DE102009044302A1

DE102009044302A1 - System und Verfahren zur schnellen Spitzenhochspannungsumschaltung für Zwei-Energie-CT

Info

Publication number: DE102009044302A1
Application number: DE102009044302A
Authority: DE
Inventors: Xiaoye Wu; David Allen Langan; Colin Richard Wilson; Yun Zou
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2008-10-24
Filing date: 2009-10-21
Publication date: 2010-04-29
Also published as: CN101726502A; CN101726502B; US20100104062A1; JP2010103111A; US7792241B2; JP5681356B2

Abstract

Ein CT-System beinhaltet eine drehbare Gantry (12) mit einer Öffnung (48) zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes (22) und eine mit der Gantry (12) gekuppelte Röntgenstrahlquelle (14), die dazu eingerichtet ist, Röntgenstrahlen (16) durch die Öffnung (48) zu projizieren. Die Röntgenstrahlquelle (14) verfügt über ein Target (100), eine erste Kathode (102), die dazu eingerichtet ist, einen ersten Elektronenstrahl (114) zu dem Target (100) zu emittieren, eine erste Gitterelektrode (108), die mit der ersten Kathode (102) gekoppelt ist, eine zweite Kathode (104), die dazu eingerichtet ist, einen zweiten Elektronenstrahl (116) zu dem Target (100) zu emittieren und eine zweite Gitterelektrode (112), die mit der zweiten Kathode (104) gekoppelt ist. Das System (10) beinhaltet einen Generator (29), der dazu eingerichtet ist, an die erste Kathode (102) eine erste kVp-Spannung und an die zweite Kathode (104) eine zweite kVp-Spannung anzulegen und einen Detektor (123), der an der Gantry (12) angebracht und so positioniert ist, dass er durch die Öffnung (48) durchgehende Röntgenstrahlen (16) empfängt. Das System (10) beinhaltet außerdem eine Steuereinrichtung (28), die dazu eingerichtet ist, eine Gitterspannung an die erste Gitterelektrode (108) anzulegen, um die Emission des ersten Elektronenstrahls (114) zu dem Target zu blockieren, die Gitterspannung an die zweite Gitterelektrode (112) anzulegen, um die Emission des zweiten Elektronenstrahls (116) zu dem Target (100) zu ...

Description

Hintergrund der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein die diagnostische Bildgebung und mehr im einzelnen eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Akquirieren von Bilddaten in mehr als einem Energiebereich unter Verwendung einer Multi-Energiebildgebungsquelle.
Bei Computertomografie (CT)-Bildgebungssystemen emittiert typischerweise eine Röntgenstrahlquelle einen fächerförmigen oder kegelförmigen Strahl auf ein Subjekt oder ein Objekt wie etwa einem Patienten oder ein Gebäckstück. Im Nachfolgenden umfassen die Ausdrücke „Subjekt” und „Objekt” alles was der Bildgebung fähig ist. Der Strahl trifft, nachdem er durch das Subjekt geschwächt worden ist auf ein Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorarray empfangen Strahlung des Strahls ist typischerweise von der Schwächung des Röntgenstrahls durch das Subjekt abhängig. Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein eigenes elektrisches Signal, das für den an jedem Detektorelement empfangenen geschwächten Strahl kennzeichnend ist. Diese elektrischen Signale werden zur Weiterverrechnung einem Datenverarbeitungssystem zugeführt, das schließlich ein Bild erzeugt.
Üblicherweise werden die Röntgenstrahlquelle und das Detektorarray innerhalb einer Bildgebungsebene und rings um das Subjekt über die Gantry gedreht. Zu Röntgenstrahlquellen gehören typischerweise Röntgenröhren, die den Röntgenstrahl an einem Brennfleck emittieren. Röntgen strahldetektoren weisen typischerweise einen Kollimator zur Kollimierung von an dem Detektor empfangenen Röntgenstrahlen, einen Szintillator zur Umwandlung von Röntgenstrahlen in Lichtenergie nahe des Kollimators und Fotodioden zum Empfangen der Lichtenergie von dem jeweils benachbarten Szintillator auf um daraus elektrische Signale zu erzeugen.
Typischerweise wandelt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlen in Lichtenergie um. Jeder Szintillator entlädt die Lichtenergie zur einer ihm benachbarten Fotodiode. Jede Fotodiode spricht auf die Lichtenergie an und erzeugt ein entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangsgrößen der Fotodioden werden dann dem Datenverarbeitungssystem zur Bildrekonstruktion zugeführt.
Ein CT-Bildgebungssystem kann ein energieempfindliches (ES) Multi-Energie (ME) und/oder Dualenergie (DE) CT-Bildgebungssystem enthalten, das jeweils als ESCT, MECT und/oder DECT Bildgebungssystem bezeichnet werden kann, um Daten zur Materialzerlegung oder einer effektiven Z-Estimation zu akquirieren. Derartige Systeme können einen Szintillator oder anstelle des Szintillators ein Direktumwandlungsdetektormaterial verwenden. Das ESCT, MECT und/oder DECT Bildgebungssystem ist beispielsweise so konfiguriert, dass es auf verschiedene Röntgenspektra anspricht. So kann zum Beispiel ein übliches CT-System der dritten Generation Projektionen sequenziell bei verschiedenen Spitzen-Kilovoltspannung (kVp) Betriebspegeln der Röntgenröhre akquirieren, was die Energiespitzenwerte und das Energiespektrum der die emittierten Röntgenstrahlen beinhaltenden auftreffenden Photonen verändert. Energieempfindliche Detektoren können in der Weise eingesetzt werden, dass jedes Röntgenstrahlphoton, das den jeweiligen Detektor erreicht, mit seiner Photonenenergie aufgezeichnet wird.
Zu Techniken zum Erhalten energieempfindlicher Messwerte gehören: (1) Einscannen mit zwei verschiedenen Energiespektren und (2) Detektieren der Photonenenergie entsprechend der Energieablage in dem Detektor. ESCT/MECT/DECT liefert eine Energiediskrimination und eine Materialcharakterisierung. Bei fehlender Objektstreuung leitet das System zum Beispiel das Verhalten bei verschiedener Energie auf der Grundlage des Signals von zwei entsprechenden Bereichen der Photonenenergie aus von dem Spektrum ab: Den Nieder-Energie und den Hoch-Energieanteilen des einfallenden Röntgenspektrums. In einem für medizinische CT relevanten gegebenen Energiebereich dominieren zwei physikalische Prozesse die Röntgenschwächung: (1) Die Comptonstreuung und (2) der fotoelektrische Effekt. Die von zwei Energiebereichen detektierten Signale liefern genügend Information um die Energieabhängigkeit des der Bildgebung unterworfenen Materials aufzulösen. Außerdem liefern detektierte Signale von zwei Energiebereichen ausreichend Information, um die jeweilige Zusammensetzung eines aus zwei hypothetischen Materialien zusammengesetzten Objektes oder die effektive Atomzahlverteilung in dem gescannten Objekt zu bestimmen.
