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Diese Erfindung bezieht sich allgemein
auf Computertomographie (CT)-Bildgebung und insbesondere auf eine
automatische Einstellung des Stroms der Röntgenquelle, um das Bildrauschen
in einem CT System zu verringern.
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In mindestens einer bekannten Konfiguration für ein CT
System projiziert eine Röntgenquelle
ein fächerförmiges Strahlenbündel, das
so gerichtet (collimated) ist, daß es in einer im allgemeinen
als die "Bildebene" bezeichneten X-Y
Ebene eines Cartesischen Koordinatensystems liegt. Das Röntgenbündel verläuft durch
das abzubildende Objekt, zum Beispiel einen Patienten. Nachdem es
durch das Objekt geschwächt
bzw. gedämpft
worden ist, trifft das Strahlenbündel
auf ein Feld bzw. Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der an
dem Detektorfeld empfangenen abgeschwächten Bündelstrahlung ist abhängig von
der Abschwächung
des Röntgenbündels durch
das Objekt. Ein Detektorelement von dem Feld erzeugt ein separates
elektrisches Signal, das ein Maß für die Abschwächung bzw.
Dämpfung
des Bündels
an der (jeweiligen) Detektorstelle darstellt. Die Dämpfungsmessungen
von all den Detektoren werden getrennt gewonnen, um ein Übertragungsprofil zu
erzeugen.
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Bei bekannten CT Systemen der dritten
Generation werden die Röntgenquelle
und das Detektorfeld mit einem Gestell innerhalb der Bildebene sowie
um das abzubildende Objekt herum so gedreht, daß sich der Winkel, unter dem
das Röntgenbündel das
Objekt schneidet, in konstanter Weise ändert. Eine Gruppe von Dämpfungsmessungen
der Röntgenstrahlen,
d. h. die Projektionsdaten von dem Detektorfeld bei einem Gestellwinkel,
wird als eine "Ansicht" bezeichnet. Eine "Abtastung" bzw. ein "Scan" des Objekts umfaßt einen
Satz von Ansichten, die während
eines Umlaufs der Röntgenquelle
und des Detektors unter verschiedenen Gestellwinkeln gemacht wurden.
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Im Rahmen einer axialen Abtastung
bzw. eines axialen Scans werden die Projektionsdaten weiter verarbeitet,
um ein Bild zu erzeugen, das einem zweidimensionalen Schnitt (slice)
durch das Objekt entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes
aus einem Satz von Projektionsdaten wird auf dem Fachgebiet bezeichnet
als die gefilterte Rückproduktionstechnik.
Dieses Verfahren setzt die Dämpfungsmessungen
von einem Scan um in "CT Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" genannte ganze Zahlen,
die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Pixels auf
einer Kathodenstrahlröhrenanzeige
benutzt werden.
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Um die gesamte Abtastzeit zu verringern, kann
eine "schrauben- oder spiralförmige" Abtastung durchgeführt werden.
Um eine "schraubenförmige" Abtastung auszuführen, wird
der Patient bewegt, während
die Daten für
die vorgeschriebene Anzahl von Schnitten bzw. Slices gewonnen werden.
Ein solches System erzeugt eine einzelne Schraubenlinie aus einer
schraubenförmigen
Abtastung mit einem Fächerbündel. Die
von dem Fächerbündel erstellte Schraubenlinie
liefert Projektionsdaten, aus denen Bilder in jedem vorgeschriebenen
Schnitt rekonstruiert werden können.
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Bestimmte Abtastparameter, wie zum
Beispiel die Abtast-Drehgeschwindigkeit, die Bildschnitt- bzw. Bildscheibchendicke,
der Abtastmodus, die Röntgen-Kollimation,
die Filterung sowie die Geschwindigkeit von dem Untersuchungstisch
beeinflussen bekanntermaßen
den erforderlichen Strom ("mA") der Röntgenquelle,
der direkt im Verhältnis zum
Bildrauschen steht. Um zum Beispiel das Bildrauschen zu optimieren,
erfordert eine schnellere Drehung in typischen Fällen einen höheren Strompegel
für die
Röntgenröhre. Umgekehrt
erfordert eine langsamere Drehung in typischen Fällen einen geringeren Strompegel
für die
Röntgenquelle.
