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Die Erfindung betrifft ein Computertomographiegerät zur Durchführung eines Spiralscans. Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zum Steuern eines Computertomographiegeräts.
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In der klinischen Anwendung wird mit Hilfe des Computertomographiegeräts ein Datensatz für ein Röntgenbild erfasst, anhand dessen ein spezifisches Material innerhalb eines zu untersuchenden Objekts oder eines Patienten bestimmt wird. Der Aspekt der Materialbestimmung bekommt in der alltäglichen klinischen Fragestellung eine immer größere Bedeutung, so dass sich die Bedeutung und das Anwendungsspektrum der Computertomographiegeräte wesentlich vergrößert.
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Ein Computertomographiegerät mit dessen Hilfe eine Materialerkennung bei der Auswertung und Darstellung von Röntgendaten erfolgt, funktioniert nach dem Prinzip des sogenannten Dual-Energy-Verfahrens. Bei diesem Verfahren wird das zu untersuchende Objekt oder der Patient beispielsweise sowohl mit Röntgenquanten bis zu 80 keV als auch mit Röntgenquanten bis zu 140 keV gescannt. Dabei können entweder zwei Röntgenstrahler mit unterschiedlicher Energie eingesetzt werden oder die Röhrenspannung eines Röntgenstrahlers kann alternierend umgeschaltet werden. Durch die unterschiedlichen Röntgenspektren der beiden Röntgenstrahlungen wird eine unterschiedliche mittlere Abschwächung erzeugt, so dass im Vergleich zu einem konventionellen Computertomographiegerät in einem Normalbetrieb umfangreichere Informationen erhalten werden.
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In der
DE 10 2004 031 168 A1 ist ein bildgebendes Röntgengerät beschrieben, bei dem in einen fächerstrahlförmigen Strahlengang ein zweiteiliger Filter eingebracht ist. Die beiden in Strahlungsrichtung nebeneinander angeordneten Teile des Filters teilen den Fächerstrahl in zwei hinsichtlich ihrer Intensität unterschiedliche Strahlenfächer auf.
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In der
US 2008/0198963 A1 und der
US 2005/0220265 A1 sind Röntgensysteme für eine Dual-Energy-Visualisierung beschrieben, bei denen ein rotierender Röntgenfilter in dem Röntgenstrahl positioniert ist, so dass durch die Rotation des Röntgenfilters sich das Spektrum der Röntgenstrahlung ändert. Für jede Position werden dabei abwechselnd Aufnahmen gemacht, wobei jede der Aufnahmen einem anderen Röntgenspektrum entspricht.
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Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine kostengünstige und einfache Gewinnung von Dual-Energy-Aufnahmen eines Objekts oder Patienten mittels eines einzigen Röntgenstrahlers zu ermöglichen.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Computertomographiegerät, zur Durchführung eines Spiralscans, umfassend einen rotierbaren Röntgenstrahler zum Erzeugen eines Strahlenfächers und einen diametral gegenüber positionieren Röntgendetektor mit einer zugeordneten Auswerteeinheit, wobei ein dem Röntgenstrahler nachgeschalteter Röntgenfilter vorgesehen ist, dessen Position mit der des Röntgendetektors korreliert ist und der zum Erzeugen eines ungefilterten und gleichzeitig eines gefilterten Strahlungsanteils des Strahlenfächers im Betrieb teilweise in den Strahlenfächer eingefahren ist, wobei die Strahlungsanteile unterschiedliche Röntgenspektren aufweisen und wobei die Auswerteeinheit dafür ausgebildet ist, ein Messsignal des ungefilterten Strahlungsanteils von einem Messsignal des gefilterten Strahlungsanteiles zur Gewinnung von Dual-Energy-Aufnahmen separat auszuwerten.
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Die Erfindung basiert auf der Überlegung, dass mit Hilfe des Röntgenfilters die Röntgenstrahlung eines einzigen Röntgenstrahlers in Bezug auf ihr Röntgenspektrum aufgeteilt werden kann. Dabei stellt der vorgeschlagene Röntgenfilter eine Material sparende und einfache Ausführung dar, die sich durch eine besonders kostengünstige Realisierung auszeichnet.
