ist), mit deutlich verringerten Röntgenstrahlmengengetrennt sind. Die Höckerbereiche 122, 124 unddie Trennbereiche 126 tragen dazu bei, zwischen Materialienmit ähnlichenMaterialenergiedichten genau zu unterscheiden.Although in this described embodiment, the energy spectrum diagram only two peaks 116 . 120 per se, an energy spectrum diagram can have any number of peaks by changing the number of cathode emission devices, the filters and the correlations between the cathode emission devices and the filters accordingly. The peak values 116 . 120 can, as shown, predetermined bump areas 122 . 124 correspond by one or more separation areas 126 (only one of which is shown) are separated with significantly reduced amounts of X-rays. The cusp areas 122 . 124 and the separation areas 126 help to differentiate precisely between materials with similar material energy densities.
    [0051] Nochmalsbezugnehmend auf 7 werden beidem Schritt 188 die Röntgenstrahlendurch das rotierende Filter 88 gefiltert. Die Steuervorrichtung 52' steuert zwischendem ersten Filter 90 und dem zweiten Filter 92 hinund her. Die Steuervorrichtung 52' steuert zwischen den Filtern 90, 92 wenigstens einmalfür jedeAnsicht bei einem Scannen des Patienten 44 hin und her.Referring to again 7 be at the step 188 the x-rays through the rotating filter 88 filtered. The control device 52 ' controls between the first filter 90 and the second filter 92 back and forth. The control device 52 ' controls between the filters 90 . 92 at least once for each view when scanning the pati ducks 44 back and forth.
    [0052] Beidem Schritt 130 werden die Röntgenstrahlen, wie die Röntgenstrahlen 93, 109,miteinander vermischt, um einen filterausgangsseitigen Röntgenstrahlzu erzeugen, der mehrere Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerteaufweist.At the step 130 the X-rays become like the X-rays 93 . 109 , mixed together to produce a filter output side X-ray beam that has multiple X-ray beam energy peak values.
    [0053] Beidem Schritt 132 wird der filteraussgangsseitige Röntgenstrahldurch wenigstens einen Teil des Patienten 44 durchgehenlassen.At the step 132 the x-ray beam at the filter output is passed through at least part of the patient 44 let it go.
    [0054] Beidem Schritt 134 empfängtder Detektor 40 den filterausgangsseitigen Röntgenstrahlund erzeugt in Abhängigkeitvon diesem ein Röntgenstrahlsignal,das eine Materialenergiedichtenunterscheidungsinformation, wie etwaZahl von Röntgenstrahlenpro Energieniveau enthält.Der Röntgenstrahldetektor 40 kannRöntgenstrahlmengenenergieniveaus derjedem der Scheitelwerte 116, 120 entsprechendenRöntgenstrahlenmessen und kann Röntgenstrahlmengenenergieniveausmessen, die den Höckerbereichen 122, 124 entsprechen,um die Energiediskriminierung mehrerer Materialien mit ähnlichenEnergiedichten zu erleichtern. Der Detektor 40 oder anderean sich bekannte Signalkonditionierungsvorrichtungen können dasRöntgenstrahlsignal sokonditionieren, dass die Unterschiede zwischen Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwertenwirksam vergrößert werdenindem unerwünschtevorbestimmte Energiedichteniveaus ausgefiltert werden.At the step 134 the detector receives 40 the filter output side X-ray beam and generates an X-ray signal in dependence thereon, which contains material energy density discrimination information, such as number of X-rays per energy level. The X-ray detector 40 can x-ray amount energy levels of each of the crest values 116 . 120 measure corresponding x-rays and can measure x-ray amount energy levels covering the bump areas 122 . 124 correspond to facilitate the energy discrimination of several materials with similar energy densities. The detector 40 or other signal conditioning devices known per se can condition the x-ray signal such that the differences between x-ray quantity energy peak values are effectively increased by filtering out undesired predetermined energy density levels.
