DE102016207071A1 - Contrast-enhanced X-ray imaging with energy-variable X-ray source and switchable detector - Google Patents

Abstract

Es wird ein Verfahren zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von einem Untersuchungsbereich (FoV) eines Untersuchungsobjekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe (4), beschrieben. Bei dem Verfahren wird Röntgenstrahlung (R) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (RE1, RE2) im zeitlichen Wechsel erzeugt. Weiterhin werden mindestens erste und zweite kontrastmittelbeeinflusste Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) des zu untersuchenden Brustgewebes (4) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektra (RE1, RE2) im zeitlichen Wechsel erfasst. Auf Basis der erfassten mindestens ersten und zweiten kontrastmittelbeeinflussten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) wird schließlich ein multi-energetischer Bilddatensatz (BD) erzeugt. Es wird außerdem eine Steuerungseinrichtung (31) zum Ansteuern einer Röntgenbildgebungseinheit (37) eines Röntgenbildgebungssystems (30) beschrieben. Überdies wird ein Röntgenbildgebungssystem (30) beschrieben.A method is described for generating contrast-affected image data from an examination area (FoV) of an examination object, preferably to be examined breast tissue (4). In the method, X-radiation (R) is generated with at least two different X-ray energy spectra (RE1, RE2) in temporal change. Furthermore, at least first and second contrast-medium-influenced X-ray projection data (PD1, PD2) of the breast tissue (4) to be examined are detected with at least two different X-ray energy spectra (RE1, RE2) in temporal change. On the basis of the acquired at least first and second contrast-medium-influenced X-ray projection data (PD1, PD2), finally, a multi-energetic image data set (BD) is generated. A control device (31) for actuating an X-ray imaging unit (37) of an X-ray imaging system (30) is also described. Moreover, an x-ray imaging system (30) will be described.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe. Zudem betrifft die Erfindung eine Steuerungseinrichtung zum Ansteuern einer Röntgenbildgebungseinheit eines Röntgenbildgebungssystems. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Röntgenbildgebungssystem. The invention relates to a method for generating contrast-affected image data from an examination area of an examination object, preferably to be examined breast tissue. In addition, the invention relates to a control device for driving an X-ray imaging unit of an X-ray imaging system. Furthermore, the invention relates to an X-ray imaging system.

Für die Früherkennung von Mammakarzinomen spielt die Mammographie nach wie vor eine wichtige Rolle. Bei der klassischen Mammographie wird von der weiblichen Brust eine Röntgenaufnahme erstellt. Die dabei eingesetzte Röntgenstrahlung ist eine weiche Strahlung mit einer Energie von etwa 25 bis 35 keV. Zur Detektion der Röntgenstrahlung werden direkte digitale Detektoren und indirekte digitale Detektoren verwendet, um die emittierte Röntgenstrahlung zu erfassen. Direkte digitale Detektoren wandeln die Röntgenstrahlung direkt in ein elektrisches Signal um. Indirekte digitale Detektoren dagegen wandeln die Röntgenstrahlung erst in sichtbares Licht, das anschließend in ein elektrisches Signal umgewandelt wird. Die Röntgenaufnahmen werden auf einer speziellen Mammographie-Befundstation betrachtet, welche ein oder zwei Graustufenmonitore umfasst, mit denen die Röntgenbilder bildlich dargestellt werden. Eine Anordnung zur zweidimensionalen Mammographie ist in 1 gezeigt. Mammography continues to play an important role in the early detection of breast cancer. In classic mammography, an X-ray is taken of the female breast. The X-radiation used in this case is a soft radiation with an energy of about 25 to 35 keV. For the detection of the X-ray radiation direct digital detectors and indirect digital detectors are used to detect the emitted X-radiation. Direct digital detectors convert the X-rays directly into an electrical signal. Indirect digital detectors, on the other hand, convert the X-rays into visible light, which is then converted into an electrical signal. The X-ray images are viewed on a special mammographic finding station, which includes one or two grayscale monitors, with which the X-ray images are displayed. An arrangement for two-dimensional mammography is in 1 shown.

Bei der herkömmlichen zweidimensionalen Mammographie besteht das Problem, dass durch die Überlagerung verschiedener Gewebestrukturen krankhafte Veränderungen im Gewebe häufig verdeckt werden, so dass sie nicht erkannt werden. Dieses Problem versucht man zu kompensieren, indem man die Brust aus zwei unterschiedlichen Winkeln, „craniocaudal“ (CC) und „mediolateral oblique“ (MLO), d.h. einmal senkrecht und einmal im 45°-Winkel dazu, aufnimmt. In conventional two-dimensional mammography, there is the problem that the superimposition of various tissue structures often obscures pathological changes in the tissue so that they are not recognized. This problem is attempted to be compensated for by applying the breast from two different angles, "craniocaudal" (CC) and "mediolateral oblique" (MLO), i. once vertically and once at a 45 ° angle to picks up.

Die 3D-Brust-Tomosynthese bietet ein Bildgebungsverfahren, bei dem die Brust aus vielen unterschiedlichen Winkeln aufgenommen wird. Beispielsweise werden Aufnahmen in Winkeln von 15 bis 50 Grad aufgenommen. Insgesamt werden zum Beispiel zwischen 9 und 25 Aufnahmen aus unterschiedlichen Winkeln mit niedriger Dosis und hoher Beschleunigungsspannung aufgenommen, so dass die Gesamtdosis in etwa der einer klassischen zweidimensionalen Mammographieaufnahme entspricht. Aus den bei der Aufnahme erfassten Projektionsdaten werden Bilder für einzelne Schichten des Brustgewebes errechnet. Für die Rekonstruktion einer dreidimensionalen Abbildung eines zu untersuchenden Bereichs aus den erfassten Projektionsdaten kommt beispielsweise das Verfahren der gefilterten Rückprojektion zum Einsatz. Das resultierende dreidimensionale Bild kann zu Diagnosezwecken schichtweise betrachtet werden. Da Schichten über und unter der jeweils zur Ansicht ausgewählten Schicht bei der Befundung ausgeblendet werden können, sind Gewebeveränderungen leichter zu erkennen. Ein System zur dreidimensionalen Abbildung von Brustgewebe mit Hilfe der Tomosynthese ist in 2 dargestellt. 3D Breast Tomosynthesis provides an imaging technique that captures the breast from many different angles. For example, recordings are taken at angles of 15 to 50 degrees. In total, for example, between 9 and 25 recordings are taken from different angles with low dose and high acceleration voltage, so that the total dose corresponds approximately to that of a classical two-dimensional mammography image. From the projection data acquired during the recording, images are calculated for individual layers of the breast tissue. For the reconstruction of a three-dimensional image of an area to be examined from the acquired projection data, for example, the method of filtered rear projection is used. The resulting three-dimensional image can be viewed in layers for diagnostic purposes. Since layers above and below the layer selected for viewing can be hidden during the diagnosis, tissue changes are easier to detect. A system for the three-dimensional imaging of breast tissue by means of tomosynthesis is in 2 shown.

Zur Befundung wird zusätzlich zu einer Tomosynthesedarstellung auch eine zweidimensionale Mammographieaufnahme benötigt. Allerdings ist es belastend für den Patienten, wenn eine zweidimensionale Mammographieaufnahme zusätzlich zur Tomosynthese erstellt wird, weil in einem solchen Fall die Röntgendosis des Patienten erhöht würde. Daher wird hierfür häufig eine sogenannte synthetische zweidimensionale Mammographie angewandt, bei der aus dem Datensatz der dreidimensionalen Tomosynthese auf ein zweidimensionales Bild zurückgerechnet wird. For the diagnosis, a two-dimensional mammographic image is needed in addition to a tomosynthesis. However, it is distressing for the patient to produce a two-dimensional mammographic image in addition to tomosynthesis because in such a case the patient's X-ray dose would be increased. Therefore, a so-called synthetic two-dimensional mammography is often used for this, in which the data from the three-dimensional tomosynthesis is calculated back to a two-dimensional image.

Um Gewebestrukturen aus der bildlichen Darstellung eliminieren zu können, die möglicherweise Läsionen überdecken, wird bei der kontrastmittelbeeinflussten dual-energetischen Mammographie (CEDEM = contrast enhanced dual energy mammography = kontrastmittelbeeinflusste dual-energetische Mammographie) typischerweise nach vorheriger Kontrastmittelgabe eine Hochenergieaufnahme gefolgt von einer Niedrigenergie-Mammographieaufnahme unter Beibehaltung der Brustkompression durchgeführt. Zwischen den beiden Bildaufnahmen mit unterschiedlicher Röntgenenergie wird üblicherweise der Röntgenfilter gewechselt. Anschließend erfolgt nach einer Registrierung der Bildaufnahmen und einer gewichteten Subtraktion eine Erstellung eines rekombinierten Ergebnisbildes, in dem im Wesentlichen Bereiche besonders gut sichtbar dargestellt werden, in denen sich das Kontrastmittel angereichert hat. In order to eliminate tissue structures from the image that may cover lesions, contrast-enhanced dual energy mammography (CEDEM) typically requires high energy intake followed by low energy mammography after previous contrast agent administration performed while maintaining breast compression. Between the two images with different X-ray energy, the X-ray filter is usually changed. After a registration of the image recordings and a weighted subtraction, a creation of a recombined result image is then carried out, in which essentially areas are shown that are particularly clearly visible in which the contrast agent has accumulated.

Die unterschiedlichen Röntgenstrahlenenergien für das Niedrigenergiebild und das Hochenergiebild werden dabei derart gewählt, dass der Wert der niedrigeren Energie unterhalb des Energiewerts der Absorptionskante des verwendeten Kontrastmittels für Röntgenstrahlung liegt und der Wert der höheren Energie oberhalb des Energiewerts der Absorptionskante des verwendeten Kontrastmittels für Röntgenstrahlung liegt. Beispielsweise liegt die K-Absorptionskante für Röntgenstrahlung des Kontrastmittels Iod, im Folgenden auch kurz Röntgenkante genannt, bei 33,17 keV. Eine solche Wahl der Energiewerte für die Röntgenstrahlung für die unterschiedlichen Aufnahmen führt dazu, dass die von dem Kontrastmittel durchdrungenen Strukturen, wie zum Beispiel Läsionen, im Brustgewebe bei der Abbildung mit Röntgenstrahlung mit höherer Energie deutlicher erfasst werden als bei der Abbildung mit Röntgenstrahlung mit niedrigerer Energie. Erzeugt man ein Differenzbild aus beiden Abbildungen, so erhält man eine Abbildung der Läsionen ohne störende bzw. verdeckende Hintergrundstrukturen oder Gewebestrukturen, was ein Auffinden der Läsionen erleichtert. The different X-ray energies for the low energy image and the high energy image are selected such that the value of the lower energy is below the energy value of the absorption edge of the X-ray contrast agent used and the higher energy value is above the energy value of the absorption edge of the X-ray contrast agent used. For example, the K absorption edge for X-radiation of the contrast agent iodine, also referred to below as the X-ray edge, is 33.17 keV. Such a choice of the energy values for the X-ray radiation for the different exposures means that the structures penetrated by the contrast agent, such as lesions, are detected more clearly in the breast tissue during imaging with X-radiation with higher energy than in the imaging with X-radiation lower energy. If one creates a difference image from both images, one obtains an image of the lesions without disturbing or hiding background structures or tissue structures, which facilitates locating the lesions.