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Unter Röntgenstrahlung wird hierbei die Strahlung verstanden, die aufgrund einer zwischen einer Anode und einer Kathode im Röntgenstrahler angelegten Röhrenspannung entsteht und vom Röntgenstrahler nach Art eines Strahlenfächers emittiert wird. Diese Röntgenstrahlung weist ein Spektrum auf, dessen Maximum im keV dem Maximum der Röhrenspannung in kV entspricht. Durch den Einsatz des Röntgenfilters liegen sozusagen zwei räumlich aneinander angrenzende Teil-Strahlenfächer vor, nämlich der ungefilterte und der gefilterte Strahlungsanteil, welche unterschiedliche Röntgenspektren aufweisen und welche gleichzeitig den Patienten durchdringen und anschließend vom Röntgendetektor detektiert werden. Die Erzeugung beider Strahlungsanteile erfolgt über die Positionierung des Röntgenfilters, der nicht den vollständigen Strahlenfächer abdeckt. Der ungefilterte Strahlungsanteil ist dabei eine ursprüngliche Röntgenstrahlung, welche durch die Röhrenspannung bestimmt ist. Der Strahlungsanteil, der durch den Röntgenfilter durchgeht, besteht aus einer gefilterten Röntgenstrahlung, deren Röntgenspektrum in Bezug auf das der ungefilterten Röntgenstrahlung verändert ist. Die Änderung des Röntgenspektrums ist abhängig von der Ausgestaltung des Röntgenfilters, insbesondere vom eingesetzten Material und von der Dicke des Filtermaterials, die von der Röntgenstrahlung zu durchdringen ist.
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Da die Position des Röntgenfilters mit der des Röntgendetektors korreliert ist, können die vom Röntgendetektor aufgenommenen Bilddaten den beiden Teil-Strahlenfächern zugeordnet werden. Durch diese Zuordnung erhält man aus einem Scan mit einem Röntgenstrahler zwei Datensätze mit spezifischem Informationsgehalt, mit deren Hilfe insbesondere das durchstrahlte Gewebe oder Material bestimmt wird.
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Ein wesentlicher Vorteil beim Einsetzen eines solchen Röntgenfilters ist, dass der Röntgenstrahler zum Erzeugen der beiden Strahlungsanteile nicht umgeschaltet werden muss, sondern er wird während einer Untersuchung des Patienten stets mit der gleichen Röhrenspannung betrieben. Die vorgeschlagene Lösung zur Gewinnung von Dual-Energy-Aufnahmen ist zudem besonders günstig, da keine doppelten Komponenten des Computertomographiegeräts, wie zum Beispiel zwei mit unterschiedlichen Röntgenspannungen betriebene Röntgenstrahler bzw. zwei Röntgendetektoren, erforderlich sind. Darüber hinaus kann der Röntgenfilter zum Nachrüsten von herkömmlichen Computertomographiegeräten eingesetzt werden, indem er lediglich im Strahlenfächer zwischen dem Röntgenstrahler und dem Patienten positioniert wird und seine Position bei der Auswertung der Bilddaten berücksichtigt wird. Die vorgeschlagene Gewinnung von Dual-Energy-Aufnahmen durch Filterung der Röntgenstrahlung macht auf technisch einfachem Weg ein Single-Source-Computertomographiegerät zum Dual-Energy-Scanner und ermöglicht es, dass sich Dual-Energy-Aufnahmen auf breiter Basis im klinischen Alltag etablieren.
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Im Hinblick auf eine besonders genaue Auswertung der vom Röntgendetektor erhaltenen Daten ist bevorzugt die Position des Röntgenstrahlers mit der des Röntgendetektors derart korreliert, dass bei der Auswertung eine Zuordnung vorliegt auf welchen Bereichen des Röntgendetektors die beiden Strahlungsanteile auftreffen. Bei einer Änderung der Position des Röntgenfilters gegenüber dem Röntgenstrahler ändern sich auch die Größe und Position des durch den Röntgenfilter abgeschatteten Teilbereichs. Die Größe und Anordnung der Teilbereiche des Röntgendetektors sind jedoch durch die Korrelation mit der Position des Röntgenfilters zu jedem Zeitpunkt bekannt und werden für eine Echtzeit-Auswertung herangezogen.