    [0055] Beidem Schritt 136 erzeugt das System 30 in Abhängigkeitvon den Röntgenstrahlsignalenein Röntgenbildmit mehreren voneinander unterscheidbaren Energiedichtecharakteristiken,wie etwa Bildkontrastwerten, Helligkeitswerten, Farbänderung und/oderanderen an sich bekannten Unterscheidungs merkmalen.At the step 136 creates the system 30 depending on the x-ray signals, an x-ray image with several energy density characteristics that can be distinguished from one another, such as image contrast values, brightness values, color changes and / or other distinguishing features known per se.
    [0056] Beidem Schritt 138 werden Materialien und Materialdichtendes gescannten Teils des Patienten 44 identifiziert. DieMaterialien und Materialdichten können von einem Arzt über dieHauptsteuereinrichtung oder irgend eine andere an sich bekannteVorrichtung oder Technik bestimmt werden. Dadurch, dass mehrereRöntgenstrahlenergiescheitelwerte vorliegen,könnenMaterialien oder Materialkombinationen mit ähnlichen Dichten leichter voneinanderunterschieden werden, weil jedes Material oder jede Materialkombinationein unterschiedliches Röntgenstrahlenergiescheitelwertprofilaufweist.At the step 138 become materials and material densities of the scanned part of the patient 44 identified. The materials and material densities can be determined by a physician via the main control device or any other device or technique known per se. Because there are several X-ray energy peak values, materials or material combinations with similar densities can be more easily distinguished from one another, because each material or each material combination has a different X-ray energy peak value profile.
    [0057] DieRöntgenstrahlenergiescheitelwertprofile können außerdem dazuverwendet werden, verschiedene Bildmaterialunterscheidungsmerkmalezu erzeugen. So kann zum Beispiel eine erste Materialkombinationein Energiespektrum mit zwei Scheitelwerten zeigen, das einen erstenSatz von Werten erster Größe für jedenScheitelwert aufweist, währendeine andere Materialkombination ebenfalls ein Energiespektrum mitzwei Scheitelwerten zeigt, bei dem aber ein weiter Satz von Wertenzweiter und davon verschiedener Größe für jeden Scheitelwert vorliegt.Die Unterschiede in der Größe oderin den Scheitelwerten zwischen den beiden Materialkombinationenkönnenauf einem Röntgenbilddurch Verwendung einer oder mehrerer der oben erwähnten Unterscheidungsmerkmaleveranschaulicht werden.TheX-ray energy peak profiles can also do thisused different image material differentiatorsto create. For example, a first material combinationshow an energy spectrum with two peak values, the first oneSet of first size values for everyoneHas peak whileanother material combination also with an energy spectrumshows two peaks, but another set of valuessecond and different size for each peak value.The differences in size orin the peak values between the two material combinationscanon an x-rayby using one or more of the distinguishing features mentioned aboveare illustrated.
    [0058] Dieoben beschriebenen Schritte sollen lediglich ein illustratives Beispielveranschaulichen; die Schritte könnenabhängigvon der jeweiligen Anwendung synchron aufeinander folgend, gleichzeitigoder in einer unterschiedlichen Reihenfolge ausgeführt werden.TheThe steps described above are intended to be only an illustrative exampleillustrate; the steps candependentfrom the respective application in sync, in succession, simultaneouslyor in a different order.
    [0059] Dievorliegende Erfindung schafft ein Energiediskriminationssystem und-verfahren zur leichten Unterscheidung zwischen Materialien undMaterialkombinationen, die ähnlicheEnergiedichten aufweisen. Die vorliegende Erfindung liefert dieseerhöhte Leistungsfähigkeitund die verbesserte Orts- undNiederkontrastauflösung,währendsie gleichzeitig die Röntgenstrahlbelastungeines Patienten auf ein Minimum reduziert.TheThe present invention provides an energy discrimination system and-Procedure for easy distinction between materials andMaterial combinations that are similarHave energy densities. The present invention provides thisincreased performanceand the improved local andLow contrast resolution,whilethe X-ray exposure at the same timeof a patient reduced to a minimum.