Alternativ ist es auch möglich, eine Niedrig-Energie-Aufnahme mit Röntgenstrahlung mit einer in diesem Fall niedrigeren Energie leicht oberhalb der K-Absorptionskante vorzunehmen und die Hochenergieaufnahme mit einer Röntgenenergie von weit oberhalb dieses Schwellwerts aufzunehmen. Während sich bei der niedrigeren Röntgenenergie die K-Absorptionskante voll auswirkt und entsprechend Bereiche mit Kontrastmittel stark hervortreten, sind diese Bereiche bei einer Röntgenaufnahme mit sehr viel höherer Energie kaum ausgeprägt. Wird wiederum ein Differenzbild der beiden Aufnahmen erzeugt, so verschwinden die Hintergrundbereiche, welche nicht mit Kontrastmittel beaufschlagt waren. Alternatively, it is also possible to take a low-energy X-ray exposure with a lower energy in this case slightly above the K absorption edge and to record the high energy uptake with an X-ray energy well above this threshold. While at the lower X-ray energy the K-absorption edge has full effect and correspondingly areas with contrast medium emerge strongly, these areas are hardly pronounced in an X-ray with much higher energy. If, in turn, a difference image of the two images is generated, the background areas, which were not exposed to contrast agent, disappear.

Die Berechnung eines rekombinierten Dual-Energy-Mammogramms aus der 3D-Brust-Tomosynthese (CEDET) ist aus DE 10 2012 215 997 A1 bekannt. Auch bei dieser Methode sind allerdings immer noch eine Hochenergie-Tomosynthese-Aufnahme und eine Niedrig-Energie-Tomosynthese-Aufnahme notwendig, was einen erhöhten Zeitaufwand für den Bildgebungsprozess mit sich bringt. Außerdem besteht das Problem, dass in der Zeit zwischen den beiden Bildaufnahmen mit unterschiedlicher Energie der Patient atmet und sich bewegt. Überdies bewegt sich auch das eingesetzte Kontrastmittel im Blutkreislauf des zu untersuchenden Patienten fort, so dass eventuell der Bildkontrast bei einer der Bildaufnahmen reduziert ist. Es kann zum Beispiel der Fall sein, dass sich bei der Bildaufnahme auf bestimmte Ansichten (wie zum Beispiel CC oder MLO) beschränkt werden muss, da die Auswaschphase des Kontrastmittels aufgrund der verstrichenen Zeit bereits zu weit fortgeschritten ist. The calculation of a recombined dual-energy mammogram from 3D breast tomosynthesis (CEDET) is out DE 10 2012 215 997 A1 known. Even with this method, however, a high-energy tomosynthesis recording and a low-energy tomosynthesis recording are still necessary, which entails an increased time expenditure for the imaging process. There is also the problem that in the time between the two images with different energy, the patient breathes and moves. Moreover, the contrast medium used also moves in the bloodstream of the patient to be examined, so that the image contrast may be reduced in one of the image recordings. It may, for example, be the case that certain views (such as CC or MLO) must be limited in image acquisition, since the elution phase of the contrast agent has already progressed too far due to the elapsed time.

Somit besteht ein Problem, ein dual-energetisches Röntgenbildgebungsverfahren zu entwickeln, bei dem die beschriebenen Nachteile kompensiert sind. Thus, there is a problem to develop a dual-energy X-ray imaging method in which the disadvantages described are compensated.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten gemäß Patentanspruch 1, eine Steuerungseinrichtung gemäß Patentanspruch 11 und ein Röntgenbildgebungssystem gemäß Patentanspruch 12 gelöst. This object is achieved by a method for generating contrast-affected image data according to claim 1, a control device according to claim 11 and an X-ray imaging system according to claim 12.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe, wird Röntgenstrahlung mit zumindest zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren im zeitlichen Wechsel erzeugt. Oft wird in diesem Zusammenhang ein mittlerer Wert einer Röntgenstrahlenenergie eines Röntgenenergiespektrums als Energie der Röntgenstrahlen bzw. des zugehörigen Röntgenenergiespektrums bezeichnet. Wenn also im Weiteren von einer Energie der Röntgenstrahlen gesprochen wird, so ist stets die mittlere Energie eines Röntgenenergiespektrums gemeint. Ein solches Spektrum kann auch im Spezialfall nur Röntgenstrahlung mit einer einzigen Energie aufweisen, wenn zum Beispiel ein entsprechender Filter genutzt wird. In the method according to the invention for generating contrast-affected image data from an examination region of an object to be examined, preferably breast tissue to be examined, X-ray radiation is generated with at least two different X-ray energy spectra in temporal change. In this context, a mean value of an X-ray energy of an X-ray energy spectrum is often referred to as energy of the X-rays or of the associated X-ray energy spectrum. Thus, when we speak of an energy of the X-rays, the mean energy of an X-ray energy spectrum is always meant. Even in the special case, such a spectrum can only have X-ray radiation with a single energy, if, for example, a corresponding filter is used.

Die emittierten Röntgenstrahlen durchdringen den Untersuchungsbereich des Untersuchungsobjekts und werden als mindestens erste und zweite kontrastmittelbeeinflusste Röntgenprojektionsdaten mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektra im zeitlichen Wechsel erfasst. Kontrastmittelbeeinflusste Röntgenprojektionsdaten sollen in diesem Zusammenhang Projektionsdaten sein, welche in Gegenwart eines Kontrastmittels aufgenommen wurden. Als Erfassen der Projektionsdaten mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektra im zeitlichen Wechsel soll verstanden werden, dass in aufeinanderfolgenden Zeitintervallen abwechselnd mindestens erste Projektionsdaten, welche einem ersten Röntgenstrahlenspektrum mit einer ersten Röntgenstrahlenenergie zugeordnet sind, und zweite Projektionsdaten, welche einem zweiten Röntgenstrahlenspektrum mit einer zweiten Röntgenstrahlenenergie zugeordnet sind, erfasst werden und dieser abwechselnde Vorgang vielfach wiederholt wird. The emitted X-rays penetrate the examination region of the examination object and are detected as at least first and second contrast-medium-influenced X-ray projection data with at least two different X-ray energy spectra in temporal change. Contrast medium-influenced X-ray projection data in this context should be projection data which were recorded in the presence of a contrast agent. As acquisition of the projection data with different X-ray energy spectra in the temporal change is to be understood that in successive time intervals alternately at least first projection data, which are associated with a first X-ray spectrum with a first X-ray energy, and second projection data, which are associated with a second X-ray spectrum with a second X-ray energy detected and this alternating process is repeated many times.

Schließlich erfolgt ein Rekonstruieren eines multi-energetischen Bilddatensatzes, vorzugsweise eines dual-energetischen Bilddatensatzes, auf Basis der erfassten ersten und zweiten kontrastmittelbeeinflussten Röntgenprojektionsdaten. Für entsprechend kurz gewählt Zeitintervalle erfolgt das Erfassen der ersten und zweiten Projektionsdaten also sehr zeitnah, so dass zum Beispiel Bewegungen des Patienten oder andere Änderungen in beiden Projektionsdatensätzen miterfasst werden. Dadurch werden Bewegungsartefakte reduziert. Zudem wird im Vergleich zur herkömmlichen Vorgehensweise Zeit gespart, da es nur einen Bildaufnahmevorgang gibt, bei dem die Aufnahme von mindestens ersten und zweiten Projektionsdaten vielfach wechselnd vorgenommen wird, wodurch zum Beispiel bei einer Bildaufnahme für eine dual-energetische mammographische Abbildung ein zusätzlicher Hochenergiescan entfällt, da dieser in die alternierende Detektion mit aufgenommen wurde. Es soll in diesem Zusammenhang auch erwähnt werden, das unter „Erzeugen von Röntgenstrahlung mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektra im zeitlichen Wechsel“ und entsprechendes „Erfassen von Röntgenstrahlung mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektra im zeitlichen Wechsel“ auch eine Variante umfasst sein soll, bei der eine zur Erzeugung der Röntgenstrahlung verwendete Röntgenröhrenspannung der Röntgenquelle zeitlich kontinuierlich geändert wird, so dass sich das Röntgenenergiespektrum der emittierten Röntgenstrahlen kontinuierlich ändert. Finally, a reconstruction of a multi-energetic image data set, preferably of a dual-energy image data set, takes place on the basis of the acquired first and second contrast-medium-influenced X-ray projection data. For correspondingly short selected time intervals, the detection of the first and second projection data thus takes place very quickly, so that, for example, movements of the patient or other changes in both projection data sets are also recorded. This reduces motion artifacts. In addition, time is saved in comparison to the conventional procedure, since there is only one image recording process in which the recording of at least first and second projection data is made many times alternately, whereby, for example, in an image acquisition for a dual-energy mammographic image, an additional high-energy scan is omitted, since this was included in the alternating detection. It should also be mentioned in this context that "generation of X-radiation with different X-ray energy spectra in temporal change" and corresponding "detection of X-radiation with different X-ray energy spectra in a temporal change" should also include a variant in which one used for generating the X-radiation X-ray tube voltage of the X-ray source in time is continuously changed so that the X-ray energy spectrum of the emitted X-rays continuously changes.