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Gemäß einer bevorzugten Ausführungsvariante ist der Röntgenfilter zum Herausfiltern einer niederenergetischen Röntgenstrahlung wahlweise aus Zinn, Aluminium, Kupfer, Titan oder Wolfram ausgebildet. Unter niederenergetischer Röntgenstrahlung wird hierbei insbesondere das Röntgenspektrum bis zur Maximalintensität der emittierten, ungefilterten Bremsstrahlung verstanden. Es erfolgt dabei eine sogenannte Aufhärtung der Röntgenstrahlung, d. h. die Röntgenstrahlung wird insgesamt geschwächt, wobei sich diese Schwächung verstärkt auf den niederenergetischen Anteil auswirkt und somit einen größeren Anteil der höherenergetischen Röntgenstrahlung in der Verteilung im Röntgenspektrum bewirkt. Alternativ oder ergänzend ist es möglich die gewünschten Eigenschaften des Röntgenfilters durch eine passend gewählte Dicke des Filtermaterials einzustellen. Darüber hinaus kann der Röntgenfilter auch zwei- oder mehrlagig sein, d. h. er besteht aus zwei oder mehreren Schichten unterschiedlicher Zusammensetzung, die eine Filtereinheit bilden, indem sie in Strahlungsrichtung übereinander gelegt sind, so dass sie nacheinander durchstrahlt werden. Abhängig von der Ausgestaltung des Röntgenfilters (Material, Dicke, etc.) wird eine Änderung des Röntgenspektrums bewirkt, wobei diese Änderung gegenüber dem ungefilterten Strahlungsanteil ausschlaggebend ist.
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Nach einer bevorzugten Ausgestaltung deckt der Röntgenfilter einen vorgegebenen Teilbereich des Röntgendetektors in einer definierten Erstreckungsrichtung des Röntgendetektors ab. Die Erstreckungsrichtung kann hierbei die φ-Richtung des Röntgendetektors, d. h. die Längsrichtung des Röntgendetektors sein. Alternativ kann der Röntgenfilter einen Teilbereich des Röntgendetektors in Z-Richtung, d. h. in Querrichtung des Röntgendetektors abdecken. In beiden Fällen ist der vorgegebene Teilbereich bekannt, so dass die Messsignale bei der Auswertung eindeutig der gefilterten und der ungefilterten Röntgenstrahlung zugeordnet werden können. Die genaue Justierung des Röntgenfilters im Strahlengang kann dabei durch bereits etablierte Kalibrier-Mechanismen erfolgen.
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Nach einer weiteren bevorzugten Ausgestaltung deckt der Röntgenfilter die Hälfte des Röntgendetektors in der definierten Erstreckungsrichtung ab. Bei dieser Ausgestaltung sind beide Teilbereiche des Röntgendetektors, auf welche die gefilterte und die ungefilterte Röntgenstrahlung auftrifft, gleich groß, so dass für beide Strahlungsanteile eine möglichst große Fläche des Röntgendetektors zur Verfügung gestellt ist, damit ein ausreichendes Messsignal erhalten bzw. eine gute Bildqualität erreicht wird.
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Vorteilhafterweise ist der Röntgenfilter in den Strahlenfächer verfahrbar angeordnet. Durch das Einfahren des Röntgenfilters in den Strahlengang oder ein vollständiges Herausfahren aus dem Strahlengang kann das Computertomographiesystem zwischen einen Dual-Energy- und einem Standard-Modus geschaltet werden. Des Weiteren liegt durch den verfahrbaren Röntgenfilter ein in Bezug auf den Röntgenstrahler dynamischer Röntgenfilter vor, dessen Position verstellbar ist, so dass die Größe der Strahlungsanteile ebenfalls abhängig von den Scan-Anforderungen einstellbar ist.