In gleicher Weise erfordert ein dünneres Bild einen höheren Stromwert
für die
Röntgenquelle
verglichen mit einem dickeren Bild(scheibchen).
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Um das Bildrauschen zu optimieren,
erfordern es bekannte CT Systeme, daß der Bediener jeden Arbeitsparameter
berücksichtigt,
um den passenden Röntgenquellenstrom
zu bestimmten. Speziell muß der
Bediener bei der Bestimmung des Röntgenröhrenstroms sowohl jeden der
Arbeitsparameter als auch die wechselseitige Beziehung von jedem Parameter
berücksichtigen.
Die über
die wechselseitigen Beziehungen geschaffenen Möglichkeiten können dazu
führen,
daß der
Bediener durcheinander kommt, was ihn veranlaßt, den Röntgenquellenstrom nicht korrekt
festzulegen. Als Folge davon wird entweder die Bildqualität herabgesetzt
oder der Patient kann einer erhöhten
Röntgenstrahldosis
als Folge des nicht korrekten Röntgenstroms
ausgesetzt werden.
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Demzufolge würde es wünschenswert sein, einen Algorithmus
für die
Optimierung des Bildrauschens, basierend auf den Arbeitsparametern
des Abbildungssystems, anzugeben. Es wäre weiterhin wünschenswert
für einen
solchen Algorithmus, daß man
damit die Röntgendosis über eine
Abgleichung der Erfordernisse für
die Bildqualität
und den Röntgenquellenstrom
verringern kann. Diese und andere Ziele lassen sich erreichen in
einem System, das in einer Ausführungsform
einen Röntgenquellenstrom so
einstellt, daß man
für verschiedene
Parameter des Abtastvorgangs das Bildrauschen verringert und die Bildqualität verbessert.
Insbesondere bestimmt in einer Ausführungsform ein Bediener die
Arbeitsparameter eines Abbildungssystems. Basierend auf den bestimmten
Arbeitsparametern wird ein angepasster Faktor für den Röntgenquellenstrom erzeugt.
Der angepasste Faktor für
den Röntgenquellenstrom
wird benutzt, um den Strom für
die Röntgenquelle
so einzustellen, daß dabei
automatisch das Bildrauschen optimiert wird.
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Mehr im Detail und in einer beispielhaften Ausführungsform
bestimmt der Bediener vor einer Abtastung die Arbeitsparameter des
Abbildungssystems. Der Einstellfaktor für den Röntgenquellenstrom wird festgelegt
als Funktion der Dicke des Bildscheibchens, der Abtastdrehungszeit,
des Kollimationsmodus, der Tischgeschwindigkeit, des Abtastmodus
sowie der Parameter für
den Filterungsmodus, wie das von dem Bediener über eine Benutzerschnittstelle festgelegt
wird. Es wird sodann der passende Röntgenquellenstrom bestimmt,
indem man den Einstellfaktor für
den Röntgenquellenstrom
so benutzt, daß das
Bildrauschen automatisch für
die bestimmten Parameter optimiert wird. In anderen Ausführungsformen
kann der Bediener vorher definierte Präferenzen auswählen, um
den angepassten Strompegel für die
Röntgenquelle
zu bestimmen.
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Indem man den Strom für die Röntgenquelle in
der oben beschriebenen Weise einstellt, wird das Bildrauschen für eine Vielzahl
von Abtastparametern optimiert. Zusätzlich wird der Röntgenquellenstrom gemäß einer
definierten Funktion festgelegt, so daß die Möglichkeit von fehlerhaften
Einstellungen des Röntgenquellenstroms
wesentlich verringert wird.
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Ausführungen der Erfindung werden
nun anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen
beschrieben.