    [0060] Dieim Vorstehenden beschriebene Einrichtung kann vom Fachmann an verschiedeneEinsatzzwecke angepasst werden und ist nicht auf Steuersysteme oderandere Kommunikationssysteme beschränkt. Die beschriebene Erfindungkann auch abgewandelt werden, ohne den Schutzbereich der Erfindungzu verlassen wie er durch die nachfolgenden Patentansprüche definiertist.TheThe device described in the foregoing may be various to those skilled in the artApplications are customized and is not based on control systems orother communication systems limited. The described inventioncan also be modified without the scope of the inventionto leave as defined by the following claimsis.
    3232 RöntgenstrahlquelleX-ray source 4040 EnergiedifferenzierungsdetektorEnergy differentiation detector 5252 Steuervorrichtungcontrol device 8080 Targettarget 8181 Anodeanode 8282 ersteKatodenemissionsvorrichtungfirstKatodenemissionsvorrichtung 8484 zweiteKatodenemissionsvorrichtungsecondKatodenemissionsvorrichtung 9494 FilterantriebsvorrichtungFilter driving device 102102 erstesTargetfirsttarget 104104 zweitesTargetsecondtarget
    权利要求:
    Claims (10)
    [1]
    Röntgenstrahlquellezur Ausführungeiner Energiediskriminierung bei einem bildgebenden System, dieaufweist: – wenigstenseine Katodenemissionsvorrichtung, die eine Anzahl Elektronen emittiert;und – wenigstenseine Anode (81) mit wenigstens einem Target (80)auf dem die Elektronenmenge auftrifft, um wenigstens einen Röntgenstrahlzu erzeugen, der eine Anzahl von Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwertenaufweist.X-ray source for performing energy discrimination in an imaging system, comprising: - at least one cathode emission device that emits a number of electrons; and - at least one anode ( 81 ) with at least one target ( 80 ) on which the quantity of electrons impinges in order to generate at least one X-ray beam which shows a number of X-ray quantity energy beams tel values.
    [2]
    Quelle nach Anspruch 1, bei der die wenigstens eineKatode aufweist: – eineerste Katodenemissionsvorrichtung (82), die eine ersteElektronenmenge emittiert: und – eine zweite Katodenemissionsvorrichtung(84), die eine zweite Elektronenmenge emittiert.The source of claim 1, wherein the at least one cathode comprises: a first cathode emission device ( 82 ) which emits a first quantity of electrons: and - a second cathode emission device ( 84 ), which emits a second quantity of electrons.
    [3]
    Quelle nach Anspruch 2, bei der die erste Katodenemissionsvorrichtung(82) eine erste Elektronenmenge bei einem ersten KVP unddie zweite Katodenemissionsvorrichtung (84) die zweiteElektronenmenge bei einem zweiten KVP emittiert.The source of claim 2, wherein the first cathode emission device ( 82 ) a first amount of electrons in a first KVP and the second cathode emission device ( 84 ) the second quantity of electrons is emitted by a second KVP.
    [4]
    Quelle nach Anspruch 1 bei der die wenigstens eineAnode aufweist: – einerstes Target (102), das eine erste Elektronemenge empfängt; und – ein zweitesTarget (104), das eine zweite Elektronenmenge empfängt.Source according to Claim 1, in which the at least one anode comprises: a first target ( 102 ) that receives a first amount of electrons; and - a second target ( 104 ), which receives a second set of electrons.
    [5]
    Quelle nach Anspruch 1, die außerdem wenigstensein Filter aufweist, das wenigstens einen Teil des wenigstens einenElektronenstrahls absorbiert.Source according to claim 1 , which also has at least one filter that absorbs at least a portion of the at least one electron beam.