Ein hauptsächliches Ziel des energieempfindlichen Scannens liegt darin, diagnostische CT-Bilder zu erhalten, die die Information (Kontrastunterscheidung, Materialspezifizität, etc.) in dem Bild durch Verwendung von zwei Scanns bei unterschiedlichen chromatischen Energiezuständen zu verbessern. Es wurden schon eine Anzahl technischer Vorgangsweisen vorgeschlagen, um ein energieempfindliches Scannen durchzuführen, einschließlich des Akquirierens zweier Scanns, und zwar entweder (1) Back-to-Back zeitlich aufeinanderfolgend, wobei die Scanns zwei Umläufe der Gantry um das Subjekt erfordern oder (2) ineinander verschachtelt als Funktion des Drehwinkels, was einen Um lauf rings um das Objekt erfordert, bei dem die Röhre beispielsweise auf dem Potential von 80 kVp und 140 kVp arbeitet. Hochfrequenzgeneratoren ermöglichen es, das kVp-Potential der Hochfrequenzprojektionsquelle für elektromagnetische Energie bei wechselnden Ansichten umzuschalten. Als Ergebnis können Daten für zwei energieempfindliche Scanns auf eine zeitlich ineinander verschachtelte Weise erhalten werden, im Gegensatz zu zwei getrennten Scanns, die mehrere Sekunden voneinander beabstandet sind, wie dies bei der früheren CT-Technologie erforderlich war.
Die Aufnahme von getrennten Scanns, die mehrere Sekunden voneinander beabstandet sind, kann zu einer Fehlaufzeichnung zwischen Datensätzen führen, die durch eine Bewegung des Patienten (sowohl externe Patientenbewegung als auch interne Organbewegung) und unterschiedliche Kegelwinkel hervorgerufen wird. Generell kann eine gebräuchliche zweipassduale kVp-Technik nicht zuverlässig angewandt werden, wo kleine Details bei Körpermerkmalen aufgelöst werden müssen, die in Bewegung sind.
Eine andere Technik zur Akquirierung von Projektionsdaten zur Materialzerlegung beinhaltet die Verwendung von energieempfindlichen Detektoren, wie etwa eines CZT oder eines anderen Direktumwandlungsmaterials, das elektronisch gepixelte Strukturen oder an ihm angeordnete Anoden aufweist. Diese Technologie hat aber typischerweise eine niedrige Sättigungsflussrate, die nicht ausreichend sein kann, außerdem kann die mit der gegenwärtigen Technologie erzielte maximale Photonenzählrate zwei oder drei Größenordnungen unter dem liegen, was für medizinische Mehrzweckröhren-CT-Anwendungen erforderlich ist.
Es besteht deshalb der Wunsch, eine Vorrichtung und ein Verfahren zum schnellen Umschalten zwischen Ener gieniveaus und zum Akquirieren von Bildgebungsdaten in mehr als einem Energiebereich zu schaffen.
Kurze Beschreibung der Erfindung
Ausführungsformen der Erfindung beziehen sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Akquirieren von Bildgebungsdaten in mehr als einem Energiebereich, die den im Vorstehenden geschilderten Nachteilen abhelfen.
Es werden ein Dual-Energie-CT-System und ein entsprechendes Verfahren geoffenbart. Ausführungsformen der Erfindung unterstützen die Akquisition sowohl von anatomischen Details als auch einer Gewebecharakterisierungsinformation für die medizinische CT und für in Gepäck enthaltene Komponenten. Energiediskrimatorische Information oder Daten können dazu verwendet werden, die Wirkungen der Strahlaufhärtung und dergleichen zu verringern. Das System unterstützt die Akquisition von diskriminatorischen Gewebedaten und liefert deshalb eine diagnostische Information, die auf eine Krankheit oder andere pathologische Zustände hinweist. Dieser Detektor kann auch dazu verwendet werden, Materialien zu detektieren, zu vermessen und zu charakterisieren, die in das Subjekt injiziert werden können, wie etwa von Kontrastmitteln und anderen spezialisierten Materialien, und zwar durch die Verwendung einer optimalen Energiegewichtung, um den Kontrast von Jod und Kalzium (und anderen hochatomischen oder sonstigen Materialien) zu fördern. Zu Kontrastmitteln können z. B. Jod gehören, das zur besseren Visualisierung in den Blutstrom injiziert werden kann. Beim Gepäckscannen gestattet die nach energieempfindlichen CT-Prinzipien erzeugte effektive Atomzahl die Verringerung von Bildartefakten, wie etwa Stahlaufhärtung, wie sie auch eine zusätzliche diskriminatorische Information zur Verringerung von Fehlalarmen liefert.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung weist das CT-System eine drehbare Gantry mit einer Öffnung zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes und eine mit der Gantry gekuppelte Röntgenstrahlquelle auf, die zur Projektion von Röntgenstrahlen durch die Öffnung eingerichtet ist. Die Röntgenstrahlquelle beinhaltet ein Target, eine erste Kathode, die zur Emission eines ersten Elektronenstrahls zu dem Target eingerichtet ist, eine mit der ersten Kathode gekoppelte Gitterelektrode, eine zweite Kathode, die zur Emission eines zweiten Elektronenstrahls zu dem Target eingerichtet ist und eine zweite Gitterelektrode, die mit der zweiten Kathode gekoppelt ist. Das System beinhaltet einen Generator, der dazu eingerichtet ist, die erste Kathode auf einen ersten kVp-Wert aufzuladen und die zweite Kathode auf einen zweiten kVp-Wert aufzuladen und einen Detektor, der an der Gantry befestigt und derart angeordnet ist, dass er Röntgenstrahlen, die durch die Öffnung durchgehen, empfängt. Das System beinhaltet außerdem eine Steuereinrichtung, die dazu eingerichtet ist, eine erste Gitterspannung an die erste Gitterelektrode anzulegen, um die Emission des ersten Elektronenstrahls zu dem Target zu blockieren, die Gitterspannung an die zweite Gitterelektrode anzulegen, um die Emission des zweiten Elektronenstrahls zu dem Target zu blockieren und um dual-energiebildgebende Daten von dem Detektor zu akquirieren.