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Es zeigen:
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1 eine
Bildansicht eines CT Bildgebungssystems; 2 ein schematisches Blockschaltbild des
in 1 dargestellten Systems;
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3 eine
schematische Ansicht des CT Abbildungssystems mit einem vor dem
Patienten angeordneten Kollimator;
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4 eine
perspektivische Ansicht eines Detektorfeldes von einem CT System;
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5 eine
perspektivische Ansicht eines Detektormoduls;
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6 eine
schematische Darstellung der Röntgenstrahlerzeugung
sowie von Detektorkomponenten, wie sie von einer Gestellseite her
zu sehen sind;
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7 eine
perspektivische Darstellung des in 3 gezeigten
Kollimators.
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Unter Bezugnahme auf die 1 und 2 ist ein Computertomographie (CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,
das ein Gestell 12 enthält,
welches System repräsentativ
ist für
einen CT Scanner der "dritten
Generation". Das
Gestell 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf,
die ein Bündel
von Röntgenstrahlen 16 in
Richtung auf ein Detektorfeld 18 auf der gegenüberliegenden
Seite des Gestells 12 projiziert. Das Detektorfeld 18 wird
gebildet von Detektorelementen 20, die zusammen die projizierten
Röntgenstrahlen abfühlen, die
durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchgehen. Jedes
Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das
die Intensität
eines auftreffenden Röntgenbündels repräsentiert
und damit die Abschwächung
bzw. Dämpfung
des Bündels, wie
es durch den Patienten 22 hindurchgeht. Um während eines
Scans bzw. Abtastvorgangs Röntgenprojektionsdaten
zu gewinnen, rotieren das Gestell 12 sowie die darauf angebrachten
Komponenten um ein Rotationszentrum 24.
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Die Drehung des Gestells 12 sowie
der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden
gesteuert von einem Steuermechanismus 26 des CT Systems 10. Der
Steuermechanismus 26 enthält eine Röntgensteuerung 28,
welche die Spannungsversorgung sowie Zeitsteuersignale für die Röntgenquelle 14 bereitstellt,
und eine Gestellmotorsteuerung 30, welche die Drehgeschwindigkeit
und Position des Gestells 12 steuert. Ein Datengewinnungssystem
(DAS) 32 im Steuermechanismus 26 tastet die analogen
Daten von den Detektorelementen 20 ab und wandelt die Daten
in digitale Signale für
die nachfolgende Verarbeitung um. Ein Bildrekonstruktor 34 empfängt die abgetasteten
und digitalisierten Röntgenstrahlendaten
vom DAS 32 und leistet die Bildrekonstruktion mit hoher
Geschwindigkeit. Das rekonstruierte Bild wird als ein Eingang an
einen Rechner 36 angelegt, der das Bild in einem Massenspeichergerät 38 speichert.
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Der Rechner 36 empfängt und
liefert ebenfalls Signale über
eine Benutzerschnittstelle oder ein graphisches Benutzer-Interface (GUI).
Im Einzelnen empfängt
der Rechner Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über die
Konsole 40, die eine Tastatur sowie eine (nicht gezeigte)
Maus aufweist. Eine zugehörige
Kathodenstrahlröhrenanzeige 42 erlaubt
es dem Bediener, die rekonstruierten Bilddaten sowie andere Daten
vom Rechner 36 zu beobachten. Die vom Bediener eingegebenen
Befehle und Parameter werden vom Rechner 36 dazu benutzt,
Steuersignale sowie Informationen zu liefern für die Röntgensteuerung 28,
für die
Gestellmotorsteuerung 30, das DAS 32 sowie für die Tischmotorsteuerung 44.
