DE10052903A1 - Abbildungssystem mit Strahlungsfilter zur Röntgenabbildung - Google Patents
Abbildungssystem mit Strahlungsfilter zur RöntgenabbildungInfo
- Publication number
- DE10052903A1 DE10052903A1 DE10052903A DE10052903A DE10052903A1 DE 10052903 A1 DE10052903 A1 DE 10052903A1 DE 10052903 A DE10052903 A DE 10052903A DE 10052903 A DE10052903 A DE 10052903A DE 10052903 A1 DE10052903 A1 DE 10052903A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- filter
- radiation
- ray
- atomic number
- imaging system
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims abstract description 82
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims abstract description 40
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 title claims abstract description 39
- 239000000463 material Substances 0.000 claims abstract description 88
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 20
- 238000002083 X-ray spectrum Methods 0.000 claims description 14
- 229910052775 Thulium Inorganic materials 0.000 claims description 10
- 239000010931 gold Substances 0.000 claims description 9
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 claims description 8
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 7
- FRNOGLGSGLTDKL-UHFFFAOYSA-N thulium atom Chemical compound [Tm] FRNOGLGSGLTDKL-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 claims description 3
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 claims 4
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 abstract description 5
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 17
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 17
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 10
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 8
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 7
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 7
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 7
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 6
- RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N Copper Chemical compound [Cu] RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 229910052802 copper Inorganic materials 0.000 description 5
- 239000010949 copper Substances 0.000 description 5
- ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 7553-56-2 Chemical compound [I] ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 229920005479 Lucite® Polymers 0.000 description 4
- 229910000831 Steel Inorganic materials 0.000 description 4
- 229910052771 Terbium Inorganic materials 0.000 description 4
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 239000011630 iodine Substances 0.000 description 4
- 229910052740 iodine Inorganic materials 0.000 description 4
- 238000011045 prefiltration Methods 0.000 description 4
- 239000010959 steel Substances 0.000 description 4
- GZCRRIHWUXGPOV-UHFFFAOYSA-N terbium atom Chemical compound [Tb] GZCRRIHWUXGPOV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N Molybdenum Chemical compound [Mo] ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000008859 change Effects 0.000 description 3
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 229910052750 molybdenum Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000011733 molybdenum Substances 0.000 description 3
- 229920003229 poly(methyl methacrylate) Polymers 0.000 description 3
- 239000004926 polymethyl methacrylate Substances 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 3
- 206010073306 Exposure to radiation Diseases 0.000 description 2
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 2
- 229910052797 bismuth Inorganic materials 0.000 description 2
- JCXGWMGPZLAOME-UHFFFAOYSA-N bismuth atom Chemical compound [Bi] JCXGWMGPZLAOME-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 239000011888 foil Substances 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 2
- 229910052765 Lutetium Inorganic materials 0.000 description 1
- 229920006397 acrylic thermoplastic Polymers 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 229910052790 beryllium Inorganic materials 0.000 description 1
- ATBAMAFKBVZNFJ-UHFFFAOYSA-N beryllium atom Chemical compound [Be] ATBAMAFKBVZNFJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 239000004035 construction material Substances 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 1
- OHSVLFRHMCKCQY-UHFFFAOYSA-N lutetium atom Chemical compound [Lu] OHSVLFRHMCKCQY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000009607 mammography Methods 0.000 description 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 239000007769 metal material Substances 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 239000000843 powder Substances 0.000 description 1
- 229910052761 rare earth metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000002910 rare earth metals Chemical class 0.000 description 1
- 229910052703 rhodium Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010948 rhodium Substances 0.000 description 1
- MHOVAHRLVXNVSD-UHFFFAOYSA-N rhodium atom Chemical compound [Rh] MHOVAHRLVXNVSD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052715 tantalum Inorganic materials 0.000 description 1
- GUVRBAGPIYLISA-UHFFFAOYSA-N tantalum atom Chemical compound [Ta] GUVRBAGPIYLISA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- ISXSCDLOGDJUNJ-UHFFFAOYSA-N tert-butyl prop-2-enoate Chemical compound CC(C)(C)OC(=O)C=C ISXSCDLOGDJUNJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000003313 weakening effect Effects 0.000 description 1
- 238000004846 x-ray emission Methods 0.000 description 1
- 238000004876 x-ray fluorescence Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4035—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
- G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
- G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
-
- G—PHYSICS
- G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
- G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
- G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
- G21K1/10—Scattering devices; Absorbing devices; Ionising radiation filters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/485—Diagnostic techniques involving fluorescence X-ray imaging
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N5/00—Details of television systems
- H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
- H04N5/32—Transforming X-rays
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Pathology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Die Erfindung betrifft ein Abbildungssystem (10) mit einem Strahlungsspektralfilter (14), um die Qualität der erhaltenen Bilder zu verbessern, ohne die Strahlungsdosis auf einen Patienten zu erhöhen, sowie ein Verfahren zur Verbesserung der Bildqualität unter Verwendung einer solchen Filterung. Der Strahlungsfilter (14) besteht aus einem Material hoher Ordnungszahl, um aus dem Strahlungsbündel Röntgenstrahlen niedriger Energie und hoher Energie herauszufiltern, bevor das Bündel durch das abzubildende Objekt (16) hindurchgeht.