    [6]
    Bildgebendes System, das aufweist: Eine Röntgenstrahlquelle(32), die aufweist: – wenigstens eine Katodenemissionsvorrichtung,die eine Menge Elektronen emittiert; und – wenigstens eine Anode mitwenigstens einem Target (80) auf das die Elektronemengeauftrifft um wenigstens einen Elektronenstrahl mit mehreren Röntgenstrahlmengenscheitelwertenzu erzeugen und – einenEnergiedifferenzierungsdetektor (40) der den wenigstenseinen Röntgenstrahlempfängtund ein Röntgenstrahlsignalerzeugt, das eine Materialenergiedifferenzierungsinformation enthält.Imaging system comprising: an x-ray source ( 32 ) comprising: - at least one cathode emission device which emits a lot of electrons; and - at least one anode with at least one target ( 80 ) which the quantity of electrons strikes in order to generate at least one electron beam with several x-ray quantity peak values and - an energy differentiation detector ( 40 ) which receives the at least one x-ray beam and generates an x-ray signal which contains material energy differentiation information.
    [7]
    System nach Anspruch 6, bei dem die Röntgenstrahlquelle(32) wenigstens ein Filter aufweist, das wenigstens einenTeil des wenigstens einen Röntgenstrahlsabsorbiert.The system of claim 6, wherein the x-ray source ( 32 ) has at least one filter that absorbs at least part of the at least one X-ray beam.
    [8]
    System nach Anspruch 7, das außerdem aufweist: – eine Filter-Drehantriebsvorrichtung(94), die mit dem wenigstens einen Filter gekuppelt ist;und – eineSteuervorrichtung (52), die mit der Filter-Drehantriebsvorrichtungelektrisch gekoppelt ist und das wenigstens eine Filter in eineDrehbewegung versetzt.The system of claim 7, further comprising: a rotary filter drive device ( 94 ), which is coupled to the at least one filter; and - a control device ( 52 ), which is electrically coupled to the filter rotary drive device and which rotates at least one filter.
    [9]
    System nach Anspruch 6, das außerdem einen Röntgenstrahldetektoraufweist, der eine Anzahl von Röntgenstrahlmengenenergieniveausbei dem wenigstens einen Röntgenstrahlmisst.The system of claim 6, further comprising an x-ray detectorhaving a number of x-ray amount energy levelsat least one x-raymeasures.
    [10]
    Verfahren zur Ausführung einer Energiediskriminationbei einem bildgebenden System das beinhaltet: – Emittiereneiner Anzahl Elektronen; – Erzeugenwenigstens eines Röntgenstrahls,der eine Anzahl Röntgenstrahlmengenenergiescheitelwerteaufweist; – Leitendes wenigstens einen Röntgenstrahlsdurch wenigstens einen Teil eines Objekts; – Empfangen des wenigstenseinen Röntgenstrahls; – Erzeugeneines Röntgenbildesmit mehreren voneinander unterscheidbaren charakteristischen Merkmalenin Abhängigkeitvon dem wenigstens einen Röntgenstrahl;und – Identifizierenvon Materialien und Materialdichten des wenigstens einen Teils desObjektes anhand der unterscheidbaren charakteristischen Energiekennwerte.Procedure for performing energy discriminationfor an imaging system that includes:- emita number of electrons;- Produceat least one x-ray beam,which is a number of x-ray amount energy peak valueshaving;- Conductof the at least one x-rayby at least part of an object;- Receiving the leastan x-ray;- Producean x-raywith several distinguishable characteristic featuresdependent onfrom the at least one x-ray beam;and- Identifyof materials and material densities of the at least part of theObject based on the distinguishable characteristic energy parameters.
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    同族专利:
    公开号 | 公开日
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    US7778382B2|2010-08-17|
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    引用文献:
    公开号 | 申请日 | 公开日 | 申请人 | 专利标题
    法律状态:
    2011-12-01| R012| Request for examination validly filed|Effective date: 20110511 |
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    申请号 | 申请日 | 专利标题
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