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung beinhaltet ein Verfahren zum Akquirieren von energieempfindlichen bildgebenden CT-Daten das Anlegen eines ersten Spannungspotentials zwischen einer ersten Kathode und einem Röntgenstrahlentarget und das Anlegen eines zweiten Spannungspotentials zwischen einer zweiten Kathode und dem Röntgenstrahlentarget, während das erste Spannungspotential zwischen der ersten Kathode und dem Röntgenstrahlentarget anliegt, wobei das zweite Spannungspotential von dem ersten Spannungspotential verschieden ist. Das Verfahren beinhaltet außerdem das Unterbrechen der Emission von Elektronen von der ersten Kathode zu dem Röntgenstrahlentarget, das Erhalten eines ersten Satzes von Bildgebungsdaten aus Röntgenstrahlen, die durch das zweite Spannungspotential erzeugt wurden und das Rekonstruieren eines Bildes aus akquirierten Bildgebungsdaten, wobei die akquirierten Bildgebungsdaten den ersten Satz Bildgebungsdaten umfassen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird ein Computer lesbares Speichermedium geschaffen, auf dem ein Computerprogramm gespeichert ist, das Anweisungen enthält, die bei ihrer Ausführung durch einen Computer den Computer veranlassen, ein erstes kVp-Potential zwischen einer ersten Kathode und einem Target und ein zweites kVp-Potential zwischen einer zweiten Kathode und dem Target anzulegen. Der Computer wird außerdem zum abwechselnden Anlegen einer Gittersteuerspannung an die erste Kathode und an die zweite Kathode veranlasst, um abwechselnd Elektronen daran zu hindern, jeweils das erste oder das zweite kVp-Potential zu überwinden und der Computer wird weiterhin veranlasst, ein Bild aus Röntgenstrahlen zu rekonstruieren, die jeweils bei der ersten und der zweiten kVp erzeugt worden sind.
Ein genaues Verständnis dieser und anderer Vorteile und Merkmale ergibt sich aus der nachfolgenden detaillierten Beschreibung von bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung, die im Zusammenhang mit den beigefügten Zeichnungen gegeben wird.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine bildliche Darstellung eines CT-Bildgebungssystems.
2 ist ein schematisches Blockdiagramm des in 1 veranschaulichten Systems.
3 ist eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Detektorarrays eines CT-Systems.
4 ist eine perspektivische Ansicht eines Detektors.
5 ist eine Veranschaulichung von zwei Kathodenröntgenstrahlröhren gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
6 ist eine Draufsicht auf ein Röntgenstrahlröhrentarget gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
7 ist eine Draufsicht auf ein Röntgenstrahlröhrentarget gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
Die 8 und 9 veranschaulichen die Betriebsweise der in 5 dargestellten Ausführungsform.
10 ist eine bildliche Darstellung eines CT-Systems zum Einsatz bei einem nichtinvasiven Gepäckinspektionssystem gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
Zu Diagnosegeräten gehören Röntgensysteme, Magnetresonanz(MR)-Systeme, Ultraschallsysteme, Computertomographie(CT)-Systeme, Positronenemissionstomographie(PET)- Systeme, Ultraschall, Nuklearmedizin und andere Arten von bildgebenden Systemen. Der Einsatz von Röntgenstrahlquellen umfasst Bildgebung, medizinische Anwendungen, Sicherheitsanwendungen und industrielle Inspektionsanwendungen. Für den Fachmann versteht sich jedoch, dass eine bestimmte Implementierung zur Verwendung mit Einschicht- oder Mehrschichtkonfigurationen verwendbar ist. Außerdem ist eine Implementierung für die Detektion und die Umwandlung von Röntgenstrahlen brauchbar. Dem Fachmann ist außerdem bekannt, dass eine Implementierung für die Detektion und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie einsetzbar ist. Eine Implementierung ist mit einem CT-Scanner der „dritten Generation” und/oder anderen CT-Systemen brauchbar.
Das Betriebsumfeld der vorliegenden Erfindung wird im Zusammenhang mit einem 64-Schichten-Computertomographie(CT)-System beschrieben. Es versteht sich für den Fachmann aber, dass die vorliegende Erfindung auch zum Einsatz bei anderen Mehrschichtkonfigurationen in gleicher Weise einsetzbar ist. Außerdem wird die vorliegende Erfindung im Hinblick auf die Detektion und die Umwandlung von Röntgenstrahlen beschrieben. Für den Fachmann ergibt sich aber, dass die vorliegende Erfindung in gleicher Weise auch für die Detektion und Umwandlung anderer hochfrequenter elektromagnetischer Energie einsetzbar ist. Die vorliegende Erfindung wird im Zusammenhang mit einem CT-Scanner der „dritten Generation” beschrieben, ist aber in gleicher Weise auch für andere CT-Systeme einsetzbar.
Bezugnehmend auf 1 ist dort ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 dargestellt, das eine Gantry 12 aufweist, die für einen CT-Scanner der „dritten Generation” repräsentativ ist. Die Gantry 12 trägt eine Röntgenstrahlquelle 14, die ein Röntgenstrahlbündel 16 zu einer Detektoranordnung oder einem Kollimator 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert. Bei Ausführungsformen der Erfindung beinhaltet die Röntgenstrahlquelle 14 entweder ein stationäres Target oder ein umlaufendes Target. Bezugnehmend nun auf 2 ist die Detektoranordnung 18 aus einer Mehrzahl von Detektoren 20 und Datenakquisitionssystemen (DAS) 32 gebildet. Die mehreren Detektoren 20 erfassen die projizierten Röntgenstrahlen, die durch einen medizinischen Patienten 22 durchgehen und die DAS 32 konvertieren diese Daten in digitale Signale für die nachfolgende Verarbeitung. Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Analogsignal, das die Intensität einer auftreffenden Röntgenstrahlung demgemäß des beim Durchgang durch den Patienten 22 geschwächten Röntgenstrahls wiedergibt. Während eines Scanns zur Akquirierung von Röntgenstrahlprojektionsdaten laufen die Gantry und die darauf montierten Komponenten um ein Drehzentrum 24 um.