Die erfindungsgemäße Steuerungseinrichtung zum Ansteuern einer Röntgenbildgebungseinheit eines Röntgenbildgebungssystems weist eine Röntgenquellen-Ansteuerungseinheit zum Ansteuern einer Röntgenquelle auf. Die Ansteuerung der Röntgenquelle erfolgt derart, dass alternierend Röntgenstrahlung mit zumindest zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren erzeugt wird. Teil der erfindungsgemäßen Steuerungseinrichtung ist außerdem eine Detektor-Ansteuerungseinheit zum Ansteuern eines Röntgendetektors, derart, dass von dem Röntgendetektor mindestens erste und zweite kontrastmittelbeeinflusste Röntgenprojektionsdaten von einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe, mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektra alternierend erfasst werden. Die erfindungsgemäße Steuerungseinrichtung umfasst zudem eine Projektionsmessdatenerfassungseinheit zum Erfassen von mindestens ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten von dem Röntgen-Detektor. Zudem umfasst die erfindungsgemäße Steuerungseinrichtung eine Bildrekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren von multi-energetischen Bilddaten auf Basis der erfassten mindestens ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten. Die Bildrekonstruktionseinheit rekonstruiert für den Fall einer dual-energetischen Bildaufnahme zunächst auf die bekannte Weise Hochenergie-Bilddaten und Niedrigenergie-Bilddaten zu den erfassten ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten. Anschließend werden die beiden rekonstruierten Bilder voneinander subtrahiert, um störende Hintergrundstrukturen zu eliminieren. Da, wie bereits erwähnt, die beiden Aufnahmen mit unterschiedlicher Energie in einem einzigen Aufnahmevorgang durchgeführt werden können, entfällt vorteilhaft ein zusätzlicher Hochenergiescan, wodurch Untersuchungszeit eingespart wird. The control device according to the invention for driving an X-ray imaging unit of an X-ray imaging system has an X-ray source drive unit for driving an X-ray source. The control of the X-ray source is performed such that alternately X-radiation is generated with at least two different X-ray energy spectra. Part of the control device according to the invention is also a detector drive unit for driving an X-ray detector, such that at least first and second contrast-averaged X-ray projection data from an examination area of an examination object, preferably to breast tissue to be examined, are detected alternately by at least two different X-ray energy spectra from the X-ray detector. The control device according to the invention additionally comprises a projection measurement data acquisition unit for acquiring at least first and second x-ray projection data from the x-ray detector. In addition, the control device according to the invention comprises an image reconstruction unit for reconstructing multi-energy image data on the basis of the acquired at least first and second x-ray projection data. In the case of a dual-energy image acquisition, the image reconstruction unit first reconstructs, in the known manner, high-energy image data and low-energy image data relating to the acquired first and second x-ray projection data. Subsequently, the two reconstructed images are subtracted from each other to eliminate disturbing background structures. Since, as already mentioned, the two recordings can be carried out with different energy in a single recording operation, an additional high-energy scan advantageously does not occur, as a result of which examination time is saved.

Das erfindungsgemäße Röntgenbildgebungssystem umfasst eine auf Röntgenstrahlung mit unterschiedlichen Röntgenspektren im zeitlichen Wechsel umschaltbare Röntgenquelle und zusätzlich einen im zeitlichen Wechsel auf die Detektion von Röntgenstrahlung mit unterschiedlichen Röntgenspektren umschaltbaren Röntgendetektor. Zudem weist das erfindungsgemäße Röntgenbildgebungssystem eine erfindungsgemäße Steuerungseinrichtung auf. The X-ray imaging system according to the invention comprises an X-ray source which can be switched to X-radiation with different X-ray spectra in temporal change, and additionally an X-ray detector which can be switched over in time with the detection of X-ray radiation with different X-ray spectra. In addition, the X-ray imaging system according to the invention has a control device according to the invention.

Die wesentlichen Komponenten der erfindungsgemäßen Steuerungseinrichtung können zum überwiegenden Teil in Form von Softwarekomponenten ausgebildet sein. Dies betrifft insbesondere Teile der Röntgenquellen-Ansteuerungseinheit, Teile der Detektor-Ansteuerungseinheit, Teile der Projektionsdatenerfassungseinheit sowie die Bildrekonstruktionseinheit. Grundsätzlich können diese Komponenten aber auch zum Teil, insbesondere wenn es um besonders schnelle Berechnungen geht, in Form von softwareunterstützter Hardware, beispielsweise FPGAs oder dergleichen, realisiert sein. Ebenso können die benötigten Schnittstellen, beispielsweise wenn es nur um eine Übernahme von Daten aus anderen Softwarekomponenten geht, als Softwareschnittstellen ausgebildet sein. Sie können aber auch als hardwaremäßig aufgebaute Schnittstellen ausgebildet sein, die durch geeignete Software angesteuert werden. The essential components of the control device according to the invention can be formed predominantly in the form of software components. This relates in particular to parts of the x-ray source drive unit, parts of the detector drive unit, parts of the projection data acquisition unit and the image reconstruction unit. In principle, however, these components can also be partly realized, in particular in the case of particularly fast calculations, in the form of software-supported hardware, for example FPGAs or the like. Likewise, the required interfaces, for example, if it is only about a transfer of data from other software components, be designed as software interfaces. However, they can also be configured as hardware-based interfaces, which are controlled by suitable software.

Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Steuereinrichtungen von Röntgenbildgebungssystemen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein entsprechendes Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm gelöst, welches direkt in eine Speichereinrichtung einer erfindungsgemäßen Steuereinrichtung ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Computerprogramm in der Steuereinrichtung ausgeführt wird. A largely software implementation has the advantage that even previously used control devices of X-ray imaging systems can be retrofitted in a simple way by a software update to work in the manner of the invention. In this respect, the object is also achieved by a corresponding computer program product with a computer program which can be loaded directly into a memory device of a control device according to the invention, with program sections to execute all the steps of the method according to the invention when the computer program is executed in the control device.

Ein solches Computerprogrammprodukt kann neben dem Computerprogramm gegebenenfalls zusätzliche Bestandteile wie z.B. eine Dokumentation und/oder zusätzliche Komponenten auch Hardware-Komponenten, wie z.B. Hardware-Schlüssel (Dongles etc.) zur Nutzung der Software, umfassen Such a computer program product may contain, in addition to the computer program, additional components such as e.g. a documentation and / or additional components also hardware components, such as. Hardware keys (dongles, etc.) for using the software include

Zum Transport zur Speichereinrichtung der Steuereinrichtung und/oder zur Speicherung in der Steuereinrichtung kann ein computerlesbares Medium, beispielsweise ein Memorystick, eine Festplatte oder ein sonstiger transportabler oder fest eingebauter Datenträger dienen, auf welchem die von einer Rechnereinheit der Steuereinrichtung einlesbaren und ausführbaren Programmabschnitte des Computerprogramms gespeichert sind. Die Rechnereinheit kann z.B. hierzu einen oder mehrere zusammenarbeitende Mikroprozessoren oder dergleichen aufweisen. For transport to the storage device of the control device and / or for storage in the control device, a computer-readable medium, for example a memory stick, a hard disk or other transportable or permanently installed data carrier can be used, on which the program program sections of the computer program that are readable and executable by a computer unit of the control device are stored are. The computer unit may e.g. for this purpose have one or more cooperating microprocessors or the like.

Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten jeweils besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung. Dabei können insbesondere die Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein. Zudem können im Rahmen der Erfindung die verschiedenen Merkmale unterschiedlicher Ausführungsbeispiele und Ansprüche auch zu neuen Ausführungsbeispielen kombiniert werden. The dependent claims and the following description each contain particularly advantageous embodiments and further developments of the invention. In this case, in particular the claims of a claim category can also be developed analogously to the dependent claims of another claim category. In addition, in the context of the invention, the various features of different embodiments and Claims are also combined to new embodiments.

In einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe, wird ein zweidimensionales dual-energetisches Mammogramm auf Basis der erfassten ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten rekonstruiert. In diesem Fall werden also zweidimensionale dual-energetische Bilddaten rekonstruiert, auf denen Brustgewebe erkennbar ist. In one embodiment of the method according to the invention for generating contrast-affected image data from an examination area of an object to be examined, preferably breast tissue to be examined, a two-dimensional dual-energy mammogram is reconstructed on the basis of the acquired first and second x-ray projection data. In this case, two-dimensional dual-energy image data are reconstructed on which breast tissue is recognizable.

Als dual-energetisches Mammogramm soll eine Mammographiedarstellung verstanden werden, welche durch Subtraktion zweier Mammogramme entstanden ist, deren zugeordnete Projektionsdaten mit Röntgenstrahlung unterschiedlicher Energien erzeugt wurden. Die Aufnahme mit unterschiedlichen Energien führt zu einer unterschiedlichen Auswirkung eines zur Kontrastierung in dem zu untersuchenden Bereich verwendeten Kontrastmittels auf die Bildintensität der beiden Mammogramme in den Bereichen, in denen das Kontrastmittel angereichert ist. Da sich solche Kontrastmittel in der Brust vorzugsweise an Stellen anreichern, an denen sich Läsionen befinden, die auf Tumore hindeuten können, ergibt sich in den beiden Mammogrammen eine unterschiedliche Bildintensität der Darstellung der Läsionen, wohingegen andere Bildbereiche in den beiden Mammogrammen gleich abgebildet werden. Subtrahiert man die Bildintensitäten der beiden Mammogramme voneinander, so wird der Bildhintergrund bzw. werden durch dichtes Drüsengewebe verursachte helle Bildbereiche eliminiert und die Läsionen bzw. Tumore werden leichter sichtbar. Vorteilhaft werden nun die für das Hochenergiebild und das Niedrigenergiebild einer Dual-Energie-Mammographieaufnahme benötigten Röntgenprojektionsdaten in einem einzigen Belichtungsdurchgang aufgenommen. Wie bereits erläutert, geschieht dies dadurch, dass während der Röntgenaufnahme das von der Röntgenquelle abgestrahlte Röntgenstrahlenspektrum alterniert und damit synchronisiert auch die entsprechenden Projektionsdaten alternierend erfasst werden. Mithin ist eine zusätzliche zeitlich getrennte Aufnahme eines Röntgenbildes mit einer zweiten Energie nicht mehr nötig. A dual-energy mammogram should be understood as meaning a mammographic representation which was created by subtracting two mammograms whose associated projection data were generated with X-rays of different energies. The recording with different energies leads to a different effect of a contrast agent used for contrasting in the area to be examined on the image intensity of the two mammograms in the areas in which the contrast agent is enriched. Since such contrast agents in the breast preferentially accumulate at sites where there are lesions that may indicate tumors, a different image intensity of the lesion presentation occurs in the two mammograms, whereas other image areas in the two mammograms are imaged the same. If the image intensities of the two mammograms are subtracted from each other, the image background or bright image areas caused by dense glandular tissue is eliminated and the lesions or tumors become more readily visible. Advantageously, the x-ray projection data required for the high-energy image and the low-energy image of a dual-energy mammography image are recorded in a single exposure cycle. As already explained, this is done by the X-ray spectrum emitted by the X-ray source being alternated during the X-ray exposure and thus also synchronized and the corresponding projection data being recorded alternately. Consequently, an additional temporally separate recording of an X-ray image with a second energy is no longer necessary.