Description
Die Erfindung bezieht sich auf ein Röntgenabbildungs
system, das eine Vorrichtung zur Filterung von Röntgen
strahlen aufweist, und insbesondere auf ein System, das
einen Spektralfilter zum Filtern von Röntgenstrahlen
einsetzt, die von einer Austrittsöffnung einer bei
Abbildungssystemen verwendeten Röntgenröhre stammen.
Die Filterung von Röntgenstrahlen bzw. Röntgenfilterung
ist ein Schritt, der bei Röntgensystemen wie beispiels
weise medizinischen Abbildungssystemen deswegen zum
Einsatz gekommen ist, um die erhaltenen Bilder zu verbes
sern. Bei der Konstruktion von Röntgenspektralfiltern sind
Materialien wie Aluminium und Kupfer zum Einsatz gekommen
und sind für Niedrigenergieanwendungen wie Mammographie
Filter aus Rhodium und Molybdän verwendet worden. Die
Fähigkeit eines Filters Röntgenstrahlen zu absorbieren
wird von dem verwendeten Material und der Dicke des
Filters beeinflusst. Die Spektralfilterung durch solche
Röntgenfilter wird vorgenommen, um die Qualität des
erhaltenen Bildes zu verbessern. Die zur Verbesserung der
Bildqualität dienende Filterung der Röntgenstrahlen zielte
bislang im Wesentlichen ausschließlich darauf ab,
Röntgenstrahlen niedriger Energie daran zu hindern, den
Patienten und/oder den Detektor zu erreichen.
Das Hauptziel bei einer Röntgenspektralfilterung ist es,
zur Verbesserung des durch die Abbildungsvorrichtung
erhaltenen Bildes beizutragen, ohne das der Abbildung
unterzogene Objekt zu beeinträchtigen. Die Bildqualität
kann durch zahlreiche Aspekte des Gesamtabbildungssystems
beeinflusst werden. Das von der Erfindung zu lösende
Problem ist, durch Spektralfilterung der Röntgenröhre die
Qualität eines bei einem Abbildungsvorgang erhaltenen
Bildes zu verbessern, während die Röntgenbestrahlungsdosis
auf den Patienten verringert wird.
Erfindungsgemäß ist ein Röntgenabbildungssystem vorge
sehen, das eine Röntgenquelle, einen Röntgendetektor und
mindestens einen Spektralstrahlungsfilter aufweist, wobei
sich der Spektralstrahlungsfilter zwischen der Quelle und
dem abzubildenden Objekt befindet.
Es folgt eine ausführliche Beschreibung der Erfindung
anhand der beigefügten Zeichnungen. Es zeigen:
Fig. 1 eine im wesentlichen schematische Ansicht eines
Röntgenabbildungssystems, bei dem vorzugsweise der
erfindungsgemäße Spektralfilter zum Einsatz kommt;
Fig. 2 eine Abbildung, die veranschaulicht, wie viele
Röntgenstrahlen in einem Bereich von Röntgenenergien
erforderlich sind, um eine Bestrahlungsdosis von 1 µR zu
erzeugen;
Fig. 3 eine Abbildung, in der in Übereinstimmung mit der
Erfindung für eine digitale Abbildungsvorrichtung relative
Umwandlungsfaktoren (CF) als Funktion der Röntgenenergie
aufgetragen sind;
Fig. 4 eine Abbildung, die in Übereinstimmung mit der
Erfindung für verschiedene für eine digitale Abbildungs
vorrichtung durchgeführte Simulationen das relative
Kontrastverhältnis (rCNR) als Funktion der Röntgenstrahl
energie darstellt;
Fig. 5 eine Abbildung, die die sich aus einer Veränderung
des Bildhintergrunds ergebende Änderung des relativen
Kontrastverhältnisses (rCNR) als Funktion der Röntgen
energie darstellt;
Fig. 6 eine Abbildung, die unterteilt in Bereiche, die
wirksam zur Erzielung hochqualitativer Bildern beitragen,
und Bereiche, die nicht wirksam dazu beitragen, die
relativen Kontrastverhältnisse (rCNR) und Umwandlungs
faktoren (CF) pro Bestrahlungsdosiseinheit als Funktion
der Röntgenenergie darstellen.