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Bevorzugt sind mehrere Röntgenfilter vorgesehen, die in den Strahlenfächer verfahrbar sind. Für die unterschiedlichen Anforderungen bzw. Anwendungsfälle sind mehrere Filter vorgesehen, die sich hinsichtlich ihres Materials und/oder ihrer Dicke unterscheiden. Der Satz von Röntgenfiltern ist insbesondere auf einem gemeinsamen Träger angeordnet und je nach Filterungsanforderungen werden einer oder mehrere der Röntgenfilter in den Strahlenfächer hineingefahren.
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Gemäß einer vorteilhaften Ausführungsform des Computertomographiegeräts ist der Röntgenfilter derart verfahrbar angeordnet, dass er während einer vollständigen Rotation des Röntgenstrahlers mindestens zwischen einer Abdeckposition, in der er den Strahlenfächer vollständig abdeckt, und einer ausgefahrenen Position, in der er den Strahlenfächer vollständig freigibt, verstellbar ist. Somit ist der Bewegungsablauf des Röntgenfilters mit der Rotation des Röntgenstrahlers synchronisiert. Der Röntgenfilter kann mittels einer einfachen Bewegungsmechanik linear oder bei einer Rotation aus dem Strahlenfächer herausgefahren und wieder hineingefahren werden. Für die Auswertung bedeutet dies, dass beim Übergang von der Abdeckposition in die ausgefahrene Position der Teilbereich zum Detektieren der gefilterten Strahlung immer kleiner wird, bis der Röntgendetektor nur noch die ungefilterte Strahlung aufnimmt, wenn sich der Röntgenfilter in der ausgefahrenen Position befindet. Anschließend, beim Verfahren des Röntgenfilters von der ausgefahrenen Position in die Abdeckposition wird der Strahlungsanteil der gefilterten Strahlung immer größer, bis der Röntgenfilter wieder die Abdeckposition angenommen hat und der Röntgendetektor nur noch gefilterte Röntgenstrahlung aufnimmt. Dieser Vorgang kann sich innerhalb einer Rotation des Röntgenstrahlers um den Patienten auch mehrmals mit einem vorgegebenen Takt wiederholen. Dabei ist die Position des Röntgenfilters zu jedem Zeitpunkt in Bezug auf den Röntgendetektor bekannt, so dass die Auswertung der beiden Messsignale nicht verfälscht wird. Durch dieses Verfahren wird eine Pulsierung der ungefilterten und der gefilterten Röntgenstrahlung erhalten.
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Im Hinblick auf eine besonders effiziente Ausgestaltung eines verfahrbaren Röntgenfilters ist der Röntgenfilter bevorzugt rotierbar angeordnet. Insbesondere rotiert der Röntgenfilter um eine Mittelachse des Strahlenfächers. Wenn sich der Röntgenfilter bei seiner Rotation senkrecht zur Mittelachse befindet, deckt er den kompletten Strahlenfächer ab. Alternativ, wenn der Röntgenfilter sich parallel zur Mittelachse des Strahlenfächers erstreckt und komplett außerhalb des Strahlenfächers ist, dann detektiert der Röntgendetektor nur die ungefilterte Strahlung. In den anderen Positionen deckt der Röntgenfilter bei seiner Rotation einen ständig wachsenden oder schrumpfenden Teilbereich des Röntgendetektors ab, so dass sowohl gefilterte als auch ungefilterte Röntgenstrahlung gemessen wird.
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Im Hinblick auf eine konstruktiv möglichst einfache Ausgestaltung umfasst der Röntgenstrahler bevorzugt eine Strahlerblende, in welcher der Röntgenfilter eingebaut ist. Herkömmliche Computertomographiegeräte sind in der Regel mit einer Strahlerblende ausgestaltet, welche den Strahlenfächer formt. Dabei ist eine Erweiterung der Blende mit einem Röntgenfilter technisch relativ einfach zu realisieren. Die Strahlerblende lässt sich einfach tauschen, wodurch auch bestehende Standard-Computertomographiegeräte für Dual-Energy-Aufnahmen nachgerüstet werden können.