In einer alternativen Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe, werden die ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten jeweils aus mehreren unterschiedlichen Winkeln erfasst und es wird ein dreidimensionaler Tomosynthese-Bilddatensatz des zu untersuchenden Brustgewebes auf Basis der erfassten Röntgenprojektionsdaten rekonstruiert. Auch bei dieser Variante erfolgt ein alternierendes Erfassen von Projektionsdaten mit unterschiedlichen Energien, so dass Zeit für eine bei herkömmlichen Aufnahmen benötigte zweite Röntgenaufnahme gespart wird und durch die zeitversetzte Bildaufnahme bei herkömmlichen Dual-Energie-Aufnahmen bedingte Bewegungsartefakte vermieden werden können. In an alternative embodiment of the method according to the invention for generating contrast-affected image data from an examination area of an object to be examined, preferably breast tissue to be examined, the first and second x-ray projection data are respectively acquired from a plurality of different angles and a three-dimensional tomosynthesis image data set of the breast tissue to be examined is acquired Reconstructed based on the acquired X-ray projection data. In this variant too, there is an alternating acquisition of projection data with different energies, so that time is saved for a second X-ray image required for conventional recordings and movement artifacts caused by the time-shifted image recording in conventional dual-energy recordings can be avoided.

Bevorzugt wird zur Erzeugung der Röntgenstrahlung mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren im zeitlichen Wechsel an eine Anode einer Röntgenröhre einer Röntgenquelle eine zeitlich wechselnde elektrische Spannung angelegt. Die der zeitlich wechselnden elektrischen Spannung entsprechende Spannungs-Zeit-Kurve weist also zu unterschiedlichen Zeiten unterschiedliche elektrische Spannungen auf, deren Spannungswerte in periodischen Abständen wiederholt werden. Die unterschiedlichen elektrischen Spannungen resultieren in einer unterschiedlichen Energieabgabe der Röntgenquelle, so dass im zeitlichen Wechsel jeweils unterschiedliche Röntgenstrahlungen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren emittiert werden. Vorteilhaft kann die Aufnahme von mindestens zwei Röntgenbildern mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren in einen Belichtungsdurchgang integriert werden, so dass für die Erstellung eines multi-energetischen Röntgenbildes ein zusätzlicher Belichtungsdurchgang mit Röntgenstrahlung einer zweiten Energie oder entsprechende weitere Belichtungsdurchgänge mit weiteren Energien entfallen können. Das an der Anode anliegende Spannungssignal ist vorzugsweise zeitlich kontinuierlich. D.h., es liegt kontinuierlich eine Spannung an der Anode der Röntgenröhre an. Auf diese Weise wird ein Zeitgewinn im Vergleich zu einem gepulsten Betrieb erzielt, da keine Leerzeiten, in denen keine Röntgenstrahlung emittiert wird und keine Detektion von Röntgenstrahlen erfolgen kann, auftreten. In order to generate the X-ray radiation with at least two different X-ray energy spectra, it is preferable to apply a time-varying electrical voltage to the anode of an X-ray tube of an X-ray source in temporal change. The voltage-time curve corresponding to the time-varying electrical voltage thus has different electrical voltages at different times, the voltage values of which are repeated at periodic intervals. The different electrical voltages result in a different energy output of the X-ray source, so that in each case different X-ray radiation with different X-ray energy spectra are emitted in temporal change. Advantageously, the recording of at least two X-ray images with different X-ray energy spectra can be integrated into an exposure cycle, so that an additional exposure pass with X-radiation of a second energy or corresponding further exposure passages with further energies can be omitted for the production of a multi-energetic X-ray image. The voltage signal applied to the anode is preferably continuous over time. That is, a voltage is applied continuously to the anode of the X-ray tube. In this way, a time saving compared to a pulsed operation is achieved because no idle times in which no X-rays are emitted and no detection of X-rays can occur occur.

Die Zeitintervalle, mit denen die jeweils angelegte elektrische Spannung gewechselt wird, sind vorzugsweise besonders kurz. Bevorzugt betragen Zeitwerte für die Zeitintervalle zwischen 1 ms und 1 s, besonders bevorzugt zwischen 1 ms und 10 ms, noch bevorzugter zwischen 3 ms und 8 ms. Ganz besonders bevorzugt betragen die Zeitintervalle etwa 5 ms. Sind die Zeitintervalle besonders kurz, so können Bewegungsartefakte in der multi-energetischen Bilddarstellung vermieden werden, da davon auszugehen ist, dass sich in den kurzen Zeiten im Untersuchungsbereich keine gravierenden Änderungen ergeben. Da für die multi-energetische Bildgebung erfindungsgemäß nur ein Belichtungsvorgang vorgenommen werden muss, ist das Verfahren zudem deutlich schneller als eine herkömmliche Vorgehensweise. Dies erhöht auch den Komfort für den Patienten, da dieser sich während der Bildaufnahme ruhig verhalten muss. Das für die kurzen Intervallzeiten erforderliche Umschalten der Röntgendetektoren kann vorteilhaft durch Detektoren in CMOS-Technik realisiert werden, welche allgemein als Standard-Technik zur Verfügung steht. The time intervals with which the respectively applied electrical voltage is changed are preferably particularly short. Preferably, time values for the time intervals between 1 ms and 1 s, more preferably between 1 ms and 10 ms, more preferably between 3 ms and 8 ms. Most preferably, the time intervals are about 5 ms. If the time intervals are particularly short, motion artifacts in the multi-energetic image representation can be avoided since it can be assumed that no serious changes will result in the short times in the examination area. Since, according to the invention, only one exposure process has to be performed for multi-energy imaging, the method is also significantly faster than a conventional procedure. This also increases the comfort for the patient, as he has to behave quietly during the image acquisition. The switching over of the X-ray detectors required for the short interval times can be advantageous be realized by detectors in CMOS technology, which is generally available as a standard technique.

Die Spannungs-Zeit-Kurve kann eine Wellenform der folgenden Gestalt annehmen:

• – Sinusform,
• – Rampenform,
• – Sägezahnform,
• – Stufenform.

The voltage-time curve may take a waveform of the following form:

• - Sinusoidal,
• - Ramp shape,
• - sawtooth,
• - Step shape.

Alle diese Wellenformen haben die Eigenschaft, dass sie periodische Kurvenformen repräsentieren, die zwischen verschiedenen Spannungswerten alternieren. Üblicherweise werden im Fall einer dual-energetischen Bildaufnahme Spannungswerte, welche einen vorbestimmten Schwellwert überschreiten, für die Erzeugung von Röntgenstrahlen mit einem Hochenergiesprektrum genutzt und Spannungswerte, welche den vorbestimmten Schwellwert unterschreiten, für die Erzeugung von Röntgenstrahlen mit einem Niedrigenergiesprektrum verwendet. Aus den mit der Röntgenstrahlung mit dem Hochenergiespektrum erzeugten Projektionsdaten wird dann ein Hochenergiebild rekonstruiert und aus den mit der Röntgenstrahlung mit dem Niedrigenergiespektrum erzeugten Projektionsdaten wird entsprechend ein Niedrigenergiebild rekonstruiert. Zur Erzeugung einer dual-energetischen Bilddarstellung erfolgt zusätzlich eine Subtraktion von Bilddaten der beiden genannten Bilddarstellungen. Auf diese Weise können störende Hintergrundstrukturen in der Bilddarstellung eliminiert werden. All of these waveforms have the property of representing periodic waveforms that alternate between different voltage values. Usually, in the case of dual energetic image pickup, voltage values exceeding a predetermined threshold are used for generation of X-rays having a high energy spectrum and voltage values which are below the predetermined threshold are used for generation of low power spectrum X-rays. A high-energy image is then reconstructed from the projection data generated by the X-ray radiation with the high-energy spectrum, and a low-energy image is correspondingly reconstructed from the projection data generated using the X-ray radiation with the low-energy spectrum. In order to generate a dual-energetic image representation, there is additionally a subtraction of image data of the two mentioned image representations. In this way, disturbing background structures in the image representation can be eliminated.

In einer besonders effektiven Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe, wird ein Röntgendetektor zum alternierenden bzw. zeitlich wechselnden Detektieren der Röntgenstrahlung mit zwei unterschiedlichen Röntgenspektren zwischen der Detektion von Röntgenstrahlung mit unterschiedlichen Röntgenspektren umgeschaltet. Dabei wird das Umschalten mit dem Alternieren bzw. zeitlichen Wechseln der Röntgenenergie durch die Röntgenquelle synchronisiert, so dass der Detektor jeweils optimal auf die Detektion von Röntgenstrahlung mit einem bestimmten Röntgenenergiespektrum eingestellt ist. Vorzugsweise wird das Umschalten des Röntgendetektors über die an der Anode der Röntgenröhre anliegende zeitlich wechselnde elektrische Spannung synchronisiert. Als Umschalten des Detektors soll insbesondere verstanden werden, dass der Röntgendetektor zwei unterschiedliche Betriebszustände aufweist, zwischen denen hin- und hergeschaltet werden kann, wobei ein erster Betriebszustand einer Detektion von Röntgenstrahlung mit einem ersten Röntgenenergiespektrum zugeordnet ist und ein zweiter Betriebszustand einer Detektion von Röntgenstrahlung mit einem zweiten Röntgenenergiespektrum zugeordnet ist. In a particularly effective variant of the method according to the invention for generating contrast-affected image data from an examination region of an object to be examined, preferably breast tissue to be examined, an X-ray detector for alternately or temporally changing detection of the X-radiation with two different X-ray spectra between the detection of X-radiation with different X-ray spectra switched. In this case, the switching over is synchronized with the alternation or temporal change of the X-ray energy by the X-ray source, so that the detector is optimally set to the detection of X-ray radiation with a specific X-ray energy spectrum. Preferably, the switching over of the x-ray detector is synchronized via the time-varying electrical voltage applied to the anode of the x-ray tube. As switching the detector is to be understood in particular that the X-ray detector has two different operating states, between which can be switched back and forth, wherein a first operating state of a detection of X-radiation is associated with a first X-ray energy spectrum and a second operating state of detection of X-radiation with a associated with second X-ray energy spectrum.