Fig. 7 eine Abbildung, die das Röntgenspektrum von auf das
abzubildende Objekt fallenden Energien unter Verwendung
eines 2,4 mm dicken Aluminiumfilters für drei unterschied
liche Röntgenenergieniveaus darstellt;
Fig. 8 eine Abbildung, die die relative Röntgenstrahl
durchlässigkeit von Filtern darstellt, die aus verschie
denen Materialien bestehen und/oder verschiedene Dicken
haben;
Fig. 9 eine Abbildung, die bei einer Einstellung mit einem
75 kVp Strahlenbündel die Röntgenenergiebereiche, die bei
Verwendung eines Thuliumfilters gefiltert werden, im
Vergleich zu einem Aluminiumfilter darstellt;
Fig. 10 eine Abbildung, die bei einer Einstellung mit
einem 90 kVp Strahlenbündel die Röntgenenergiebereiche,
die bei Verwendung eines Thuliumfilters gefiltert werden,
im Vergleich zu einem Aluminiumfilter darstellt; und
Fig. 11 eine Abbildung, die bei einer Einstellung mit
einem 120 kVp Strahlenbündel die Röntgenenergiebereiche,
die bei Verwendung eines Goldfilters gefiltert werden, im
Vergleich zu einem Aluminiumfilter darstellt.
Die Erfindung betrifft einen Spektralstrahlungsfilter bei
dem die Auswahl eines geeigneten Konstruktionsmaterial und
einer geeigneten Dicke derart getroffen ist, dass der
Spektralfilter Anteile aus den Röntgenspektren heraus
filtert, die nicht wirksam zur Erzeugung eines hoch
qualitativen Bildes beitragen. Der Begriff "Spektral
strahlungsfilter" bezieht sich dabei auf einen wie hierin
beschriebenen Filter, der für eine Strahlungsabschwächung
in ausgewählten Energiebereichen sorgt, um in dem
Abbildungssystem den Signalpegel (CF) oder wahlweise das
Kontrastverhältnis (CNR) am Röntgendetektor oder wahlweise
beide zu erhöhen. Bei medizinischen Abbildungssystemen
muss bei der angestrebten Spektralfilterung außerdem in
Betracht gezogen werden, dass die Röntgendosis, die der
Patient ausgesetzt wird, vorzugsweise minimiert wird.
Die Erfindung basiert auf der Feststellung, dass innerhalb
des Röntgenenergiespektrums, das von der Röntgenquelle
ausgegeben und von dem Röntgendetektor erfasst wird,
bestimmte Röntgenenergien vorteilhafter als andere sind,
um hohe Signalpegel und Kontrastverhältnisse zu erzielen,
und dass durch Abschwächung der weniger nützlichen
Röntgenenergien ein verbessertes Bild erhalten und die
Patientenbestrahlungsdosis auf ein Minimum beschränkt
wird. Bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung ist der
Röntgenspektralfilter aus einem Material aufgebaut, das
eine hohe Atomzahl (Z) von beispielsweise Z = 58 oder mehr
hat, wenn die aus der Austrittsöffnung der Röntgenröhre
austretenden Röntgenspektren in einem Bereich von 50 bis
160 kVp liegen, der typisch für medizinische Hochenergie
abbildungen ist. Bei einem Ausführungsbeispiel liegt die
Dicke des Spektralfilters in einem Bereich zwischen etwa
40 µm und etwa 300 µm, wobei der Filter aus einem Material
mit Z < 64 besteht.