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Vorzugsweise ist das Computertomographiegerät in einem Normalbetrieb ohne Röntgenfilter und in einem Dual-Enery-Modus mit Röntgenfilter betreibbar, wobei im Dual-Energy-Modus bei einem Spiralscan eine Vorschubgeschwindigkeit eines Patiententisches relativ zum Röntgenstrahler reduziert ist. Da durch einen Einsatz des Röntgenfilters für jeden der beiden Strahlungsanteile nur noch ein Teilbereich des Röntgendetektors zur Verfügung steht, ist ein geringer Tischvorschub erforderlich, um einen vollständigen Bilddatensatz für jeden Strahlungsanteil zu erstellen. Wenn der Röntgenfilter während des Spiralscans beispielsweise die Hälfte des Röntgendetektors abdeckt, sind doppelt so viele Rotationen des Röntgenstrahlers um den Patienten benötigt, um sowohl die gefilterte als auch die ungefilterte Röntgenstrahlung die gleiche Menge an Informationen zu erhalten, wie im Betrieb ohne den Röntgenfilter.
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Die Aufgabe wird weiterhin erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zum Steuern eines Computertomographiegerät, zur Durchführung eines Spiralscans, wobei das Computertomographiegerät einen Röntgenstrahler zum Erzeugen eines Strahlenfächers und einen diametral gegenüber positionieren Röntgendetektor mit einer zugeordneten Auswerteeinheit umfasst, wobei
- – dem Röntgenstrahler ein rotierbaren Röntgenfilter nachgeschaltet wird, dessen Position mit der des Röntgendetektors korreliert ist,
- – mit Hilfe des Röntgenfilters, der nur teilweise in den Strahlenfächer (14) eingefahren wird, ein ungefilterter und gleichzeitig ein gefilterter Strahlungsanteil des Strahlenfächers ausgebildet werden, wobei die Strahlungsanteile unterschiedliche Röntgenspektren aufweisen, und
- – ein Messsignal des ungefilterten Strahlungsanteil von einem Messsignal des gefilterten Strahlungsanteil zur Gewinnung von Dual-Energy-Aufnahmen separat ausgewertet wird.
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Die in Bezug auf das Computertomographiegerät angeführten Vorteile und bevorzugten Ausgestaltungen sind sinngemäß auf das Verfahren zum Steuern des Computertomographiegeräts zu übertragen.
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Die weitere Erläuterung der Erfindung erfolgt anhand der in der Zeichnung dargestellten bevorzugten Ausführungsbeispiele. Hierin zeigen schematisch und stark vereinfacht:
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1 in einer Vorderansicht ein Computertomographiegerät in einem Normalbetrieb,
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2 in einer Vorderansicht das Computertomographiegerät gemäß 1 in einem Dual-Energy-Betrieb,
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3 in einer Seitenansicht ein Computertomographiegerät in einem Normalbetrieb,
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4 in einer Seitenansicht das Computertomographiegerät gemäß 3 in einem Dual-Energy-Betrieb,
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5 in einer Vorderansicht ein Computertomographiegerät mit einem rotierenden Röntgenfilter, der einen Strahlenfächer vollständig abdeckt,
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6–11 in einer Seitenansicht das Computertomographiegerät gemäß 5, wobei der Röntgenfilter bei seiner Rotation sich in unterschiedlichen Positionen befindet,
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12 in einem Diagramm das Röntgenspektrum einer ungefilterten Röntgenstrahlung, und
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13 in einem Diagramm das Röntgenspektrum einer Röntgenstrahlung gefiltert durch zwei unterschiedliche Filter.