In einer besonders bevorzugten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe, wird der Röntgendetektor zum zeitlich wechselnden Detektieren der Röntgenstrahlung mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenspektren zwischen mindestens zwei verschiedenen parallelen Signalkanälen umgeschaltet. D.h., jedem der beiden oder mehr unterschiedlichen Röntgenspektren ist jeweils ein spezifischer Signalkanal zugeordnet. Ein solcher Signalkanal kann zum Beispiel eine Zwischenspeichereinheit, auch als Bin bezeichnet, aufweisen, in dem einem jeweiligen Detektorsignal entsprechende Signalinformation gespeichert wird. Beispielsweise werden darin einer Röntgenstrahlintensität oder einer Röntgenstrahlabschwächung entsprechende Werte gespeichert und aufaddiert. Erfindungsgemäß erfolgt nun eine Speicherung dieser Messwerte getrennt nach dem von der Röntgenröhre emittierten Röntgenstrahlenspektrum bzw. den mit der Abstrahlung der unterschiedlichen Röntgenspektren korrelierten Zeitintervalle. Auf diese Weise werden für den Fall einer dualenergetischen Bildaufnahme die Messdaten bereits in der Zwischenspeichereinheit voneinander nach Hochenergiespektrum und Niedrigenergiespektrum getrennt zwischengespeichert und können nach dem Ende der Bildaufnahme getrennt ausgelesen werden. In a particularly preferred variant of the method according to the invention for generating contrast-affected image data from an examination region of an object to be examined, preferably breast tissue to be examined, the X-ray detector is switched over for temporally changing detection of the X-radiation with at least two different X-ray spectra between at least two different parallel signal channels. That is, each of the two or more different X-ray spectra is associated with a specific signal channel. Such a signal channel may comprise, for example, an intermediate storage unit, also referred to as a bin, in which signal information corresponding to a respective detector signal is stored. For example, values corresponding to X-ray intensity or X-ray attenuation are stored and added thereto. According to the invention, these measured values are stored separately according to the X-ray spectrum emitted by the X-ray tube or the time intervals correlated with the emission of the different X-ray spectra. In this way, in the case of dual-energy image acquisition, the measurement data are already buffered separately in the buffer unit from each other according to high energy spectrum and low energy spectrum and can be read out separately after the end of image acquisition.

In einer anderen Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird ein jeweiliger Signalkanal an eine Röntgenstrahlung mit einem vorbestimmten Röntgenspektrum angepasst, indem der jeweilige Signalkanal auf für das jeweilige Röntgenspektrum spezifische Kanalparameter eingestellt wird. In another variant of the method according to the invention, a respective signal channel is adapted to X-radiation having a predetermined X-ray spectrum by adjusting the respective signal channel to channel parameters specific to the respective X-ray spectrum.

Die Kanalparameter können mindestens einen der folgenden Parameter umfassen:

• – Sensitivität,
• – Pulsshaper,
• – Signalschwelle.

The channel parameters may include at least one of the following parameters:

• - Sensitivity,
• - pulse shaper,
• - Signal threshold.

Die Sensitivität kann zum Beispiel über die Länge eines Zeitintervalls geregelt werden, in dem von Röntgenstrahlung erzeugte Ladungen im Detektor gesammelt werden, bevor sie zu einem Messsignal verstärkt werden. The sensitivity can be regulated, for example, over the length of a time interval in which charges generated by X-ray radiation are collected in the detector before being amplified to a measurement signal.

Als Pulsshaper wird eine Gruppe von Parametern bezeichnet, mit denen eine Pulsform eines Signalpulses in der Auswerteelektronik eines Röntgendetektors eingestellt wird. Es wird also die Signalkurvenform über die Zeit eingestellt. A pulse shaper is a group of parameters with which a pulse shape of a signal pulse in the evaluation electronics of an X-ray detector is set. So the signal waveform is set over time.

Mit der Signalschwelle wird eine Mindestsignalstärke eingestellt, welche ein Detektorsignal erreichen muss, um von einem Rauschsignal unterschieden werden zu können. With the signal threshold, a minimum signal strength is set, which must reach a detector signal in order to be distinguished from a noise signal can.

Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen: The invention will be explained in more detail below with reference to the accompanying figures with reference to embodiments. Show it:

1 ein herkömmliches Mammographiesystem zur zweidimensionalen Röntgenbildaufnahme einer Brust, 1 a conventional mammography system for two-dimensional radiograph of a breast,

2 ein herkömmliches Thomosynthesesystem zur dreidimensionalen Röntgenbildaufnahme einer Brust, 2 a conventional thomosynthesis system for three-dimensional X-ray imaging of a breast,

3 ein Blockdiagramm, mit dem ein Röntgenbildgebungssystem gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt wird, 3 a block diagram showing an X-ray imaging system according to an embodiment of the invention,

4 Spannungs-Zeit-Kurven, mit denen unterschiedliche Röntgenstrahlenspektren mit unterschiedlichen Röntgenenergien im zeitlichen Wechsel erzeugt werden können, 4 Voltage-time curves with which different X-ray spectra with different X-ray energies can be generated in a temporal change,

5 eine schematische Darstellung einer Ansteuerung eines Detektorpixels eines Röntgendetektors eines Röntgenbildgebungssystems gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung, 5 a schematic representation of a control of a detector pixel of an X-ray detector of an X-ray imaging system according to an embodiment of the invention,

6 ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von zu untersuchendem Brustgewebe gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht. 6 a flowchart illustrating a method for generating contrast-affected image data to be examined breast tissue according to an embodiment of the invention.

In 1 ist ein System 10 zur zweidimensionalen Röntgenbildgebung der Brust, auch Mammographiesystem genannt, beschrieben. Das Mammographiesystem 10 umfasst eine Röntgenquelle 1, von der aus Röntgenstrahlung R fächerartig, d.h. in einem sich orthogonal zur Ausbereitungsrichtung aufweitenden Strahl, in Richtung einer Brust 4 abgestrahlt wird. Die Brust 4 liegt auf einem Objekttisch 5 auf und wird von einer Kompressionsplatte 3 gegen den Objekttisch 5 gepresst. Auf diese Weise wird die Dicke der Brust 4 in Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlung R, d.h. in z-Richtung reduziert. Mit der Reduzierung des von der Röntgenstrahlung R durchleuchteten Objekts geht eine Verminderung der Streustrahlung einher. Ein Teil der auf die Brust 4 einfallenden Röntgenstrahlung R wird absorbiert. Der Rest der auf die Brust 4 einfallenden Röntgenstrahlung R wird transmittiert und von einem Bildsensor 6 erfasst. In 1 is a system 10 for two-dimensional X-ray imaging of the breast, also called mammography system described. The mammography system 10 includes an X-ray source 1 from which X-radiation R is fan-shaped, ie in a beam which widens orthogonally to the direction of preparation, in the direction of a breast 4 is emitted. The breast 4 lies on a stage 5 on and off of a compression plate 3 against the stage 5 pressed. In this way, the thickness of the breast 4 in the propagation direction of the X-ray radiation R, ie reduced in the z-direction. With the reduction of the illuminated by the X-ray radiation object is accompanied by a reduction of the scattered radiation. Part of the chest 4 incident X radiation R is absorbed. The rest of the chest 4 incident X radiation R is transmitted and from an image sensor 6 detected.

In 2 ist ein herkömmliches Thomosynthesesystem 20 zur dreidimensionalen Röntgenbildaufnahme einer Brust 4 gezeigt. Das Thomosynthesesystem 20 umfasst anders als das in 1 gezeigte 2D-Mammographiesystem 10 eine um den Objektmittelpunkt M drehbare Röntgenquelle 1, mit der Röntgenbildaufnahmen von der Brust 4 aus verschiedenen Richtungen bzw. Winkeln durchführbar sind. Auch das in 2 gezeigte Thomosynthesesystem 20 umfasst eine Kompressionsplatte 3, welche die zu untersuchende Brust 4 gegen einen Objekttisch 5 presst. Die zu untersuchende Brust 4 wird von der Röntgenquelle 1 aus verschiedenen Winkeln bestrahlt, wobei eine Mehrzahl von Einzelbildern der Brust 4 von einem Röntgendetektor 6 erfasst werden. Aus den Einzelbildern wird ein dreidimensionales Schichtbild berechnet, welches eine schichtweise Untersuchung des Gewebes der Brust 4 ermöglicht. In 2 is a conventional thomosynthesis system 20 for the three-dimensional radiograph of a breast 4 shown. The thomosynthesis system 20 includes differently than in 1 shown 2D mammography system 10 a rotatable about the object center M X-ray source 1 , with the x-rays of the chest 4 from different directions or angles are feasible. Also in 2 shown Thomosynthesesystem 20 includes a compression plate 3 which the breast to be examined 4 against a stage 5 pressed. The breast to be examined 4 is from the X-ray source 1 irradiated from different angles, with a plurality of individual images of the breast 4 from an x-ray detector 6 be recorded. From the individual images, a three-dimensional slice image is calculated, which is a layered examination of the tissue of the breast 4 allows.