Ein Spektralfilter aus einem Material hoher Ordnungszahl
kann in dem vorgeschriebenen Dickenbereich Röntgenstrahlen
wirksam in Spektralbereichen ausfiltern, die sich während
der Entwicklung der Erfindung als von geringem Beitrag zu
hochqualitativen Bildern herausgestellt haben. Die Verwen
dung derartiger Spektralfilter führt für eine gegebene
Bestrahlungsdosiseinheit zu einer Verbesserung des
Kontrastverhältnisses (CNR) und zu einer Erhöhung des
Signalpegels (CF). Es kann daher ein hochqualitatives Bild
erzielt werden, während gleichzeitig die auf den Patienten
gegebene Bestrahlungsdosis verringert wird.
Fig. 1 stellt in im Wesentlichen schematischer Form ein
allgemein mit der Zahl 10 bezeichnetes Röntgenstrahl
abbildungssystem dar, das zur Zustandsuntersuchung des
Innenaufbaus eines Objekts 16 verwendet wird. Das Objekt
16 kann beispielsweise bei einem medizinischen Diagnose
vorgang ein menschlicher Patient sein. Die Röntgenquelle
12 ist vorzugsweise eine Röntgenröhre 12 oder ein Röntgen
generator, wobei die bei einer medizinischen Hochenergie
abbildung verwendeten Röntgenspektren gewöhnlich in einem
Bereich von 50-160 kVp liegen. Dieser Bereich ist manch
mal auf etwa 80 kVp bis 120 kVp eingeengt. Zwischen der
Austrittsöffnung der Röntgenröhre 12 und dem abzubildenden
Objekt 16 befindet sich ein Spektralstrahlungsfilter 14.
Der Filter liegt vorzugsweise in unmittelbarer Nähe der
Austrittsöffnung der Röntgenröhre 12 (z. B. in einem
Bereich zwischen 0 und 20 cm bzw. 8 Inch), damit der
Filter so klein wie möglich konstruiert werden kann und
dennoch im wesentlichen sämtliche von einem Austritts
fenster der Röntgenröhre stammende Röntgenstrahlung (z. B.
90% oder mehr) abfangen kann, ohne eine Fläche aufzu
weisen, die größere Probleme hinsichtlich erhöhter Kosten
oder Umbau des Röntgengeräts aufwirft. Darüber hinaus
verringert die Anordnung des Filters in unmittelbarer Nähe
zu der Röntgenröhre die Streuwirkungen solcher Filter bei
dem Röntgenbild. Bei einem Ausführungsbeispiel der
Erfindung hat der Filter 14 eine Seitenfläche von etwa 6,5
cm2 bzw. 1,0 Inch2. Der Spektralstrahlungsfilter 14
umfasst mindestens eine Primärfiltermaterialschicht 1 aus
einem ersten Röntgenstrahlen abschwächenden Material (z. B.
vorzugsweise aus einer dünnen Schicht wie etwa einem Blatt
oder einer Folie metallischen Materials hergestellt) und
kann, wie nachstehend in alternativen Ausführungs
beispielen beschrieben ist, eine Vielzahl von Filter
materialschichten wie etwa eine Sekundärfiltermaterial
schicht 2 und eine Tertiärfiltermaterialschicht 3
umfassen, wie in Fig. 1 gezeigt ist.
Bei einigen Röntgensystemen kann das System 10 außerdem
einen Vorfilter 13 umfassen, der mit der Röntgenröhren
anordnung 12 eine Einheit bildet. Dieser Vorfilter umfasst
dann typischerweise ein Material mit niedriger Ordnungs
zahl (z. B. Beryllium (Z = 3)) und nimmt eine Anfangs
filterung der Röntgenstrahlen niedriger Energie vor.
Der Filter 14 ist dazu vorgesehen, Röntgenstrahlen mit
bestimmten Energieniveaus zu behindern oder abzuschwächen,
die als schädlich oder als nicht von bedeutendem Beitrag
zu einer höheren Bildqualität des untersuchten Objekts
erkannt wurden. Das gefilterte Strahlungsbündel geht durch
das Objekt 16 hindurch und wird vorzugsweise von einem
Strahlungsdetektor 18 wie etwa einem Bildverstärker oder
Festzustandsstrahlungsdetektor aufgenommen. Der
Strahlungsdetektor erzeugt ein Ausgangssignal, das weiter
verarbeitet wird, um ein gewünschtes, durch die Bedien
person verwendbares Bild zu erzeugen. Bei einem
Ausführungsbeispiel wird das Ausgangssignal von einem
Bildprozessor 20 verarbeitet, um ein elektronisches Signal
zu erzeugen, dass auf einem Bildschirm 22 angezeigt werden
kann.