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Obwohl der vorliegende Algorithmus
für den Röntgenquellenstrom
in Verbindung mit einem Multislice- bzw. Mehrfachschnittsystem beschrieben wird,
ist die vorliegende Erfindung nicht beschränkt auf ihre Praktizierung
in einem bestimmten CT System, unter Einschluß eines Systems mit einem einzelnen
Slice, noch ist eine solche Stromeinstellung begrenzt auf einen
bestimmten Algorithmus für
eine Bildrekonstruktion. In gleicher Weise ist die vorliegende Stromeinstellung
nicht beschränkt
auf einen Einsatz in Verbindung mit irgendeinem besonderen Abtasttyp,
zum Beispiel für
schraubenförmige
und axiale Abtastungen. Es sollte darüber hinaus das Verständnis bestehen,
daß der
Algorithmus für
die Stromeinstellung zum Beispiel in einem getrennten (nicht gezeigten)
Host-Rechner implementiert werden könnte, um Signale und Daten
mit dem Rechner 36 und/oder anderen Komponenten des Systems 10 auszutauschen,
zum Beispiel mit der Röntgensteuerung 28,
der Gestellmotorsteuerung 30, dem DAS 32 sowie
mit der Tischmotorsteuerung 44 (2).
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Unter Bezugnahme auf 3 und Hinblick auf die Arbeitsweise der
Röntgenquelle 14 geht
ein Röntgenbündel 16 aus
von einem Brennfleck 50 der Quelle 14. Das Röntgenbündel 16 wird
ausgerichtet bzw. kollimiert durch den vor dem Patienten angeordnetem
Kollimator 52, und ein gerichtetes Bündel 54 wird entlang
einer Fächerbündelachse 56,
die innerhalb des Bündels 16 zentriert
ist, in Richtung auf das Detektorfeld 18 projiziert.
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Wie in den 4 und 5 gezeigt,
enthält
das Detektorfeld 18 eine Vielzahl von Detektormodulen 58.
Jedes Detektormodul ist an einem Detektorgehäuse 60 befestigt.
Jedes Modul 58 enthält
ein mehrdimensionales Szintillatorfeld 62 sowie ein hochdichtes
Halbleiterarray (nicht sichtbar). Ein (nicht gezeigter) hinter dem
Patienten angeordneter Kollimator ist über und neben dem Szintillatorfeld 62 angeordnet, um
vereinzelte bzw. gestreute Röntgenbündel zu
kollimieren, bevor solche Bündel
auf das Szintillatorfeld 62 auftreffen. Das Szintillatorfeld 62 enthält eine Menge
von in einem Feld angeordneten Szintillator-Elementen, und das Halbleiterarray
enthält
eine Menge von in einem identischen Array angeordneten (nicht sichtbaren)
Fotodioden. Die Fotodioden auf einem Substrat 64 sind aufgebracht
oder geformt, und das Szintillatorfeld 62 ist über dem
Substrat 64 angeordnet und befestigt.
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Das Detektormodul 20 enthält weiterhin
eine elektrisch mit einem Dekoder 68 gekoppelte Schaltvorrichtung 66.
Bei der Schaltvorrichtung 66 handelt es sich um ein mehrdimensionales
Halbleiter-Schaltfeld von ähnlicher
Größe wie das
Fotodiodenfeld. In einer Ausführung
enthält
die Schaltvorrichtung 66 ein (nicht gezeigtes) Array von
Feldeffekttransistoren, wobei jeder Feldeffekttransistor (FET) einen
Eingang, einen Ausgang sowie eine (nicht gezeigte) Steuerleitung
aufweist. Die Schaltvorrichtung 66 ist zwischen das Fotodiodenfeld
und das DAS 32 eingefügt.
Insbesondere ist jeder Eingang eines FET der Schaltvorrichtung elektrisch
mit einem Ausgang des Fotodiodenfeldes verbunden, und jeder Ausgang FET
der Schaltvorrichtung ist elektrisch mit dem DAS 32 verbunden,
indem man zum Beispiel eine flexible elektrische Leitung 70 verwendet.