In 3 ist ein Röntgenbildgebungssystem 30 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung schematisch dargestellt. Teil des Röntgenbildgebungssystems 30 ist eine Steuerungseinrichtung 31 zum Ansteuern einer Röntgenbildgebungseinheit 37. Die Röntgenbildgebungseinheit 37 umfasst eine Röntgenquelle 38 zum Emittieren von Röntgenstrahlung und eine Detektionseinheit 39, auch als Detektor bezeichnet. Der Detektor 39 dient der Detektion von Röntgenstrahlung, welche von der Röntgenquelle emittiert wurde und beispielsweise ein Untersuchungsobjekt, in diesem Fall eine Brust einer Patientin, durchlaufen hat. Die Steuerungseinrichtung 31 umfasst eine Röntgenquellen-Ansteuerungseinheit 32, welche dazu eingerichtet ist, die Röntgenquelle 38 der Röntgenbildgebungseinheit 37 anzusteuern. Dazu übermittelt die Röntgenquellen-Ansteuerungseinheit 32 Steuerbefehle SB_R an die Röntgenquelle 38, welche Betriebsparameter der Röntgenquelle 37 enthalten, mit denen Röntgenstrahlen mit zwei unterschiedlichen Röntgenspektren mit unterschiedlichen Röntgenstrahlungsenergien durch die Röntgenquelle 38 im zeitlichen Wechsel erzeugt werden. Beispielsweise erhält die Röntgenquelle 38 alternierend Steuerbefehle, welche die Einstellung von unterschiedlichen Röntgenröhrenspannungen betreffen, so dass die Röntgenquelle 38 abwechselnd Röntgenstrahlen mit unterschiedlichem Röntgenspektrum emittiert. Weiterhin weist die Steuerungseinrichtung 31 eine Detektor-Ansteuerungseinheit 33 auf. Die Detektor-Ansteuerungseinheit 33 übermittelt an die Detektionseinheit 39 Steuerbefehle SB_D, welche eine alternierende Detektion von Röntgen-Strahlung mit verschiedenen Röntgenstrahlenenergien bewirken. Beispielsweise schaltet der Detektor 39 bei der Detektion zwischen verschiedenen Kanälen, welche verschiedenen Röntgenstrahlenenergien zugeordnet sind, hin- und her und folgt so bei der Detektion dem alternierenden Emissionszyklus der Röntgenquelle 38. In 3 is an x-ray imaging system 30 shown schematically according to an embodiment of the invention. Part of the x-ray imaging system 30 is a control device 31 for driving an X-ray imaging unit 37 , The X-ray imaging unit 37 includes an X-ray source 38 for emitting X-radiation and a detection unit 39 , also referred to as a detector. The detector 39 serves for the detection of X-ray radiation, which was emitted by the X-ray source and, for example, has passed through an examination subject, in this case a breast of a patient. The control device 31 includes an x-ray source driving unit 32 which is adapted to the X-ray source 38 the X-ray imaging unit 37 head for. For this purpose, the X-ray source drive unit transmits 32 Control commands SB _R to the X-ray source 38 , which operating parameters of the X-ray source 37 containing X-rays with two different X-ray spectra with different X-ray energies through the X-ray source 38 be generated in temporal change. For example, the X-ray source is obtained 38 alternating control commands relating to the setting of different x-ray tube voltages such that the x-ray source 38 alternately emitted X-rays with different X-ray spectrum. Furthermore, the control device 31 a detector drive unit 33 on. The detector drive unit 33 transmitted to the detection unit 39 Control commands SB _D , which cause an alternating detection of X-ray radiation with different X-ray energies. For example, the detector switches 39 in the detection between different channels, which are assigned to different X-ray energies back and forth and thus follows in the detection of the alternating emission cycle of the X-ray source 38 ,

Die Steuerungseinrichtung 31 umfasst außerdem eine Röntgenprojektionsdatenerfassungseinheit 34. Die Röntgenprojektionsdatenerfassungseinheit 34 erfasst von der Detektionseinheit 39 detektierte erste Projektionsdaten PD1 und zweite Projektionsdaten PD2, welche jeweils unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 zugeordnet sind. Beispielsweise werden die Detektionssignale von Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen Röntgenspektren während der Aufnahme über unterschiedliche Kanäle der Detektionseinheit 39 aufgenommen und an die Röntgenprojektionsdatenerfassungseinheit 34 weitergeleitet. Die erfassten Röntgenprojektionsdaten PD1, PD2 werden dann an eine Rekonstruktionseinheit 35 übermittelt. Die Rekonstruktionseinheit 35 rekonstruiert auf Basis der erfassten ersten Röntgenprojektionsdaten PD1 und zweiten Projektionsdaten PD2 einen Bilddatensatz BD. Bei der Rekonstruktion kann zum Beispiel ein auf der gefilterten Rückprojektion basierendes Rekonstruktionsverfahren zum Einsatz kommen. Weiterhin werden bei der Rekonstruktion erzeugte Hochenergiebilder und Niedrigenergiebilder voneinander subtrahiert, um eine dualenergetische Bilddarstellung zu erhalten. Die rekonstruierten Bilddaten BD werden anschließend über eine Ausgabeschnittstelle 36 an andere Einheiten zur Weiterverarbeitung oder an eine Anzeigeeinheit zur Bildausgabe weitergeleitet. The control device 31 also includes an X-ray projection data acquisition unit 34 , The X-ray projection data acquisition unit 34 detected by the detection unit 39 detected first projection data PD1 and second projection data PD2, which are each assigned to different X-ray energy spectra R _E1 , R _E2 . For example, the detection signals of X-rays having different X-ray spectra during the recording via different channels of the detection unit 39 and to the X-ray projection data acquisition unit 34 forwarded. The acquired X-ray projection data PD1, PD2 are then sent to a reconstruction unit 35 transmitted. The reconstruction unit 35 reconstructs an image data set BD on the basis of the acquired first x-ray projection data PD1 and second projection data PD2. In the reconstruction, for example, a reconstruction method based on the filtered backprojection can be used. Furthermore, high energy images and low energy images generated during reconstruction are subtracted from each other to obtain a dual energy image representation. The reconstructed image data BD are then transmitted via an output interface 36 forwarded to other units for further processing or to a display unit for image output.

In 4 ist in einer linken Teilzeichnung eine Spannungs-Zeit-Kurve SZK₁ gezeigt, mit der unterschiedliche Röntgenstrahlenspektren R_E1, R_E2 mit unterschiedlichen Röntgenenergien E1, E2 im zeitlichen Wechsel erzeugt werden können. Während einer Belichtungszeit werden also abwechselnd bzw. periodisch unterschiedliche elektrische Spannungen an eine Röntgenröhre angelegt. Die in der linken Teilzeichnung gezeigte Spannungs-Zeit-Kurve SZK₁ zeigt einen sinusförmigen Kurvenverlauf. Dabei liegt zum Beispiel bei dem Zeitpunkt T = 2,5 ms eine maximale Anodenspannung U_A = 50 kV an der Anode der Röntgenröhre an, während eine halbe Periode, d.h. 5 ms später eine minimale Anodenspannung U_A von nur noch 30 kV an der Anode der Röntgenröhre anliegt. Die Energie der Röntgenstrahlen wird also in diesem Fall kontinuierlich geändert. Ein entsprechender Detektor wechselt den Kanal zum Beispiel in Abhängigkeit zum Beispiel bei einem Schwellwert von 40 kV, so dass der Kanal nach 5 ms bei T = 5 ms gewechselt wird. Möglich sind auch rampenförmige oder sägezahnförmige Kurvenverläufe oder auch stufenförmige Kurvenverläufe. Ein solcher stufenförmiger Kurvenverlauf ist in der rechten Teilzeichnung der 4 gezeigt. Die in der rechten Teilzeichnung gezeigte Spannungs-Zeit-Kurve ZDK₂ zeigt einen rechteckförmigen Spannungs-Zeit-Kurvenverlauf, d.h. die Spannung U wechselt einfach alle 5 ms zwischen einem ersten Spannungswert von 50 kV und einem zweiten Spannungswert von 30 kV. In diesem Fall werden nur zwei verschiedene Röntgenenergiespektren bzw. diesen zugeordnete Röntgenstrahlen für die beiden Energien von 50 keV und 30 keV erzeugt. In 4 is a left-hand part drawing a voltage-time curve SZK ₁ shown, with the different X-ray spectra R _E1 , R _E2 can be generated with different X-ray energies E1, E2 in temporal change. During an exposure time, therefore, alternating or periodically different voltages are applied to an X-ray tube. The voltage-time curve SZK ₁ shown in the left part of the drawing shows a sinusoidal curve. In this case, for example, at the time T = 2.5 ms, a maximum anode voltage U _A = 50 kV at the anode of the X-ray tube, while half a period, ie 5 ms later, a minimum anode voltage U _A of only 30 kV at the anode the X-ray tube rests. The energy of the X-rays is thus changed continuously in this case. For example, a corresponding detector changes the channel depending on, for example, a threshold of 40 kV, so that the channel is changed after 5 ms at T = 5 ms. Also possible are ramp-shaped or sawtooth-shaped curves or step-shaped curves. Such a step-shaped curve is in the right part of the drawing 4 shown. The voltage-time curve ZDK ₂ shown in the right-hand part of the drawing shows a rectangular voltage-time curve, ie the voltage U alternates between a first voltage value of 50 kV and a second voltage value of 30 kV every 5 ms. In this case, only two different X-ray energy spectra or associated X-rays are generated for the two energies of 50 keV and 30 keV.

Die in 4 aufgeführte Spannung U der Spannungs-Zeit-Kurve entspricht der Anodenspannung U_A einer Röntgenröhre. Die maximale Energie E_max der durch die Anodenspannung U_A erzeugten Röntgenstrahlung R wird über die Gleichung E_max = U_A·e (1) ermittelt, wobei e die Elementarladung der in der Röntgenröhre beschleunigten Elektronen repräsentiert. In the 4 listed voltage U of the voltage-time curve corresponds to the anode voltage U _{A of} an X-ray tube. The maximum energy E _{max of} the X radiation R generated by the anode voltage U _A is given by the equation E _max = U _A · e (1) where e represents the elementary charge of the electrons accelerated in the x-ray tube.

Wird nun U_A zeitlich beispielsweise mit einer Periode T = 10 ms variiert, so erhält man für den Fall einer stufenförmigen Variation Röntgenstrahlung R abwechselnd in Zeitabständen einer halben Periode von 5 ms mit unterschiedlicher Energie E1, E2, je nachdem, ob die in diesem Fall stufenförmige Zeit-Spannungskurve gerade ein Maximum oder ein Minimum durchläuft. Synchron zu der zeitlichen Variation der an die Röntgenröhre angelegten elektrischen Spannung U_A muss auch der die mit alternierender Röntgenenergie emittierte Röntgenstrahlung erfassende Detektor in sehr schneller Abfolge zwischen der Aufnahme verschiedener Bilder, d.h. verschiedener Röntgenstrahlung mit einem unterschiedlichen Röntgenenergiespektrum hin- und herschalten. If, for example, U _{A is} temporally varied with a period T = 10 ms, X-ray radiation R is obtained alternately at intervals of half a period of 5 ms with different energy E1, E2, depending on whether in this case Stepped time-voltage curve just goes through a maximum or minimum. Synchronous with the temporal variation of the voltage applied to the X-ray tube voltage U _A must also switch the emitted with alternating X-ray energy X-ray detector in very fast sequence between the recording of different images, ie different X-ray radiation with a different X-ray energy spectrum back and forth.