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In den Figuren sind gleich wirkende Teile mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
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In 1 ist schematisch ein Computertomographiegerät 2 dargestellt, welches im gezeigten Ausführungsbeispiel durch einen Röntgenstrahler 4, eine vor dem Röntgenstrahler 4 angeordnete Strahlerblende 6 und einen diametral gegenüber dem Röntgenstrahler 4 positionierten Röntgendetektor 8 angegeben ist. Der Röntgenstrahler 4 und der Röntgendetektor 8 sind um eine Achse A, die senkrecht zur Zeichnungsebene verläuft, drehbar angeordnet. Ein Patiententisch 10 erstreckt sich entlang der Achse A, so dass die Komponenten des Computertomographiegeräts 2 im Betrieb um einen auf dem Patiententisch 10 gelagerten Patienten 12 rotieren. Die Rotation des Computertomographiegeräts 2 ist mit einem Vorschub des Patiententisches 10 entlang der Achse A kombiniert, wodurch ein Spiralscan des Patienten 12 erfolgt.
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Der Röntgenstrahler 4 umfasst hier nicht näher gezeigte Kathode und Anode, die in einem Vakuumgehäuse angeordnet sind. Zwischen der Kathode und der Anode liegt eine einstellbare Röhrenspannung von ca. 25 kV bis ca. 150 kV an. Aufgrund dieser Röhrenspannung werden von der Kathode emittierte Elektronen auf die Anode hin beschleunigt, auf die sie dann mit einer Energie maximal von 25 keV bis 150 keV auftreffen. Beim Auftreffen der Elektronen entsteht eine Röntgenstrahlung, die das Vakuumgehäuse durch ein Strahlenaustrittsfenster verlässt und durch die Strahlerblende 6 nach Art eines Strahlenfächers 14 um eine Mittelachse M geformt wird. Die Röntgenstrahlung besitzt eine Energieverteilung, deren maximale Energie in Kiloelektronenvolt zahlenmäßig gleich der zwischen der Kathode und der Anode angelegten Röhrenspannung in Kilovolt ist. Bei einer Röhrenspannung von zum Beispiel 140 kV besitzt daher die maximale Röntgenstrahlung eine Energie von 140 keV. Der größte Teil der Röntgenstrahlung liegt jedoch in einem Energiebereich bei etwa der Hälfte bis zu 2/3 der Röhrenspannung.
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In der Strahlerblende 6 ist ein Röntgenfilter 16 eingebaut, der linear in den Strahlenfächer 14 verfahrbar ist, wie dies aus 2 ersichtlich ist. Der Strahlenfächer 14 trifft auf dem flächigen Röntgendetektor 8 auf, der zur Detektion der gesamten Röntgenstrahlung bogenförmig ausgestaltet und sich in eine φ-Richtung, welche mit der Längsrichtung des Röntgendetektors 8 zusammenfällt und eine Z-Richtung, welche die Querrichtung des Röntgendetektors 8 angibt, erstreckt. In dem in 1 und 2 gezeigten Ausführungsbeispiel ist der Röntgenfilter 16 in φ-Richtung des Röntgendetektors 8 verfahrbar.
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Beim Hineinfahren des Röntgenfilters 16 in den Strahlenfächer 14 entstehen zwei Strahlungsanteile 14a, 14b deren Energieverteilung in zwei unterschiedlichen Energiebereichen liegt. Der Strahlungsanteil 14a ist ungefiltert und weist die Energieverteilung auf, mit der der Röntgenstrahler 14 betrieben wird. Der gefilterte Strahlungsanteil 14b, der durch eine schraffierte Fläche angedeutet ist, geht durch den Röntgenfilter 16 durch, so dass sein Röntgenspektrum im Vergleich zur ungefilterter Röntgenstrahlung 14a eingeschränkt ist.
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Beispielweise wird zwischen der Kathode und der Anode eine Röhrenspannung von 140 kV angelegt. Der Röntgenfilter 16 ist dabei aus einem Metall wie z. B. Zinn ausgebildet, welches den niederenergetischen Anteil der Röntgenstrahlung stärker schwächt als den hochenergetischen Anteil. Die ungefilterte Röntgenstrahlung 14a trifft auf einen Teilbereich 8a des Röntgendetektors 8 auf. Gleichzeitig misst der übrige Teilbereich 8b des Röntgendetektors 8 ein Signal der gefilterten Röntgenstrahlung 14b.