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Der Dekoder 68 steuert die
Arbeitsweise der Schaltvorrichtung 66, um die Ausgänge des
Fotodiodenfeldes je nach der gewünschten
Anzahl von Slices bzw. Scheibchen sowie Slice-Auflösungen für jedes
Slice zu aktivieren, zu deaktivieren oder zu kombinieren. Bei dem
Dekoder 68 handelt es sich bei einer Ausführungsform
um einen auf dem Fachgebiet bekannten Dekoderchip oder eine FET
Steuerung. Der Dekoder 68 enthält eine Vielzahl von Ausgangs- und
Steuerleitungen, die mit der Schaltvorrichtung 66 und dem
Rechner 36 verbunden sind. Insbesondere sind die Dekoderausgänge elektrisch
mit den Steuerleitungen der Schaltvorrichtung verbunden, um die Schaltvorrichtung 66 dazu
zu aktivieren, die richtigen Daten von den Eingängen der Schaltvorrichtung
auf die Ausgänge
der Schaltvorrichtung zu übertragen. Die
Steuerleitungen des Dekoders sind elektrisch verbunden mit den Steuerleitungen
der Schaltvorrichtung und bestimmen, welcher der Dekoderausgänge aktiviert
wird. Unter Einsatz des Dekoders 68 werden spezielle FETs
innerhalb der Schaltvorrichtung 66 aktiviert, deaktiviert
oder so kombiniert bzw. verknüpft,
daß bestimmte
Ausgänge
des Fotodiodenfeldes elektrisch mit dem DAS 32 des CT Systems verbunden
werden. In einer als 16-Slice-Modus definierten Ausführungsform
aktiviert der Dekoder 68 die Schaltvorrichtung 66 derart,
daß alle
Reihen des Fotodiodenfeldes 52 elektrisch mit dem DAS 32 verbunden
werden, was in 16 getrennten gleichzeitigen Datenscheib chen resultiert,
die an das DAS 32 gesandt werden. Natürlich sind viele andere Slice-Kombinationen
möglich.
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In einer bestimmten Ausführung enthält der Detektor 18 siebenundfünfzig Detektormodule 58. Das
Halbleiterarry sowie das Szintillatorfeld 62 weisen jeweils
eine Arraygröße von 16 × 16 auf.
Als Ergebnis davon besitzt der Detektor 18 16 Reihen und 912
Spalten (16 × 57
Module), was es ermöglicht, daß gleichzeitige
16 Datenslices bei jeder Drehung des Gestells 12 gesammelt
werden. Natürlich
ist die vorliegende Erfindung nicht auf eine spezielle Arraygröße beschränkt, und
es wird ins Auge gefaßt,
daß das
Array größer oder
kleiner sein kann, und zwar abhängig
von den spezifischen Bedienererfordernissen. Weiterhin kann der
Detektor 18 in vielen verschiedenen Modalitäten bezüglich der
Dicke und Anzahl der Slices betrieben werden, zum Beispiel im Ein-,
Zwei- oder Vier-Slice-Modus. Zum Beispiel können die FETs im Vier-Slice-Modus
konfiguriert werden, so daß Daten
für vier
Slices aus einer oder mehreren Reihen des Fotodiodenfeldes gesammelt
werden. Abhängig
von der speziellen Konfiguration der FETs, wie das mittels der Dekoder-Steuerleitungen festgelegt
wird, können
verschiedene Kombinationen von Ausgängen des Fotodiodenfeldes aktiviert,
deaktiviert oder kombiniert werden, so daß die Slice- bzw. Scheibchendicke
zum Beispiel 1,25 mm, 2,5 mm, 3,75 mm oder 5 mm betragen kann. Zusätzliche
Beispiele können
sein ein Einzelslice-Modus mit einem Slice, wobei die Slices rangieren
von 1,25 mm Dicke bis zu 20 mm Dicke, sowie ein Zwei-Slice-Modus
mit zwei Slicen, deren Dicke rangiert von 1,25 mm bis zu 10 mm. Über diese
beschriebenen Modi hinaus sind zusätzliche Modi möglich.
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In einer Ausführungsform und wie in 6 gezeigt, worin eine schematische
Darstellung des Systems 10 im Blick von einer Seite des
Gestells 12 dargestellt ist, enthält der Kol limator 52 exzentrische Nocken 82A und 82B sowie
eine Filtrierungsvorrichtung 84. Die Lage der Nocken 82A und 82B wird
gesteuert über
die Röntgensteuerung 28.