In 5 ist in einer Anordnung 50 ein einzelnes Pixel P_D eines solchen Detektors mit einer geeigneten Detektorelektronik DE gezeigt, welcher die zeitlich alternierend erzeugte Röntgenstrahlung R erfasst und je nach Röntgenstrahlenenergie bzw. je nach Zeitintervall in getrennten Zwischenspeichereinheiten, sogenannten Bins BN₁, BN₂, abspeichert. Je nachdem, ob gerade Röntgenstrahlung mit einer ersten Energie E1 detektiert wird oder Röntgenstrahlung mit einer zweiten Energie E2 detektiert wird, wird zwischen den beiden Bins BN₁, BN₂ hin- und hergeschaltet. Am Ende der Belichtungszeit werden die erfassten Bildinformationen aus den Bins BN₁, BN₂ ausgelesen. Das Schalten erfolgt mit Hilfe eines Schalters S, der über ein Bin-Signal SB_D von der Detektor-Ansteuerungseinheit 33 gesteuert wird. Die Bins BN₁, BN₂ dienen dem Detektorpixel P_D als Integrationseinheiten, welche gemäß dem äußeren Signal SB_D umgeschaltet werden können. Die die Pixel P_D sowie die genannte Detektorelektronik DE umfassenden Detektoren können vorteilhaft in CMOS-Technik hergestellt werden, weil die gewünschten Schaltgeschwindigkeiten ermöglichen. In 5 is in an arrangement 50 a single pixel P _D of such a detector with a suitable detector electronics DE shown, which detects the temporally alternately generated X radiation R and depending on the X-ray energy or depending on the time interval in separate buffer units, so-called Bins BN ₁ , BN ₂ , stores. Depending on whether X-ray radiation is detected with a first energy E1 or X-radiation is detected with a second energy E2, BN ₁ , BN _{2 is switched} back and forth between the two bins. At the end of the exposure time, the captured image information is read from the bins BN ₁ , BN ₂ . The switching is done by means of a switch S, via a bin signal SB _D from the detector driving unit 33 is controlled. The bins BN ₁ , BN ₂ serve the detector pixel P _D as integration units, which can be switched according to the external signal SB _D. The detectors comprising the pixels P _D as well as the mentioned detector electronics DE can advantageously be produced in CMOS technology because the desired switching speeds are possible.

Der Detektor ist mit der Röntgenquelle derart synchronisiert, dass für definierte Anodenspannungsbereiche der Detektor die Detektorsignale in einem vordefinierten Bin BN₁, BN₂, welcher jeweils einem Signalkanal zugeordnet ist, akkumuliert. Zum Beispiel können Signalladungen für den Fall einer Emission von Röntgenstrahlung nach dem Muster der Spannungs-Zeit-Kurve SZK₁ in der linken Teilzeichnung der 4 während einer ersten halben Periode von t = 0 s bis t = 5 ms entsprechend der Röntgenstrahlung, welche mit einer Anodenspannung von >= 40 kV erzeugt wurde, in dem ersten Bin BN₁ akkumuliert werden und können während einer zweiten halben Periode von t = 5 ms bis t = 10 ms Signalladungen entsprechend der Röntgenstrahlung, welche mit einer Anodenspannung von <= 40 kV erzeugt wurde, in dem zweiten Bin BN₂ akkumuliert werden. Nach dem Belichtungszyklus werden dann die Bilder aus den beiden Bins BN₁, BN₂ ausgelesen, wobei die Daten aus dem ersten Bin BN₁ ein Hochenergiebild ergeben und die Daten aus dem zweiten Bin BN₂ ein Niedrigenergiebild ergeben. Selbstverständlich sind die einzelnen Bins für jeden der Pixel des Detektors vorhanden, so dass sich das Niedrigenergiebild und das Hochenergiebild aus einer Vielzahl von Pixeldaten zusammensetzen. Nur der Einfachheit halber wurde sich bei der Erläuterung auf die Beschreibung eines einzelnen Pixels beschränkt. The detector is synchronized with the X-ray source in such a way that for defined anode voltage ranges the detector accumulates the detector signals in a predefined Bin BN ₁ , BN ₂ , which is assigned to a respective signal channel. For example, signal charges in the case of emission of X-ray radiation may follow the pattern of the voltage-time curve SZK ₁ in the left Partial drawing of the 4 during a first half period from t = 0 s to t = 5 ms corresponding to the x-ray generated with an anode voltage> = 40 kV, to be accumulated in the first bin BN ₁ and may be during a second half period of t = 5 ms to t = 10 ms, signal charges corresponding to the X-rays generated with an anode voltage of <= 40 kV are accumulated in the second bin BN ₂ . After the exposure cycle, the images are then read from the two bins BN ₁ , BN ₂ , the data from the first bin BN ₁ giving a high energy image and the data from the second bin BN ₂ giving a low energy image. Of course, the individual bins are provided for each of the pixels of the detector so that the low energy image and the high energy image are composed of a plurality of pixel data. For the sake of simplicity, the explanation has been limited to the description of a single pixel.

Zusätzlich kann jedes der Bins BN₁, BN₂ mit auf das jeweilige Röntgenstrahlenspektrum optimierten spezifischen Parametern geschaltet werden. Dies sind zum Beispiel die Sensitivität, der Pulsshaper oder die Signalschwelle. Auf diese Weise wird die spätere Bildqualität pro Bin optimiert. Im Normalbetrieb kann ein so ausgeführter Detektor bei Belichtung mit Röntgenstrahlung mit einem unveränderten Röntgenstrahlenspektrum dahingehend verwendet werden, dass die Bins für die Erweiterung des Dynamikbereichs des Detektors genutzt werden. In addition, each of the bins BN ₁ , BN ₂ can be switched with specific parameters optimized for the respective X-ray spectrum. These are, for example, the sensitivity, the pulse shaper or the signal threshold. In this way, the later image quality per bin is optimized. In normal operation, a detector designed in this way can be used when exposed to X-radiation with an unchanged X-ray spectrum in such a way that the bins are used for the extension of the dynamic range of the detector.

In 6 ist ein Flussdiagramm 600 gezeigt, mit dem ein Verfahren zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten von zu untersuchendem Brustgewebe veranschaulicht ist. Vor dem Start des Bildgebungsverfahrens wird dem Patienten üblicherweise ein Kontrastmittel in die Blutbahn injiziert. Das Kontrastmittel gelangt über Blutgefäße auch in die Brust. Blutgefäße befinden sich in der Brust vor allem an den Stellen, an denen Läsionen vorhanden sind, die bei dem Bildgebungsverfahren verdeutlicht werden sollen. Bei dem Schritt 6.I werden alternierend erste und zweite Röntgenstrahlen R(E1), R(E2) erzeugt, welchen unterschiedliche Röntgenspektren mit unterschiedlichen Röntgenstrahlenenergien zugeordnet sind. Bei dem Schritt 6.II werden alternierend erste und zweite kontrastmittelbeeinflusste Röntgenprojektionsdaten PD1, PD2 mit unterschiedlichen Röntgenstrahlenenergien alternierend über unterschiedliche Kanäle eines Röntgendetektors erfasst, welche einen Untersuchungsbereich, in dem in dem konkreten Ausführungsbeispiel eine menschliche Brust liegt, durchlaufen haben. Anschließend wird bei dem Schritt 6.III auf Basis der ersten und zweiten kontrastmittelbeeinflussten Röntgenprojektionsdaten PD1, PD2 ein dual-energetischer Bilddatensatz BD(PD1, PD2) erzeugt. In 6 is a flowchart 600 with which a method for generating contrast-affected image data of breast tissue to be examined is illustrated. Prior to the start of the imaging procedure, the patient is typically injected with a contrast agent into the bloodstream. The contrast medium also reaches the breast via blood vessels. Blood vessels are located in the chest, especially at the sites where lesions are present, which should be clarified in the imaging process. In step 6.I, alternating first and second X-rays R (E1), R (E2) are generated, to which different X-ray spectra with different X-ray energies are assigned. In step 6.II, alternately first and second contrast-medium-influenced X-ray projection data PD1, PD2 with different X-ray energies are detected alternately via different channels of an X-ray detector, which have passed through an examination area in which a human breast lies in the concrete exemplary embodiment. Subsequently, a dual-energy image data set BD (PD1, PD2) is generated in step 6.III on the basis of the first and second contrast-medium-influenced X-ray projection data PD1, PD2.

Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorbeschriebenen Verfahren und Vorrichtungen lediglich um bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung handelt und dass die Erfindung vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. So wurden das Verfahren und die Steuerungseinrichtung sowie das Röntgenbildgebungssystem in erster Linie anhand eines Systems zur Aufnahme von medizinischen Bilddaten erläutert. Die Erfindung ist jedoch nicht auf eine Anwendung im medizinischen Bereich beschränkt, sondern die Erfindung kann auch grundsätzlich auf die Aufnahme von Bildern für andere Zwecke angewandt werden. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit“ nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können. It is finally pointed out again that the above-described methods and devices are merely preferred embodiments of the invention and that the invention can be varied by a person skilled in the art without departing from the scope of the invention, as far as it is specified by the claims. Thus, the method and the control device as well as the X-ray imaging system have been explained primarily on the basis of a system for recording medical image data. However, the invention is not limited to an application in the medical field, but the invention can also be applied basically to the recording of images for other purposes. For the sake of completeness, it is also pointed out that the use of indefinite articles does not exclude "a" or "one", that the characteristics in question can also be present multiple times. Similarly, the term "unit" does not exclude that it consists of several components, which may also be spatially distributed.