Während der Entwicklung des erfindungsgemäßen Röntgen
abbildungssystems 10 wurde festgestellt, dass ein Aspekt
des Systems, der sich zur Verbesserung des Leistungs
vermögens der Abbildungsvorrichtung ändern oder abwandeln
lässt, die Spektralfilterung des aus dem Röntgengenerator
austretenden Röntgenstrahlenbündels ist. Ein verbessertes
Leistungsvermögen lässt sich anhand einer Zunahme des
Signalpegels an der Abbildungsvorrichtung nachweisen,
wobei die Zunahme tendenziell die Wirkung elektrischen
Rauschens verringert. Angesichts der Tatsache, dass die
angestrebte Hauptverwendung der Röntgenstrahlabbildungs
vorrichtung die Zustandsanalyse von menschlichen Patienten
ist, sollte eine solche Zunahme des Signalpegels
wünschenswerterweise nicht auf Kosten einer erhöhten
Bestrahlungsdosis des Patienten geschehen.
Um das gewünschte Ergebnis zu erreichen, geht der Ansatz
dahin, einen Spektralfilter auf der Erkenntnis dessen zu
konstruieren, dass bestimmte Röntgenenergien innerhalb des
von einer Röntgenquelle erzeugten Gesamtspektrums an
Röntgenenergien in größerem Umfang als andere Röntgen
energien zu einem verbessertem Abbildungsvermögen bei
tragen. Die Spektralfilter filtern daher wunschgemäß
Röntgenstrahlen aus, die (hinsichtlich ihres Beitrags zur
Bildqualität) suboptimal sind, während den Röntgenstrahlen
optimalerer Energien erlaubt ist, durch den Szintillator
hindurchzugehen. Bei einem Ausführungsbeispiel der
Erfindung wird das Ziel dadurch erreicht, dass ein
Spektralfilter aus einem Material konstruiert wird, dass
eine hohe Ordnungszahl (Z) (der Begriff "hohe Ordnungs
zahl" bezieht sich hierbei auf ein Material mit einem
Z-Wert von mindestens 58) und wünschenswerterweise eine
Ordnungszahl von Z ≧ 65 aufweist.
Fig. 2 zeigt eine Abbildung, die die Anzahl der Röntgen
strahlen bei verschiedenen gegebenen Energien darstellt,
die zur Erzeugung einer Bestrahlungsdosis von 1,0 µR
(Mikroröntgen) benötigt wird. Diese Abbildung zeigt den
Zusammenhang zwischen dem Röntgenfluss und der Aussetzung
des Patienten mit Strahlung. Fig. 3 zeigt eine Auftragung
eines relativen "Umwandlungsfaktors" der Röntgenstrahlen
als Funktion der Röntgenenergie. Der "Umwandlungsfaktor"
ist der Signalpegel, der in einem gegebenen Bilddetektor
durch einen einzelnen Röntgenstrahl für einen bestimmten
Detektor (zu Zwecken der Veranschaulichung beispielsweise
eine Festzustandsabbildungsvorrichtung) erzeugt wird. Die
eingetragene durchgezogene Linie ist ein Maß des relativen
Umwandlungsfaktors bezüglich der Elektroneneinheiten pro
auffallendem Röntgenstrahl, wenn ein (420 µm dicker) CsI-
Szintillator eingesetzt wird. In der gleichen Abbildung
ist darüber hinaus als unterbrochene Linie der relative
Umwandlungsfaktor als Funktion der auf den Patienten
wirkenden Energie pro Milliröntgen (mR) eingetragen.