Die Nocken 82A und 82B sind auf gegenüberliegenden
Seiten der Fächerbündelachse 56 angeordnet
und können unabhängig voneinander
im Hinblick auf den Abstand zwischen den Nocken 82A und 82B sowie
hinsichtlich ihrer Anordnung relativ zur Fächerbündelachse 56 eingestellt
werden. Die Nocken 82A und 82B können mit
einem einzelnen Nockenantrieb positioniert werden oder alternativ
kann jede Nocke mit einem separaten Nockenantrieb positioniert werden. Die
Nocken 82A und 82B sind aus einem Röntgenstrahlen
absorbierenden Material hergestellt, zum Beispiel aus Wolfram, und
sind mit den Nockenmotoren unter Verwendung (nicht gezeigter) präziser Kugellager
gekoppelt. Als Folge der exzentrischen Form verändert die Drehung der entsprechenden
Nocken 82A und 82B die Slice- bzw. Scheibchendicke des
Röntgenbündels 16.
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Wie in 7 gezeigt,
enthält
der vor dem Patienten angeordnete Kollimator 52 weiterhin
eine bewegliche Filtrationsvorrichtung 86, ein Gehäuse 88 und
einen Filterantrieb oder Filtermotor 90 zum Ändern der
Position der Filtrationsvorrichtung 86 in Bezug auf das
Gehäuse 88.
Im Einzelnen und gemäß einer
Ausführungsform
enthält
die Filtrationvorrichtung 86 ein erstes Filter 92 sowie
ein zweites Filter 94. Die Filter 92 und 94 sind
so positioniert, daß das Röntgenbündel 16 durch
die jeweiligen Filter 92 und 94 hindurch projiziert.
Eine Änderung
der Position der Filtrationsvorrichtung 86 modifiziert
oder ändert
die von dem Patienten 22 empfangene Dosis des Röntgenbündels durch Ändern der
Lage der Filtrationsvorrichtung 86, speziell der Position
der Filter 92 und 94. Die Filter 92 und 94 können zum
Beispiel in einer von vier Kombinationen miteinander verknüpft werden,
um das Röntgenbündel zu ändern. Speziell
und gemäß einer
Ausführungsform
können
die Filter 92 und 94 positioniert werden in einem
Modus für
die Eichung bzw.
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Kalibration, in einem Modus für den Körperbereich,
in einem Modus für
den Kopf oder in einem Blockmodus. Diese Modi werden definiert durch
das Ausmaß des
Röntgenbündels 16,
für das
es als Funktion der Position zulässig
ist, durch die Filter 92 und 94 hindurch zugelangen.
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Im Betrieb sowie gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung wird das Bildrauschen des CT Systems 10 automatisch
verringert oder optimiert, indem man einen an die Röntgenquelle 14 angelegten Röntgenstrom
passend einstellt. Der eingestellte Röntgenquellenstrom basiert auf
den für
die Abtastung maßgeblichen
Betriebsparametern des Systems 10. In einer Ausführung enthalten
die Abtastparameter: eine Dicke für das Bildscheibchen bzw. Slice,
die Abtastrotationszeit, den Modus für die Kollimation, die Tischgeschwindigkeit,
den Abtastmodus sowie den Filtrationsmodus. Zusätzlich können andere Abtastparameter
verwendet werden, um den richtigen Röntgenquellenstrom festzulegen.