BezugszeichenlisteLIST OF REFERENCE NUMBERS

11

Röntgenquelle  X-ray source

33

Kompressionsplatte  compression plate

44

Brust  chest

55

Objekttisch  stage

66

Bildsensor/Röntgendetektor  Image sensor / X-ray detector

1010

Mammographiesystem  mammography system

2020

Thomosynthesesystem  Thomosynthesesystem

3030

Röntgenbildgebungssystem  X-ray imaging system

3131

Steuerungseinrichtung  control device

3232

Röntgenquellen-Ansteuerungseinheit  X-ray source driving unit

3333

Detektor-Ansteuerungseinheit  Detector driving unit

3535

Rekonstruktionseinheit  reconstruction unit

3636

Ausgabeschnittstelle  Output interface

3737

Röntgenbildgebungseinheit  X-ray imaging unit

3838

Röntgenquelle  X-ray source

3939

Detektionseinheit  detection unit

5050

Detektoranordnung  detector array

BDBD

Bilddatensatz  Image data set

BN₁, BN₂ BN ₁ , BN ₂

Bins bins

BSBS

Bin-Signal  Bin signal

DEDE

Detektorelektronik  detector electronics

E1, E2E1, E2

Röntgenenergien  X-ray energies

MM

Objektmittelpunkt  Object center

P_D P _D

Detektorpixel  detector pixels

PD1PD1

erste Projektionsdaten  first projection data

PD2PD2

zweite Projektionsdaten  second projection data

RR

Röntgenstrahlung  X-rays

R(E1)R (E1)

erste Röntgenstrahlen  first X-rays

R(E2)R (E2)

zweite Röntgenstrahlen  second x-rays

R_E1, R_E2 R _E1 , R _E2

Röntgenstrahlenspektren  X-ray spectra

SS

Schalter  switch

SB_R SB _R

Steuerbefehle commands

SZK₁, SZK₂ SZK ₁ , SZK ₂

Spannungs-Zeit-Kurve Voltage-time curve

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG QUOTES INCLUDE IN THE DESCRIPTION

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Zitierte PatentliteraturCited patent literature

• DE 102012215 A1 [0009] DE 102012215 A1 [0009]

Claims (14)

Verfahren zum Erzeugen von kontrastmittelbeeinflussten Bilddaten (BD) von einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts, vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe (4), aufweisend die Schritte: – Erzeugen von Röntgenstrahlung (R) mit zumindest zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) im zeitlichen Wechsel, – im zeitlichen Wechsel alternierendes Erfassen von mindestens ersten und zweiten kontrastmittelbeeinflussten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) von dem Untersuchungsbereich (FoV) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiesprektra (R_E1, R_E2), – Rekonstruieren eines multi-energetischen Bilddatensatzes (BD) auf Basis der erfassten mindestens ersten und zweiten kontrastmittelbeeinflussten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2). Method for generating contrast-affected image data (BD) from an examination area of an examination object, preferably to breast tissue to be examined ( 4 ), comprising the steps of: generating X-ray radiation (R) with at least two different X-ray energy spectra (R _E1 , R _E2 ) in temporal change, alternately detecting temporally alternating at least first and second contrast-affected X-ray projection data (PD1, PD2) from the examination region (FoV) with at least two different Röntgenenergiesprektra (R _E1 , R _E2 ), - Reconstructing a multi-energetic image data set (BD) based on the detected at least first and second contrast-affected X-ray projection data (PD1, PD2). Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein zweidimensionales dual-energetisches Mammogramm auf Basis der erfassten ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) rekonstruiert wird. The method of claim 1, wherein a two-dimensional dual-energy mammogram is reconstructed based on the acquired first and second X-ray projection data (PD1, PD2). Verfahren nach Anspruch 1, wobei die ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) jeweils aus mehreren unterschiedlichen Winkeln erfasst werden und ein dreidimensionaler Tomosynthese-Bilddatensatz des Untersuchungsbereichs (FoV) auf Basis der erfassten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) rekonstruiert wird. The method of claim 1, wherein the first and second X-ray projection data (PD1, PD2) are each detected from a plurality of different angles and a three-dimensional tomosynthesis image data set of the examination area (FoV) is reconstructed on the basis of the acquired X-ray projection data (PD1, PD2). Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei zur alternierenden Erzeugung der Röntgenstrahlung (R) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) an eine Anode einer Röntgenröhre einer Röntgenquelle eine zeitlich wechselnde elektrische Spannung (U_A) angelegt wird. Method according to one of claims 1 to 3, wherein for alternately generating the X-radiation (R) with at least two different X-ray energy spectra (R _E1 , R _E2 ) to an anode of an X-ray tube of an X-ray source, a time-varying electrical voltage (U _A ) is applied. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die zeitlich wechselnde elektrische Spannung (U_A) eine Spannungs-Zeit-Kurve (SZK₁, SZK₂) umfasst, welche eine der folgenden Gestalten annimmt: – Sinusform, – Rampenform, – Sägezahnform, – Stufenform. Method according to claim 4, wherein the time-varying electrical voltage (U _A ) comprises a voltage-time curve (SZK ₁ , SZK ₂ ) which assumes one of the following shapes: sinusoidal form, ramp form, sawtooth form, step shape. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei ein Röntgendetektor (39) zum zeitlich wechselnden Detektieren der Röntgenstrahlung (R) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) zwischen der Detektion von Röntgenstrahlung (R) mit unterschiedlichen Röntgenspektren (R_E1, R_E2) umgeschaltet wird. Method according to one of claims 1 to 5, wherein an X-ray detector ( 39 ) (For temporally changing detecting the X-ray radiation R) (with at least two different X-ray energy spectra R _E1, R _E2) (between the detection of X-ray radiation R) (with different X-ray spectra R _E1, R _E2) is switched. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Umschaltung zwischen der Detektion von Röntgenstrahlung (R) mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) synchronisiert mit der an einer Röntgenröhre anliegenden zeitlichen alternierenden elektrischen Spannung (U_A) vorgenommen wird. The method of claim 6, wherein the switching between the detection of X-rays (R) with different X-ray energy spectra (R _E1 , R _E2 ) synchronized with the voltage applied to an X-ray tube alternating electrical voltage (U _A ) is made. Verfahren nach Anspruch 7, wobei der Röntgendetektor (6) zum zeitlich wechselnden Detektieren der Röntgenstrahlung (R) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) zwischen mindestens zwei verschiedenen parallelen Signalkanälen (BIN₁, BIN₂) umgeschaltet wird. Method according to claim 7, wherein the x-ray detector ( 6 ) for temporally changing detection of the X-radiation (R) with at least two different X-ray energy spectra (R _E1 , R _E2 ) between at least two different parallel signal channels (BIN ₁ , BIN ₂ ) is switched. Verfahren nach Anspruch 8, wobei ein jeweiliger Signalkanal (BIN₁, BIN₂) an eine Röntgenstrahlung mit einem vorbestimmten Röntgenspektrum (R_E1, R_E2) angepasst wird, indem der jeweilige Signalkanal auf für das jeweilige Röntgenenergiespektrum (R_E1, R_E2) spezifische Kanalparameter eingestellt wird. The method of claim 8, wherein a respective signal channel (BIN _1, BIN ₂₎ on an X-ray with a predetermined X-ray spectrum (R _E1, R _E2) is adjusted by the respective signal channel specific to the respective X-ray energy spectrum (R _E1, R _E2) Channel parameter is set. Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Kanalparameter mindestens einen der folgenden Parameter umfassen: – Sensitivität, – Pulsshaper, – Signalschwelle. The method of claim 9, wherein the channel parameters include at least one of the following parameters: - Sensitivity, - pulse shaper, - Signal threshold. Steuerungseinrichtung (31) zum Ansteuern einer Röntgenbildgebungseinheit (37) eines Röntgenbildgebungssystems (30), aufweisend: – eine Röntgenquellen-Ansteuerungseinheit (32) zum Ansteuern einer Röntgenquelle (38), derart, dass im zeitlichen Wechsel Röntgenstrahlung (R) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) erzeugt wird, – eine Detektor-Ansteuerungseinheit (33) zum Ansteuern eines Röntgendetektors (39) derart, dass von dem Röntgendetektor (39) mindestens erste und zweite kontrastmittelbeeinflusste Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) von einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts (O), vorzugsweise zu untersuchendem Brustgewebe (4), mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektra (R_E1, R_E2) im zeitlichen Wechsel erfasst werden, – eine Projektionsdatenerfassungseinheit (34) zum Erfassen der zumindest ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2) von dem Röntgen-Detektor (39), – eine Bildrekonstruktionseinheit (35) zum Rekonstruieren von multi-energetischen Bilddaten (BD) auf Basis der erfassten zumindest ersten und zweiten Röntgenprojektionsdaten (PD1, PD2). Control device ( 31 ) for driving an X-ray imaging unit ( 37 ) of an X-ray imaging system ( 30 ), comprising: - an x-ray source driving unit ( 32 ) for driving an X-ray source ( 38 ), such that in a temporal change X-radiation (R) with at least two different X-ray energy spectra (R _E1 , R _E2 ) is generated, - a detector drive unit ( 33 ) for driving an X-ray detector ( 39 ) such that from the X-ray detector ( 39 ) at least first and second contrast-medium-influenced X-ray projection data (PD1, PD2) from an examination region of an examination subject (O), preferably to be examined breast tissue ( 4 ), with at least two different Röntgenenergiespektra (R _E1 , R _E2 ) are detected in temporal change, - a projection data acquisition unit ( 34 ) for capturing the at least first and second X-ray projection data (PD1, PD2) from the X-ray detector ( 39 ), - an image reconstruction unit ( 35 ) for reconstructing multi-energy image data (BD) based on the acquired at least first and second X-ray projection data (PD1, PD2). Röntgenbildgebungssystem (30), aufweisend: – eine auf Röntgenstrahlung (R) mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) im zeitlichen Wechsel umschaltbare Röntgenquelle (38), – einen zeitlich wechselnd auf die Detektion von Röntgenstrahlung mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_E1, R_E2) umschaltbaren Röntgendetektor (39), – eine Steuerungseinrichtung (31) nach Anspruch 11. X-ray imaging system ( 30 ), comprising: - an X-ray source (X) with different X-ray energy spectra (R _E1 , R _E2 ) that can be switched over with a time change (FIG. 38 ), An X-ray detector which can be switched over temporally to detect X-ray radiation with different X-ray energy spectra (R _E1 , R _E2 ) ( 39 ), - a control device ( 31 ) according to claim 11. Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches direkt in eine Speichereinheit eines Röntgenbildgebungssystems (30) nach Anspruch 12 ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 auszuführen, wenn das Computerprogramm in dem Röntgenbildgebungssystem (30) ausgeführt wird. A computer program product comprising a computer program which is stored directly in a storage unit of an x-ray imaging system ( 30 ) according to claim 12, with program sections to carry out all the steps of the method according to one of claims 1 to 10, when the computer program in the X-ray imaging system ( 30 ) is performed. Computerlesbares Medium, auf welchem von einer Rechnereinheit eines Röntgenbildgebungssystems (30) nach Anspruch 12 einlesbare und ausführbare Programmabschnitte gespeichert sind, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 auszuführen, wenn die Programmabschnitte von der Rechnereinheit des Röntgenbildgebungssystems (30) ausgeführt werden. Computer-readable medium on which a computer unit of an x-ray imaging system ( 30 ) are stored according to claim 12 readable and executable program sections to perform all the steps of the method according to one of claims 1 to 10, when the program sections from the computer unit of the X-ray imaging system ( 30 ).

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