Der Abstand zwischen der durchgezogenen Linie und der
unterbrochen Linie in Fig. 3 gibt einen Anhaltspunkt für
die relative Wirksamkeit von Röntgenstrahlen bestimmter,
in der in der Abbildung gezeigter Energien, indem er eine
Prozentzahl des Umwandlungsfaktors (bezogen auf den
Signalpegel in dem Detektor) auf der Basis "pro Röntgen
strahl" (durchgezogene Linie) und "pro Bestrahlungsdosis"
(mR)(unterbrochene Linie) angibt. So lässt sich in Fig. 3
erkennen, dass Röntgenstrahlen mit Energien von etwa
40 keV bis etwa 95 keV die Wirkung haben, den Signalpegel
in dem Detektor bezogen auf die Patientenbestrahlungsdosis
zu maximieren, da die Werte des Umwandlungsfaktors (CF)
auf "pro Bestrahlungsdosis"-Basis dicht an den Umwand
lungsfaktorwerten auf "pro Röntgenstrahl"-Basis liegen. Im
Gegensatz dazu lässt sich beispielsweise erkennen, dass
Röntgenstrahlen mit einer Energie von 27 keV auf "pro
Röntgenstrahl"-Basis nur zu etwa 60% des Umwandlungs
faktors eines Röntgenstrahls mit 60 keV führen und auf
Basis von "pro Bestrahlungsdosis" (mR) zu nur 20% des
Umwandlungsfaktors eines Röntgenstrahls mit 60 keV führen.
Die Fähigkeit, in einem Bild ein Objekt von Interesse zu
erkennen, ist mit dem Kontrast zwischen dem Objekt und dem
Rauschen in dem Bild verknüpft. Daher sollte neben dem
Bemühen, bei konstanten oder verringerten Dosen erhöhte
Signalpegel zu erzielen, der in einem gegebenen Bild
erzeugte Kontrast und genauer das Kontrastverhältnis so
hoch wie praktisch möglich gehalten werden.
Bei der Entwicklung der Erfindung wurde der Wert für das
relative Kontrastverhältnis (rCNR) dadurch erhalten, dass
das Kontrastverhältnis eines den CsI-Szintillator verwen
denden Detektors gegenüber einem idealen Detektor
normalisiert wurde. Dieser Wert ergibt einen nützlichen
Anhaltspunkt zum Vergleich der Wirksamkeit verschiedener
Röntgenspektren und wird vorzugsweise wie folgt ausge
drückt:
wobei C ein Kontrastwert ist, der durch einen Hintergrund
signalpegel und einen Signalpegel des Hintergrunds
kombiniert mit dem der Abbildung unterzogenen Objekt
bestimmt ist, und SN ein Signalrauschabstand ist, der
durch die Quadratwurzel der Anzahl absorbierter
Röntgenstrahlen bestimmt ist. Gleichung (1) gibt an, dass
die Anzahl der absorbierten Röntgenstrahlen gleich dem
Produkt eines auf den Detektor treffenden Röntgenflusses
(XTB) und des Absorptionsanteils (QDE) des Szintillators
ist, der bei diesem bevorzugtem Ausführungsbeispiel aus
CsI besteht.
Um die Röntgenenergien in dem Röntgenspektrum zu bestim
men, die die besten relativen Kontrastverhältnisse (rCNR)
erzeugen, wurden mit vier verschiedenen Objekten und drei
verschiedenen Hintergründen Simulationen durchgeführt. Die
eingesetzten Objekte waren Stahlführungsdraht, jodhaltige
Kontrastflüssigkeit, Knochen und Weichgewebe (das in der
Figur durch die mit "Dichteänderung" bezeichnete Kurve
dargestellt wird, da diese Kurve LUCITE® (allgemein als
Polymethylmethacrylat oder PMMA bekannt) entspricht, einem
für Weichgewebe mit leicht unterschiedlichen Dichten
repräsentativen Material). Die Hintergründe, die so
gewählt wurden, dass sie dünne, normale und schwere
Patienten simulierten (diese Begriffe finden im Abbil
dungsbereich allgemeine Verwendung), waren LUCITE®-Tafeln
mit jeweils 20 cm, 25 cm und 30 cm Dicke. LUCITE® ist ein
registriertes Markenzeichen von ICI Acrylics, Inc. in
Wilmington, Missouri. Bei dieser Simulation wurden die
Dicken der vier Objekte so eingestellt, dass sich für
Knochen und Weichgewebe ein Kontrast von 5% und für Stahl
und Jod von 10% ergab.