Die Umlaufbewegung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlquelle 14 sind durch einen Steuermechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Der Steuermechanismus 26 beinhaltet eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und einen Generator 29, der der Röntgenstrahlquelle 14 Energie- und Taktsignale zuliefert und außerdem eine Gantrymotorsteuereinrichtung 30, die die Drehzahl und Position der Gantry 12 steuert. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt gesammelte und digitalisierte Röntgenstrahldaten von den DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion aus. Das rekonstruierte Bild wird als Eingangsgröße in einen Computer 36 eingegeben, der das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 abspeichert.
Der Computer 36 empfängt außerdem Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die irgendeine Bedienerschnittstelle aufweist, wie etwa eine Tastatur, eine Maus, einen stimmgesteuerten Controller oder irgendein anderes geeignetes Eingabegerät. Ein zugeordneter Bildschirm 42 erlaubt es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu betrachten. Die von dem Bediener zugeführten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 dazu verwendet, den DAS 32, der Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und der Gantrymotorsteuereinrichtung 30 Steuersignale und Informationen zu übermitteln. Außerdem betätigt der Computer 36 eine Tischmotor-Steuereinrichtung 44, die einen motorbetriebenen Tisch zur Positionierung des Patienten 22 und der Gantry 12 ansteuert. Speziell bewegt der Tisch 46 Patienten 22 ganz oder teilweise durch eine Gantryöffnung 48 der 1.
Das System 10 kann entweder in einem monopolaren oder in einem bipolaren Modus betrieben werden. Beim monopolaren Betrieb ist entweder die Anode geerdet, und an die Kathode ist ein negatives Potential angelegt oder die Kathode ist geerdet und ein positives Potential ist an die Anode angelegt. Umgekehrt ist im bipolaren Betrieb ein angelegtes Potential zwischen der Anode und der Kathode aufgeteilt. In jedem Fall, monopolar oder bipolar, ist ein Potential zwischen der Anode und der Kathode angelegt, und von der Kathode emittierte Elektroden werden durch das Potential zu der Anode hin beschleunigt. Wenn beispielsweise eine Differenzspannung von –140 kV zwischen der Kathode und der Anode aufrechterhalten ist und die Röhre von biopolarer Konstruktion ist, kann die Kathode zum Beispiel auf –70 kV gehalten sein und die Anode kann auf +70 kV gehalten sein. Im Gegensatz dazu, bei einer monopolaren Konstruktion, bei der in ähnlicher Weise eine –140 kV-Spannungsdifferenz zwischen der Kathode und der Anode liegt, ist die Kathode demgemäß auf diesem höheren Potential von –140 kV gehalten, während die Anode geerdet und damit bei etwa 0 kV gehalten ist. Dementsprechend arbeitet die Anode mit einer netto 140 kV Spannungsdifferenz zu der Kathode in der Röhre.
Wie in 3 dargestellt, weist die Detektoranordnung 18 Schienen 17 auf, zwischen denen Kollimationsblätter oder -platten 19 angeordnet sind. Die Platten 19 sind so angeordnet, dass sie Röntgenstrahlen 16 kollimieren, bevor diese Strahlen beispielsweise auf den Detektor 20 der 4 auftreffen, der auf der Detektoranordnung 18 angeordnet ist. Bei einer Ausführungsform weist die Detektoranordnung 18 57 Detektoren 20 auf, von denen jeder Detektor 20 eine Arraygröße von 64 × 16 Pixelelementen 50 aufweist. Im Ergebnis verfügt die Detektoranordnung 18 über 64 Zeilen und 916 Spalten (16 × 57 Detektoren), was es ermöglicht, dass bei jeder Umdrehung der Gantry 12 64 gleichzeitige Datenschichten gesammelt werden.
Bezugnehmend auf 4 beinhaltet der Detektor 20 ein DAS 32, wobei jeder Detektor 20 über eine Anzahl Detektorelemente 50 verfügt, die in einer Packung 51 angeordnet sind. Die Detektoren 20 weisen jeweils Stifte 52 auf, die in der Packung 51 den Detektorelementen 50 zugeordnet angeordnet sind. Die Packung 51 ist auf einem von hinten beleuchteten Diodenarray 53 mit einer Anzahl Dioden 59 angeordnet. Das von hinten beleuchtete Diodenarray 53 ist seinerseits auf einem Mehrschichtsubstrat 54 angeordnet. Auf dem Mehrschichtsubstrat 54 sind Abstandsteile 55 vorgesehen. Die Detektorelemente 50 sind mit dem von hinten beleuchteten Diodenarray 53 optisch gekoppelt, während das von hinten beleuchtete Diodenarray 53 seinerseits mit dem Mehrschichtsubstrat 54 elektrisch gekoppelt ist. An der Seite 57 des Mehrschichtsubstrats 54 und der DAS 32 sind flexible Schaltkreise 56 befestigt. Die Detektoren 20 sind in der Detektoranordnung 18 mittels der Stifte 52 positioniert.
Beim Betrieb einer Ausführungsform erzeugen auf die Detektorelemente 50 auftreffende Röntgenstrahlen Photonen, die die Packung 51 durchqueren und dabei ein Analogsignal erzeugen, das auf einer Diode in der von hinten beleuchteten Diodenanordnung 53 erfasst wird. Das so erzeugte Analogsignal wird durch das Mehrschichtsubstrat 54 und durch die flexiblen Schaltkreise 56 den DAS 32 zugeleitet, wo das Analogsignal in ein Digitalsignal umgewandelt wird.