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Die Wirkung des Röntgenfilters 16 auf das Spektrum der Röntgenstrahlung wird aus den 12 und 13 deutlich. In 12 ist die Quantenzahl QZ über der Energieverteilung E einer ungefilterten Röntgenstrahlung bis 140 keV aufgetragen. Die Peaks zwischen 50 und 70 keV entsprechen dabei der charakteristischen Röntgenstrahlung. In 13 sind die Röntgenspektren W und S nach der Filterung der Röntgenstrahlung durch zwei unterschiedliche Filter gezeigt. Als Röntgenfilter 16 sind dabei Wolfram (Kurve W) und Zinn (Kurve S) eingesetzt. Wie aus dieser Figur ersichtlich ist, bewirkt die Filterung im Wesentlichen eine Abschwächung und vor allem eine andere Verteilung bzw. Verlauf des Röntgenspektrums. Durch das Filtermaterial wird die niederenergetische Röntgenstrahlung, d. h. die Röntgenstrahlung bis zur Maximalintensität Imax der ungefilterten Bremsstrahlung (der „Buckel” kurz vor 50 keV in 12) deutlich geschwächt. Dieses geänderte Röntgenspektrum (W, S) wird nunmehr zusammen mit dem ungefilterten Röntgenspektrum U gemäß 12 für die Dual-Energy-Auswertung herangezogen.
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Der Röntgendetektor 8 ist datentechnisch mit einer Auswerteeinheit 18 verbunden, die dafür ausgebildet ist, die Messsignale der beiden Teilbereiche 8a, 8b getrennt voneinander auszuwerten, so dass die beiden erhaltenen Datensätze zur Rekonstruktion einer Dual-Energy-Bilddaten verwendet werden können. Die Auswerteeinheit 18 dient dabei einerseits zur Messdatenerfassung und andererseits zur Rekonstruktion der Bilddaten. Eine Weiterverarbeitung der Bilddaten erfolgt auf einer Arbeitsstation 19, die mit der Auswerteeinheit 18 kommuniziert. Mit Hilfe der rekonstruierten Bilddaten kann anschließend nach bereits bekannten Verfahren zur Dual-Energy-Verarbeitung weiterverfahren werden. Diese Weiterverarbeitung geschieht in der Regel auf Applikationsebene auf der Arbeitsstation 19.
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In den 3 und 4 ist eine zweite Ausführungsvariante eines Computertomographiegeräts 2 dargestellt, bei welcher der Röntgenfilter 16 in die Z-Richtung, d. h. quer zum Röntgendetektor 8 verfahrbar ist. Wie aus 4 ersichtlich ist, wird der Röntgenfilter 16 in Z-Richtung so weit in den Strahlenfächer 14 hineingefahren, dass er die Hälfte des Strahlenfächers 14 abdeckt, wobei der gefilterte Strahlungsanteil 14b gleichzeitig mit dem ungefilterten Strahlungsanteil 14a durch die Teilbereiche 8a, 8b des Röntgendetektors 8 gemessen wird.
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Eine dritte Ausführungsvariante des Computertomographiegeräts 2 ist in 5 bis 11 gezeigt, bei der der Röntgenfilter 16 um einen Drehpunkt D rotierbar ist, der auf der Mittelachse M des Strahlenfächers 14 liegt.
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Bei der Vorderansicht in 5 und der Seitenansicht in 6 ist eine Abdeckposition des Röntgenfilters 16 gezeigt, bei der der komplette Strahlenfächer 14 bzw. der Röntgendetektor 16 abgedeckt ist. Der Röntgenfilter 16 befindet sich in einem oberen Bereich der Strahlerblende 6 und ist senkrecht zur Mittelachse M ausgerichtet und überdeckt den Strahlenfächer komplett. Diese Position wird als 12-Uhr-Position bezeichnet.