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Im Einzelnen und gemäß einer
Ausführungsform
bestimmt oder schreibt ein Bediener zumindest einen Betriebsparameter
des Systems 10 über
die Konsole 40, speziell über die Tastatur und/oder die Maus,
vor. Die vom Bediener eingegebenen Parameter werden dann vom Rechner 36 benutzt,
um einen Einstellfaktor für
die Röntgenquelle
zu erzeugen. Unter Verwendung des Einstellfaktors für die Röntgenquelle
liefert der Rechner 36 die entsprechenden Steuersignale
sowie Informationen an die Röntgensteuerung 28,
die Gestellmotorsteuerung 30, das DAS 32 sowie
an die Tischmotorsteuerung 44. Insbesondere bestimmt der
Bediener unter Einsatz der Maus und/oder der Tastatur die Dicke
des Bildscheibchens bzw. Slices, die Abtastrotationszeit, den Modus
der Kollimation, die Tischgeschwindigkeit, den Abtastmodus sowie
den Filtrationsmodus. Unter Verwendung einer in einem Speicher des
Rechners 36 gespeicherten Funktion wird der Einstellfaktor
für den Röntgenstrom
festgelegt. Bei der Funktion kann es sich um eine lineare Funktion
handeln, so daß der Röntgenstrom
direkt oder proportional entsprechend zu den festgelegten Abtastparametern
eingestellt wird, oder es kann sich um eine nicht-lineare Funktion
handeln, so daß verschiedene
Parameter den Einstellfaktor für
den eingestellten Röntgenquellenstrom unterschiedlich
beeinflussen.
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Nach der Bestimmung des Einstellfaktors
für den
Strom der Röntgenquelle
wird ein passender Röntgenquellenstrom
von der Steuerung 28 festgelegt und der Röntgenquelle 14 zugeführt, um
automatisch das Bildrauschen zu reduzieren oder zu optimieren. Im
Einzelnen wird unter Verwendung der im Rechner 36 gespeicherten
Funktion sowie des Stromeinstellfaktors der passende Röntgenquellenstrom
derart bestimmt, daß das
gewünschte
Bildrauschen erhalten wird und der Bediener nicht seinerseits den
jeweils passenden Röntgenquellenstrom einzustellen
braucht. Zusätzlich
zur Verringerung der Möglichkeit
von fehlerhaften Einstellungen des Röntgenquellenstroms kann die
im Rechner 36 gespeicherte Funktion verwendet werden, um
die Patientendosis durch einen Abgleich hinsichtlich der Anforderungen
an die Bildqualität
mit dem Quellenstrom zu reduzieren.
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Zum Beispiel kann in einer Ausführungsform der
Bediener die Maus verwenden, um folgendes festzulegen: die Abtastrotationszeit
auf 0,8 Sekunden, die Bilddicke auf 5 mm, die Anzahl von Scheiben bzw.
Slices auf 4, die vor dem Patienten vorgesehene Kollimation auf
20 mm, die Tischgeschwindigkeit auf 30 mm pro Umdrehung, den axialen
Abtastmodus sowie einen Filtrationsmodus für den Körperbereich. Als Ergebnis davon
liefert der Rechner 36 die passenden Signale an die Röntgensteuerung 28,
die Gestellmotorsteuerung 30, das DAS 32 sowie
an die Tischmotorsteuerung 44, so daß das System 10 entsprechend
zu den vom Bediener festgelegten Parametern konfiguriert wird. Der
Pati ent oder das Objekt 22 wird sodann abgetastet und es
werden Slicedaten unter Benutzung des Detektorfeldes 18 gesammelt. Nach
der Gewinnung der Slicedaten wird unter Verwendung des Rekonstruktors 34 ein
rekonstruiertes Bild erzeugt und auf einer Kathodenstrahlröhre 42 zur
Anzeige gebracht.
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In anderen Ausführungen können vordefinierte Systemparameter
im Rechner 36 zum Gebrauch durch den Bediener gespeichert
werden. Die vordefinierten Parameter erlauben es dem Bediener, schnell
typische Scans für
die Ausführung
auszuwählen.
Zusätzlich
kann der Rechner 36 unter Verwendung der Bedienerschnittstelle
so konfiguriert werden, daß zusätzliche
oder abgeänderte
Funktionen im Speicher gespeichert werden, so daß vom Bediener oder Benutzer
definierte Funktionen oder Präferenzen
erzeugt werden.