Fig. 4 stellt das relative Kontrastverhältnis (rCNR) als
Funktion der Röntgenenergie für die vier Objekte unter
Verwendung der 25 cm dicken Hintergrundtafel dar. Bei
dieser Simulation wurde bei jedem Energiepegel der
Röntgenfluss so eingestellt, dass die gleiche Bestrahlung
auf den Patienten traf. Die in Fig. 4 gezeigten Ergebnisse
stellen daher einen Vergleich des relativen Kontrast
verhältnisses (rCNR) auf Basis von "pro Bestrahlungsdosis"
(pro mR) dar. Fig. 5 veranschaulicht der Wirkung der
Hintergrunddicke (unter Simulation leichterer und schwerer
Patienten) auf die Ergebnisse.
Bei niedrigen Röntgenenergien ist das relative Kontrast
verhältnis (rCNR) klein, weil weniger Röntgenstrahlen auf
das abzubildende Objekt treffen, da infolge von Absorption
weniger Röntgenstrahlen durch den Patienten hindurchgehen.
Das relative Kontrastverhältnis ist auch bei höheren
Energien klein, da bei Verwendung höherer Röntgenenergien
der Kontrast zwischen Objekt und Hintergrund abnimmt.
Die in den Fig. 3 bis 5 gezeigten Daten lassen den
Schluss zu, dass eine Maximierung des Signalpegels und
eine Minimierung der Patientenbestrahlungsdosis vorzugs
weise mit einem monoenergetischen Bündel aus Röntgen
strahlen mit etwa 60 keV erzielt wird. Darüber hinaus
lassen die Fig. 4 und 5 erkennen, dass sich das
Kontrastverhältnis auf "pro Bestrahlungsdosis"-Basis bei
Verwendung von Röntgenstrahlen mit Energien in einem
Bereich von 40-60 keV maximieren lässt. Bei den Simu
lationsobjekten lässt sich das Kontrastverhältnis (rCNR)
genauer gesagt für Stahl- und Jodobjekte bei einer
Röntgenenergie von etwa 40 keV, für Knochen bei etwa
50 keV und für die Abbildung von Gewebedichteänderungen
bei etwa 60 keV maximieren.
Durch solche Simulationen lässt sich in vielen Fällen eine
bestimmte Röntgenenergie als optimale Energie zur Verwen
dung mit einem bestimmten Objekt und einem bestimmten
Hintergrund identifizieren. Bei der medizinischen Abbil
dung ist es jedoch in der Praxis unmöglich, eine Abbil
dungsvorrichtung bereitzustellen, die dazu in der Lage
ist, für jeden einzelnen Patienten und für jeden einzelnen
im Interesse stehenden Bereich am Patienten die präzise
Röntgenenergie zur Verfügung zu stellen. Bei einem Ausfüh
rungsbeispiel der Erfindung wird daher ein Bereich
nützlicher oder besonders vorteilhafter Röntgenenergien
von Röntgenenergien getrennt, die beim Abbildungsvorgang
von höheren Signalpegeln und höheren Werten für das
relative Kontrastverhältnis wegführen oder nicht wesent
lich dazu beitragen.
In Fig. 6 ist das angegebene Energiespektrum von 20 keV
bis 100 keV in vier verschiedene Bereiche unterteilt.
Bereich 1, der Röntgenenergien von 35 bis 60 keV umfasst,
ist so gewählt, dass er dem idealem Bereich für Röntgen
energien entspricht, um das relative Kontrastverhältnis
(rCNR) und den Signalpegel zu maximieren, während die
Patientenbestrahlungsdosis auf einem angemessenem Niveau
gehalten wird. Ein zweiter, mit Bereich 2 bezeichneter
Bereich mit Röntgenenergien im Bereich von 60-80 keV
ergibt ein gutes relatives Kontrastverhältnis (rCNR) für
eine Knochenprobe und für Gewebedichteschwankungen sowie
einen maximalen Signalpegel für diese Objekte. Aufgrund
von Leistungsgrenzen der Röntgenröhre wird dieser Energie
bereich gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der
Erfindung insbesondere für schwere Patienten als nützlich
erachtet.