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Ausgehend von der Position in 6 bei einer Drehung des Röntgenfilters 16 um 90° im Uhrzeigersinn um den Drehpunkt D wird die 3-Uhr-Position gemäß 7 erreicht, in der der Röntgenfilter 16 parallel zur Mittelachse M verläuft und außerhalb des Strahlenfächers 14a angeordnet ist, so dass er mit diesem nicht interferiert. In dieser ausgefahrenen Position ist somit der Strahlenfächer 14a vollständig freigegeben und es wird nur die ungefilterte Röntgenstrahlung gemessen.
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Bei einer weiteren Drehung des Röntgenfilters 16 im Uhrzeigersinn wird gemäß 8 die 6-Uhr-Position erreicht, die ebenfalls eine Abdeckposition darstellt, in der der Röntgenfilter 16 vollständig den Strahlenfächer 14 abdeckt, jedoch im Vergleich zur 12-Uhr-Position sich im unteren Bereich der Strahlerblende 6 befindet.
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In der 9-Uhr-Position gemäß 9 ist der Röntgenfilter 16 wieder parallel zur Mittelachse M angeordnet, so dass der Strahlenfächer 14a ungefiltert durch den Patienten 12 durchdringt. Im Vergleich zu der 3-Uhr-Position befindet er sich jedoch auf der anderen Seite des Strahlenfächers 14a.
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In 10 und 11 sind zwei Zwischenpositionen, nämlich eine 5-Uhr-Position und eine 7-Uhr-Position gezeigt, bei welchen sich der Röntgenfilter 16 schräg zur Mittelachse M erstreckt und nur die Hälfte des Strahlenfächers 14 abdeckt.
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Auch bei dem dritten Ausführungsbeispiel ist die Position des Röntgenfilters 16 stets in Bezug auf die Position des Röntgendetektors 8 bekannt, so dass zu jedem Zeitpunkt der Rotation des Röntgenfilters 16 die Größe der Teilbereiche 8a, 8b ebenfalls bekannt ist. Das Computertomographiegerät 2 ist insbesondere dafür ausgebildet, dass während einer Rotation des Röntgenstrahlers 4 um die Achse A der Röntgenfilter 16 auch eine vollständige Rotation um den Drehpunkt D ausführt. Möglich ist auch, dass bei einer Drehung des Röntgenstrahlers 4 um den Patienten 12 der Röntgenfilter 16 mehrere, insbesondere vollständige Rotationen um den Drehpunkt D ausführt. Durch dieses Verfahren wird eine Pulsierung der ungefilterten und der gefilterten Röntgenstrahlung (14a, 14b) erhalten.
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Bei allen drei gezeigten Ausführungsbeispielen ist der Anteil der ungefilterten Röntgenstrahlung 14a sowie der gefilterten Strahlung 14b nur halb so groß wie im Normalbetrieb des Computertomographiegeräts 2 gemäß 1 und 3, bei dem kein Röntgenfilter 16 eingesetzt ist. Um ein vollständiges Röntgenbild für jeden Strahlungsanteil 14a, 14b zu erhalten, sind daher doppelt so viele Rotationen des Röntgenstrahlers 4 um den Patienten 12 erforderlich. Vor diesem Hintergrund ist eine Vorschubgeschwindigkeit des Patiententisches 10 bei einem Spiralscan im Dual-Energy-Betrieb des Computertomographiegeräts 2 nur halb so groß wie die Vorschubgeschwindigkeit im Normalbetrieb.
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Durch den Einsatz des Röntgenfilters 16 kann das Computertomographiegerät 2, welches nur einen Röntgenstrahler 4 aufweist, für Dual-Energy-Aufnahmen bei einem Spiralscan eingesetzt werden. Ein aufwendiges Umschalten der Röhrenspannung in dem Röntgenstrahler 4 ist dabei nicht erforderlich. Das oben beschriebene Funktionsprinzip ist damit besonders günstig und technisch einfach zu realisieren, so dass auch herkömmliche Single-Source-Computertomographiegeräte mit einem geringen Umrüstaufwand ergänzend auch als Dual-Energy-Scanner betrieben werden können.