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In einer weiteren Ausführung werden
Standardparameter des Abtastsystems, d. h. die Scheibchendicke sowie
der Röntgenquellenstrom,
festgelegt auf der Grundlage des definierten Abtastprotokolls sowie
aufgrund der von einem Bediener bestimmten Präferenzen. Wenn der Bediener
an irgendeinem der Standardparameter Änderungen vornimmt, werden
die verbleibenden Abtastparameter so festgelegt oder eingestellt,
daß sie
das Bildrauschen optimieren. Bei der Bestimmung der passenden Änderungen,
basierend auf den modifizierten Abtastparametern, wird bestimmten
Parametern eine höhere
Priorität
oder Präferenz
gegeben, so daß solche
Parameter nach Möglichkeit
unverändert
bleiben. Den restlichen Parametern wird eine niedrigere Priorität gegeben,
so daß diese
Parameter die ersten sind, die geändert werden.
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Im Betrieb wird, nachdem der Bediener
ein Abtastprotokoll ausgewählt
hat, zum Beispiel für
eine Kopfabtastung, eine Standardeinstellung für jeden Abtastparameter bereitgestellt.
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Wenn jedoch der Bediener einen oder
mehrere der Standardparameter anpasst, gleicht der Algorithmus die
verbleibenden Parameter entsprechend an, und zwar unter Einsatz
einer Prioritätsbestimmung
oder einer Prioritätsaufstellung
für die
Parameter. Wenn zum Beispiel nach der Auswahl für eine Kopfabtastung der Bediener
den Pitch- bzw. Rasterparameter ändert,
wird der Algorithmus die übrigen
Parameter entsprechend zu der Prioritätsbestimmung anpassen. Für eine Kopfabtastung
kann die Parameterpriorität
derart sein, daß die
Dicke des Slices die höchste
Priorität
aufweist, d. h. der zuletzt zu ändernde
Parameter ist, um die Bildauflösung
zu erhalten. Als Folge davon werden die übrigen Parameter so eingestellt,
daß sie
das modifizierte Abtastprotokoll erfüllen und das Bildrauschen optimieren. Die
Parameter mit hoher Priorität
werden lediglich dann angepasst, wenn die bestimmte Abtastung nicht
ohne die Anpassung der Parameter mit hoher Priorität durchgeführt werden
kann. Bei der oben beschriebenen Kopfabtastung zum Beispiel wird
die Scheibchen- bzw. Slicedicke nur dann angepasst, wenn die bestimmte
Abtastung nicht abgeschlossen werden kann ohne Anpassung der Slicedicke.
Zusätzlich
können
die Prioritätsparameter
einen ohne mehrere der Abtastparameter enthalten und können zum
Beispiel im Computer 36 gespeichert werden in einer Datei
für die
Abtastvorschrift.
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Der oben beschriebene Algorithmus
erleichtert die automatische Optimierung des Bildrauschens für eine Vielzahl
von Abtastparametern. Zusätzlich reduziert
ein solcher Algorithmus ganz wesentlich die Möglichkeit von fehlerhaften
Bedienereinstellungen. Darüber
hinaus kann der Algorithmus verwendet werden, um die Patientendosis
durch Abgleich der Anforderungen an die Bildqualität mit dem
Röntgenquellenstrom
zu verringern.
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Von der vorhergehenden Beschreibung
verschiedener Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung ist es offensichtlich, daß die Ziele
der vorliegenden Erfindung erreicht werden. Obwohl die Erfindung
im Detail beschrieben und dargestellt worden ist, sollte ganz klar
das Verständnis
bestehen, daß die
Beschreibung lediglich für
Zwecke der Darstellung sowie als Beispiel und keineswegs im Sinne
einer Einschränkung
gedacht ist. Bei dem hier beschriebenen CT System handelt es sich
zum Beispiel um ein System der "dritten
Generation", bei
dem sich sowohl die Röntgenquelle
als auch der Detektor mit dem Gestell dreht. Viele andere CT Systeme
unter Einschluß der
Systeme der "vierten
Generation", bei denen
es sich bei dem Detektor um einen stationären Vollring-Detektor handelt
und sich lediglich die Röntgenquelle
mit dem Gestellt rotiert, können
verwendet werden. Der Algorithmus wurde oben in einem statischen
Modus beschrieben. Zusätzlich
kann der Algorithmus verwendet werden im Zusammenhang mit einem
Röntgenstrahlsystem.