5 veranschaulicht eine Ausführungsform des in den 1 und 2 dargestellten Systems 10. Das System 10 weist, wie erwähnt, eine Röntgenstrahlquelle 14, eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, einen Generator 29 und einen Computer 36 auf. Die Röntgenstrahlenquelle 14 enthält ein Target 100 (das von einem Standpunkt am Rand des Targets aus gesehen veranschaulicht ist) und eine erste und zweite Kathode 102, 104 auf. Die erste Kathode 102, eine erste Wendel 106 und ein Paar mA-Gitterelektroden 108. Die zweite Kathode 104 weist in ähnlicher Weise eine zweite Wendel 110 und ein Paar mA-Gitterelektroden 112 auf. Die Kathode 102 ist so angeordnet, dass sie einen ersten Elektronenstrahl 114 von der ersten Wendel 106 zu einem Brennfleck emittiert, während die Kathode 104 so angeordnet ist, dass sie einen zweiten Elektronenstrahl 116 bei dieser Ausführungsform zu dem Brennfleck 119 emittiert. Bei der dargestellten Ausführungsform fallen der Brennfleck 118 und der Brennfleck 119 zusammen und beaufschlagen das Target in im Wesentlichen der gleichen Position bezüglich einer (nicht dargestellten) Drehachse des Targets 100. Die erste und die zweite Wendel 106, 110 können die gleiche Größe haben oder sie können auch unterschiedlich bemessen sein, um jeweils einen Brennfleck gleicher oder unterschiedlicher Größe zu erzeugen. Jede Kathode 102, 104 ist dazu eingerichtet, dass an ihr eine Gitterspannung angelegt werden kann. Die mA-Gitterelektroden 108 der ersten Kathode 102 sind mit der Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 über eine Leitung 120 gekoppelt, während die mA-Gitterelektroden 112 der zweiten Kathode 104 mit der Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 über eine Leitung 122 gekoppelt sind. Die an die mA-Gitterelektroden 108, 112 angelegten Gitterspannungen, können zwischen einigen hundert Volt und einigen tausend Volt liegen.
Die 6 und 7 veranschaulichen grafisch Draufsichten auf das Target 100 und die erste und zweite Wendel 106, 110 gemäß Ausführungsformen der Erfindung. 6 zeigt die erste und die zweite Wendel 106 bzw. 110, angeordnet in (nicht dargestellten) Kathoden, wie etwa den Kathoden 102, 104 der 5, derart, dass der erste und der zweite Elektronenstrahl 114 bzw. 116 auf das Target 100 auf miteinander zusammenfallenden Brennflecken 118, 119 auftreffen, wie dies in 5 dargestellt ist. 7 veranschaulicht eine andere Ausführungsform, bei der die (nicht dargestellten) Kathoden und die jeweilige erste und zweite Wendel 106 bzw. 110 derart voneinander getrennt sind, dass die Brennflecken 118, 119 auf dem Target dicht im Wesentlichen an dem gleichen Ort bezüglich einer (nicht dargestellten) Drehachse des Targets 100 auftreffen, sondern stattdessen um einen Abstand 107 in einer X-Richtung gegeneinander versetzt sind. Außerdem zeigt 7 eine optionale Brennfleckposition 111, die so beschaffen ist, dass von ihr aus emittierte Röntgenstrahlen bezüglich der zweiten Wendel 110 in einer Z-Richtung versetzt sind. Wie gestrichelt dargestellt, kann die erste Wendel 106 anstelle eines Versatzes lediglich in einer X-Richtung auch in eine Position 109 versetzt sein, derart, dass der Brennfleck 111 durch einen Elektronenstrahl 113 beaufschlagt ist, der von der ersten Wendel 106 emittiert wird, wenn diese in der Position 109 positioniert ist. Gemäß dem, was in den 6 und 7 dargestellt ist, beinhalten Ausführungsformen der Erfindung das Emittieren von Röntgenstrahlen von dem gleichen Brennfleckort, wie dies in 6 dargestellt ist oder von in X- und/oder Z-Richtung versetzten Orten, wie dies die 7 zeigt.
Die 8 und 9 veranschaulichen graphisch das Anlegen einer Gitterspannung abwechselnd zwischen den Gitterelektroden 108 und den Gitterelektroden 112. Wie in 8 dargestellt, veranlasst die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, dass ein erstes Spannungspotential zwischen der ersten Kathode 102 und dem Target 100 über den Generator 29 angelegt wird. Die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 bewirkt gleichzeitig, dass ein zweites Spannungspotential zwischen der zweiten Kathode 104 und dem Target 100 über den Generator 29 angelegt wird. Bei einer Ausführungsform hat die erste Spannung 80 kVp und die zweite Spannung 140 kVp. Die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 128 legt eine Gitterspannung an die Gitterelektroden 108 an. Die erste Wendel 106 emittiert Elektronen 117 bei an die Gitterelektroden 108 angelegter Gitterspannung, aber die Gitterspannung leitet von der ersten Wendel 106 emittierte Elektronen 117 zu der Kathode 102 zurück. Demgemäß blockiert oder unterbricht die Gitterspannung die Emission von Elektronen 117 zu dem Target 100. Da an die Gitterelektroden 112 der zweiten Kathode 104 keine Gitterspannung angelegt ist, werden Elektronen 116 aus der zweiten Wendel 110 emittiert und über das zweite Spannungspotential zu dem Target 100 und, spezieller zu dem Brennfleck 118 hin beschleunigt, wo Röntgenstrahlen 16 mit einer zweiten Energie daraus erzeugt werden.
In einem nächsten Schritt des Betriebsablaufs, wie er in 9 veranschaulicht ist, veranlasst die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, dass an die Gitterelektroden 112 der zweiten Kathode 104 eine Gitterspannung angelegt wird, während von den Gitterelektroden 108 der ersten Kathode 102 deren Beaufschlagung mit der Gitterspannung weggenommen wird. Demgemäß bewirken die Gitterelektroden 112, an denen eine Gitterspannung anliegt, dass von der zweiten Wendel 110 emittierte Elektronen 119 zu der Kathode 104 zurückemittiert werden, so dass die Emissionen von Elektronen 119 zu dem Target 100 blockiert oder unterbrochen wird. Da an die Gitterelektroden 108 der ersten Kathode 102 keine Gitterspannung angelegt ist, werden Elektronen 114 von der ersten Wendel 106 emittiert und über das erste Spannungspotential zu dem Target 100 und, mehr speziell, zu dem Brennfleck 119 hin beschleunigt, wo aus ihnen Röntgenstrahlen 16 mit einer ersten Energie erzeugt werden.
Die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 legt schnell und abwechselnd Gitterspannungen an die Gitterelektroden 108, 112 jeweils über die Leitungen 120 bzw. 122 an, wie dies in den 8 und 9 dargestellt ist, während sie gleichzeitig schnell und abwechselnd Bildgebungsdaten in dem Detektor 123 von den mit erster bzw. zweiter Energie erzeugten Röntgenstrahlen akquiriert. Da das erste und das zweite Spannungspotential zwischen der jeweiligen Kathode 102, 104 und dem Target 100 dauernd angelegt sind, bewirkt der Wechsel der an die Gitterelektroden 108, 122 angelegten Gitterspannungen, dass Elektronen 114 bzw. 116 in entsprechend schnell wechselnder Weise emittiert werden, so dass von den Brennflecken 119, 118 Röntgenstrahlen 16 emittiert werden, die zunächst bei der ersten Spannung und sodann bei der zweiten Spannung erzeugt werden. Demgemäß kann die Röntgenstrahlquelle 14 Röntgenstrahlen auf zwei Spannungspegeln erzeugen, womit sie das System 10 in die Lage versetzt, Dual-Energiebildgebungsdaten von Röntgenstrahlen zu akquirieren, die rasch zwischen hoher und niedriger kVp abwechseln. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 34 der 2 kann demgemäß dann die Bildgebungsdaten als Pro jektionsdaten akquirieren und ein Bild unter Verwendung der Dual-Energiedaten rekonstruieren, die bei der hohen und der niedrigen kVp akquiriert wurden.
Die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 kann während des Betriebs gleichzeitig von beiden Sätzen Gitterelektroden 108, 112 die jeweils angelegte Gitterspannung wegnehmen. Demgemäß können, wenn keine Gitterspannungen anliegen, Elektronenstrahlen 114, 116 gleichzeitig von der jeweiligen ersten bzw. zweiten Wendel 106, 110 emittieren, und die an den Brennflecken 118, 119 erzeugten Röntgenstrahlen 16 haben ein Röntgenspektrum, das gleichzeitig auf dem ersten und dem zweiten Energieniveau erzeugt worden ist.
Für den Fachmann versteht sich, dass die Gitterspannungen an der jeweiligen Kathode 102 bzw. 104 beispielsweise in Synchronismus mit der Umlaufbewegung der Gantry 12 der 1 und 2 oder in Synchronismus mit dem Herzschlag eines Patienten (bei einer aufgetasteten Akquisition) angelegt werden können. Wie dargestellt, können die Brennflecken 118, 119 auf dem Target 100 an jeweils dem gleichen Ort bezüglich einer Drehachse des Targets 100 oder an davon in X-Richtung und/oder davon in sowohl in der X- als auch in der Z-Richtung versetzen Orten angeordnet sein. Auf diese Weise können Röntgenstrahlen 16 mit unterschiedlichen Energieniveaus schnell erzeugt werden. Da die Strahlen 114, 116 unabhängig voneinander gesteuert sind, können sie gleichzeitig oder zu verschiedenen Zeitpunkten ein- und ausgeschaltet werden. Da außerdem jede Kathode 102, 104 eigene Gitterelektroden 108 bzw. 112 und Heizwendelschaltungen aufweist, können der Strom oder die mA, die von der ersten und der zweiten Wendel 106 bzw. 110 emittiert werden, in ähnlicher Weise unabhängig voneinander angesteuert werden. Zusätzlich können, was nicht dargestellt ist, als Zusatz zu den Gitterelektroden 108, 112 bei jeder Kathode 102, 104 Fokussierungselektroden vorhanden sein, so dass die Strahlen 114, 116 bei ihrer Emission zu dem Target 100 hin gleichzeitig gittergesteuert und fokussiert werden. Bei dieser Anwendung können die Brennflecken 118, 119 statisch positioniert oder dynamisch positioniert sein, etwa bei einer Wobble-Anwendung.
Bezugnehmend nun auf 10 weist das Paket/Gepäckinspektionssystem 510 eine drehbare Gantry 512 mit einer in ihr ausgebildeten Öffnung 514 auf, durch welche Pakete oder Gepäckstücke durchgehen können. Die drehbare Gantry 512 enthält eine elektromagnetische Hochfrequenzenergiequelle 516 und eine Detektoranordnung 518 mit Szintillatorarrays, welche aus Szintillatorzellen, ähnlich jenen, die in den 4 und 5 dargestellt sind, bestehen. Außerdem ist ein Fördersystem 520 vorgesehen, das einen von einem Gestellt 524 abgestützten Fördergurt 522 aufweist, um zu scannende Pakete oder Gepäckstücke 526 automatisch und kontinuierlich durch die Öffnung 514 zu fördern. Während die Objekte 526 von dem Fördergurt 522 durch die Öffnung 514 gefördert werden, werden Bildgebungsdaten akquiriert, worauf der Fördergurt 522 die Objekte 526 auf kontrollierte und kontinuierliche Weise von der Öffnung 514 wegtransportiert. Im Ergebnis können Postinspektoren, Gepäckarbeiter und anderes Sicherheitspersonal den Inhalt von Paketen 526 nichtinvasiv auf Sprengstoffe, Messer, Waffen, Schmuggelgut, usw. inspizieren.
Eine Implementierung des Systems 10 und/oder 512 umfasst beispielsweise mehrere Komponenten, wie eine oder mehrere elektronische Komponenten, Hardwarekomponenten und/oder Computersoftwarekomponenten. Bei einer Implementierung des Systems 10 und/oder 510 kann eine Anzahl derartiger Komponenten miteinander kombiniert oder voneinander abgeteilt sein. Eine beispielhafte Komponente einer Implementierung des Systems 10 und/oder 510 verwendet und/oder enthält, wie für den Fachmann ohne weiteres verständlich, einen Satz und/oder Serien von Computeranweisungen, die mit jeder beliebigen Zahl von Programmiersprachen aufgeschrieben oder implementiert sind. Bei einem Beispiel weist eine Implementierung des Systems 10 und/oder 510 irgendeine (z. B. horizontale, schräge oder vertikale) Ausrichtung auf, wobei die hier enthaltene Beschreibung und Figuren eine beispielhafte Orientierung einer Implementierung des Systems 10 und/oder 510 zu Zwecken der Erläuterung illustrieren.
Bei einem Beispiel verwendet eine Implementierung des Systems 10 und/oder des Systems 510 ein oder mehrere computerlesbare Signalträgermedien. Ein computerlesbares Signalträgermedium speichert beispielsweise Software, Firmware und/oder Assembliersprache, um eine oder mehrere Teile einer oder mehrerer Implementierungen auszuführen. Ein Beispiel eines computerlesbaren Signalträgermediums für eine Implementierung des Systems 10 und/oder des Systems 510 weist das speicherbare Datenspeichermedium der Bildrekonstruktionseinrichtung 34 oder der Massenspeichervorrichtung 38 des Computers 36 auf. Ein computerlesbares Signalträgermedium für eine Implementierung des Systems 10 und/oder des Systems 510 weist bei einem Beispiel ein oder mehrere magnetische, elektrische, optische, biologische und/oder Atomdatenspeichermedien auf. So verfügt zum Beispiel eine Implementierung des computerlesbaren Signalträgermediums über Disketten, Magnetbänder, CD-ROMS, DVD-ROMS, Festplattenlaufwerke und/oder elektronische Speicher. Bei einem anderen Ausführungsbeispiel weist die Implementierung des computerlesbaren Signalträgermediums ein moduliertes Trägersignal auf, das über ein Netzwerk übertragen wird, welches beispielsweise ein oder mehrere Telefonnetzwerke, ein Nahbereichsnetwerk („LAN”) oder ein Weitverkehrsnetzwerk („WAN”), das Internet und/oder ein drahtloses Netzwerk aufweist oder mit einer Implementierung des Systems 10 und/oder des Systems 510 gekoppelt ist.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung beinhaltet ein CT-System eine drehbare Gantry mit einer Öffnung zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes und eine Röntgenstrahlenquelle, die mit der Gantry kuppelt und dazu eingerichtet ist, Röntgenstrahlen durch die Öffnung zu projizieren. Die Röntgenstrahlenquelle umfasst ein Target, eine erste Kathode, die dazu eingerichtet ist, einen ersten Elektronenstrahl zu dem Target zu emittieren, eine mit der ersten Kathode gekoppelte erste Gitterelektrode, eine zweite Kathode, die dazu eingerichtet ist, einen zweiten Elektronenstrahl zu dem Target zu emittieren und eine mit der zweiten Kathode gekoppelte zweite Gitterelektrode. Das System verfügt über einen Generator, der dazu eingerichtet ist, an die erste Kathode eine erste kVp-Spannung anzulegen und an die zweite Kathode eine zweite kVp-Spannung anzulegen und einen Detektor, der mit der Gantry verbunden und so positioniert ist, dass er durch die Öffnung verlaufende Röntgenstrahlen empfängt. Das System beinhaltet eine Steuereinrichtung, die dazu ausgelegt ist, eine Gitterspannung an die erste Gitterelektrode anzulegen, um die Emission des ersten Elektronenstrahls zu dem Target hin zu blockieren, eine Gitterspannung an die zweite Gitterelektrode anzulegen, um die Emission des zweiten Elektronenstrahls zu dem Target hin zu blockieren und Dual-Energiebildgebungsdaten von dem Detektor zu akquirieren.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung beinhaltet ein Verfahren zum Akquirieren energieempfindlicher CT-Bildgebungsdaten das Anlegen eines ersten Spannungspotentials zwischen einer ersten Kathode und einem Röntgenstrahlentarget und das Anlegen eines zweiten Spannungspotentials zwischen einer zweiten Kathode und dem Röntgenstrahlentarget, während das erste Spannungspotential zwischen der ersten Kathode und dem Röntgenstrahlentarget angelegt ist, wobei das zweite Spannungspotential von dem ersten Spannungspotential verschieden ist. Das Verfahren beinhaltet außerdem das Unterbrechen der Emission von Elektronen aus der ersten Kathode zu dem Röntgenstrahlentarget hin, das Erhalten eines ersten Satzes Bildgebungsdaten von den durch das zweite Spannungspotential erzeugten Röntgenstrahlen und das Rekonstruieren eines Bildes aus akquirierten Bildgebungsdaten, wobei die akquirierten Bildgebungsdaten den ersten Satz der Bildgebungsdaten enthalten.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung weist ein computerlesbares Speichermedium ein auf ihm gespeichertes Computerprogramm auf, das Instruktionen enthält, welche bei der Ausführung durch einen Computer den Computer veranlassen, ein erstes kVp-Potential zwischen einer ersten Kathode und einem Target und ein zweites kVp-Potential zwischen einer zweiten Kathode und dem Target anzulegen. Der Computer wird außerdem veranlasst, das Anlegen einer Gitterspannung an die erste Kathode und an die zweite Kathode miteinander abzuwechseln, um so abwechselnd Elektronen daran zu hindern, das erste bzw. das zweite kVp-Potential zu durchlaufen, wobei der Computer veranlasst wird, aus den bei dem ersten und dem zweiten kVp-Potential erzeugten Röntgenstrahlen ein Bild zu rekonstruieren.
Ein technischer Beitrag von dem beschriebenen Verfahren und der beschriebenen Vorrichtung liegt darin, dass diese eine computerimplementierte Vorrichtung und ein entsprechendes Verfahren zum Akquirieren von Bildgebungsdaten in mehr als einem Energiebereich unter Verwendung einer Multi-Energiebildgebungsquelle schaffen.
Wenngleich die Erfindung im Einzelnen lediglich in Verbindung mit einer beschränkten Anzahl von Ausführungsformen erläutert wurde, so versteht sich doch, dass die Erfindung nicht auf diese geoffenbarten Ausführungsformen beschränkt ist. Die Erfindung kann vielmehr so abgewandelt werden, so dass sie jede beliebige Anzahl von Varianten, Änderungen, Austauschmerkmalen oder äquivalenten Anordnungen beinhaltet, die im Vorstehenden nicht beschrieben sind, die aber von dem Gedanken und dem Schutzbereich der Erfindung umfasst sind. Außerdem umfasst die Erfindung, obgleich im Vorstehenden Einzel-Energie- und Dual-Energie-Techniken erläutert wurden, auch Lösungen mit mehr als zwei Energien. Weiterhin versteht sich, dass, wenngleich verschiedene Ausführungsformen der Erfindung beschrieben wurden, gewisse Aspekte der Erfindung lediglich einige der beschriebenen Ausführungsformen beinhalten können. Demgemäß ist die Erfindung durch die vorstehende Beschreibung nicht beschränkt; ihre Beschränkung findet sie lediglich durch den Schutzbereich der beigefügten Patentansprüche.
Ein CT-System beinhaltet eine drehbare Gantry 12 mit einer Öffnung 48 zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes 22 und eine mit der Gantry 12 gekuppelte Röntgenstrahlquelle 14, die dazu eingerichtet ist, Röntgenstrahlen 16 durch die Öffnung 48 zu projizieren. Die Röntgenstrahlquelle 14 verfügt über ein Target 100, eine erste Kathode 102, die dazu eingerichtet ist, einen ersten Elektronenstrahl 114 zu dem Target 100 zu emittieren, eine erste Gitterelektrode 108, die mit der ersten Kathode 102 gekoppelt ist, eine zweite Kathode 104, die dazu eingerichtet ist, einen zweiten Elektronenstrahl 116 zu dem Target 100 zu emittieren und eine zweite Gitterelektrode 112, die mit der zweiten Kathode 104 gekoppelt ist. Das System 10 beinhaltet einen Generator 29, der dazu eingerichtet ist, an die erste Ka thode 102 eine erste kVp-Spannung und an die zweite Kathode 104 eine zweite kVp-Spannung anzulegen und einen Detektor 123, der an der Gantry 12 angebracht und so positioniert ist, dass er durch die Öffnung 48 durchgehende Röntgenstrahlen 16 empfängt. Das System 10 beinhaltet außerdem eine Steuereinrichtung 28, die dazu eingerichtet ist, eine Gitterspannung an die erste Gitterelektrode 108 anzulegen, um die Emission des ersten Elektronenstrahls 114 zu dem Target zu blockieren, die Gitterspannung an die zweite Gitterelektrode 112 anzulegen, um die Emission des zweiten Elektronenstrahls 116 zu dem Target 100 zu blockieren und um Dual-Energiebildgebungsdaten von dem Detektor 123 zu akquirieren.

10: Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem
12: Gantry
14: Röntgenstrahlquelle
16: Röntgenstrahl
17: Schienen
18: Detektoranordnung oder Kollimator
19: Kollimatorblätter oder -platten
20: Mehrere Detektoren
22: Medizinischer Patient
24: Drehzentrum
26: Steuermechanismus
28: Röntgenstrahlensteuereinrichtung
29: Röntgenstrahlensteuereinrichtung 28 und Generator
30: Gantrymotorsteuereinrichtung
32: Datenakquisitionssystem (DAS)
34: Bildrekonstruktionseinrichtung
36: Computer
38: Massenspeichereinrichtung
40: Bediener mittels Konsole
42: Zugeordneter Bildschirm
44: Tischmotorsteuereinrichtung
46: Motorbetriebener Tisch
48: Gantryöffnung
50: Pixelelemente
51: Pack
52: Stifte
53: Von hinten beleuchtetes Diodenarray
59: Mehrere Dioden
54: Mehrschichtsubstrat
55: Abstandsteile
56: Flexible Schaltkreise
100: Target
102: Erste Kathode
104: Zweite Kathode
106: Erste Wendel
107: Abstand
108: Paar Milliampere-Steuerelektroden
109: Position
110: Zweite Wendel
111: Brennfleckposition
112: Paar Milliampere-Gitterelektroden
113: Elektronenstrahl
114: Elektronenstrahl
116: Zweiter Elektronenstrahl
117: Elektronen
118: Brennfleck
119: Brennfleck
120: Leitung
122: Leitung
123: Detektor
510: Paket/Gepdckinspektionssystem
512: Drehbare Gantry
514: Öffnung
516: Elektromagnetische Hochfrequenzenergiequelle
518: Detektoranordnung
520: Fördersystem
522: Fördergurt
524: Gestell
526: Pakete oder Gepäckstücke

Claims

CT-System (10), das aufweist: eine drehbare Gantry (12) mit einer Öffnung (48) zur Aufnahme eines zu scannenden Objektes (22); eine Röntgenstrahlquelle (14), die mit der Gantry (12) gekuppelt und dazu eingerichtet ist, Röntgenstrahlen (16) durch die Öffnung (48) zu projizieren, wobei die Röntgenstrahlquelle (14) aufweist: ein Target (100); eine erste Kathode (102), die dazu eingerichtet ist, einen ersten Elektronenstrahl (114) zu dem Target (100) zu emittieren; eine erste Gitterelektrode (108), die mit der ersten Kathode (102) gekoppelt ist; eine zweite Kathode (104), die dazu eingerichtet ist, einen zweiten Elektronenstrahl (116) zu dem Target (100) zu emittieren; und eine zweite Gitterelektrode (112), die mit der zweiten Kathode (104) gekoppelt ist; einen Generator (29), der dazu eingerichtet ist, an die erste Kathode (102) eine erste kVp-Spannung anzulegen und an die zweite Kathode (104) eine zweite kVp-Spannung anzulegen; einen Detektor (123), der an der Gantry (12) angebracht und so positioniert ist, dass er durch die Öffnung (48) durchgehende Röntgenstrahlen (16) empfängt; und eine Steuereinrichtung (28), die dazu eingerichtet ist eine Gitterspannung an die erste Gitterelektrode (108) anzulegen, um die Emission des ersten Elektronenstrahls (114) zu dem Target (100) zu blockieren; die Gitterspannung an die zweite Gitterelektrode (112) anzulegen, um die Emission des zweiten Elektronenstrahls (116) zu dem Target (100) zu blockieren; und Dual-Energiebildgebungsdaten von dem Detektor (123) zu akquirieren.
CT-System (10) nach Anspruch 1, bei dem die Steuereinrichtung (28) dazu eingerichtet ist, das Anlegen der Gitterspannung an die zweite Gitterelektrode (112) während der Anlage der Gitterspannung an der ersten Gitterelektrode (108) zu verhindern und bei dem die Steuereinrichtung (28) dazu eingerichtet ist, Dual-Energiebildgebungsdaten von Röntgenstrahlen (16) zu akquirieren, die von dem zweiten Elektronenstrahl (116) erzeugt wurden.
CT-System (10) nach Anspruch 1, bei dem der Generator (28) außerdem dazu eingerichtet ist, die erste kVp-Spannung und die zweite kVp-Spannung an die erste und die zweite Kathode (102, 104) jeweils gleichzeitig anzulegen.
CT-System (10) nach Anspruch 1, bei dem die angelegten Gitterspannungen mit der Umlaufbewegung der drehba ren Gantry (12) synchronisiert sind.
CT-System (10) nach Anspruch 1, bei dem das Target (100) entweder ein umlaufendes oder ein stationäres Target (100) ist.
CT-System (10) nach Anspruch 1, bei dem der erste Elektronenstrahl (114) auf einen ersten Fleck (119) auf dem Target (100) gerichtet ist und bei dem der zweite Elektronenstrahl (116) auf einen zweiten Fleck (118) auf dem Target (100) gerichtet ist, der von dem ersten Fleck (119) verschieden ist.
CT-System (10) nach Anspruch 1, bei dem der erste Elektronenstrahl (114) und der zweite Elektronenstrahl (116) jeweils auf einen gleichen Fleck (118, 119) auf dem Target (100) gerichtet sind.