Bei der Entwicklung der Erfindung wurde festgestellt, dass
die mit Bereich 3 und 4 bezeichneten Bereiche (oberhalb
von 80 keV beziehungsweise unterhalb von 35 keV) der
Qualität des erhaltenen Bildes nicht zuträglich sind und
dass daher das Herausfiltern dieser Röntgenenergien die
Qualität des erhaltenen Bilds verbessert. Die hohen
Röntgenenergien im Bereich 3 (am "oberen Ende" des von der
Quelle abgegebenen Röntgenspektrums) ergeben ein
niedrigeres relatives Kontrastverhältnis (rCNR) und
niedrigere Signalpegel (relativer Umwandlungsfaktor oder
rCF) und werden daher vorzugsweise herausgefiltert. Die
niedrigen Röntgenenergien im Bereich 4 (dem "unterem Ende"
des von der Quelle abgegebenen Röntgenspektrums) tragen
nur wenig zu rCNR und rCF bei, während sie erheblich zu
einer Erhöhung der Belastung des Patienten mit Strahlung
beitragen. Die Röntgenstrahlen des Bereichs 4 werden daher
ebenfalls vorzugsweise ausgefiltert.
Fig. 7 zeigt eine Darstellung eines typischen Röntgen
spektrums für ein derzeit im Einsatz befindliches
typisches Abbildungssystem, das als Anfangsfiltermedium
einen (2,4 mm dicken) Aluminiumfilter nutzt. Die Abbildung
zeigt die gleichen Gruppierungsbereiche der Röntgen
energien, wie sie in Fig. 6 entwickelt und dargestellt
sind. In Fig. 7 ist zu erkennen, dass trotz Verwendung
eines Anfangsfiltermediums zwischen 40 und 54% der
Röntgenbestrahlungsdosis des Patienten von Röntgenenergien
in den als Bereich 3 und 4 identifizierten Bereichen
stammt, die wie festgestellt die Qualität des Bilds beein
trächtigen oder kaum zu einer Verbesserung dessen bei
tragen. Die drei separaten Kurven in Fig. 7 entsprechen
den Bestrahlungsdosen bei drei verschiedenen kVp-Niveaus
(75 kVp, 90 kVp, 120 kVp), die gewöhnlich für Patienten
mit unterschiedlichen Größen oder Konstitutionen einge
setzt werden.
Um das Röntgenspektrum bei der Erfindung auf die Energien
der gewünschten Bereiche 1 und 2, d. h. auf nominell etwa
35 keV bis etwa 80 keV, zu beschränken (siehe Fig. 6),
geht der Ansatz dahin, einen Spektralfilter bereitzu
stellen, der aus einem Material einer Gruppe speziell
ausgewählter Materialien besteht. Damit bei einer hand
habbaren Anzahl von Filtern ein breitestmöglicher Bereich
an Patientengrößen Berücksichtigung findet, werden darüber
hinaus die Dicken der Filter so gewählt, dass die
Filterung innerhalb praktischer Grenzen optimiert wird.
Die Röntgenstrahlabschwächung eines Filters ist eine
Funktion der auffallenden Röntgenenergie, der Dicke des
Filters, seiner Dichte und der Elementzusammensetzung des
Filters. Bislang zielte die Filterung von auffallenden
Röntgenstrahlen ausschließlich darauf ab, Röntgenstrahlen
niedriger Energie, wie beispielsweise diejenigen in
Bereich 4 in Fig. 6, herauszufiltern. Das Verhalten von
verschiedenen vielversprechenden Filtermaterialen zur
Filterung dieser niedrigen Röntgenenergien hat sich
während der Entwicklung der Erfindung als abhängig von der
Filterdicke erwiesen, wobei durch eine Dickenänderung der
aus den verschiedenen Materialien bestehenden Filter die
jeweiligen Röntgenstrahlabschwächungswerte der Filter
angepasst werden können. Dies lässt sich in Fig. 8
erkennen, die die Röntgenabschwächung von Filtern aus
Aluminium (Z = 13; 6500 µm dick), Kupfer (Z = 29; 169 µm
dick), Molybdän (Z = 42; 67,7 µm dick), Terbium (Z = 65;
150 µm dick), Wolfram (Z = 74; 43,9 µm dick) und Blei
(Z = 82; 56,4 µm dick) darstellt.
Während der Entwicklung der erfindungsgemäßen Filter wurde
festgestellt, dass das Verhalten der Materialien am oberen
Ende der Röntgenenergien, die herausgefiltert oder abge
schwächt werden sollen, einen größeren Unterschied in
Hinblick darauf ergibt, welche Materialien eine optimale
Filterkombination für sowohl Röntgenstrahlen niedriger
Energie (Bereich 4) als auch hoher Energie (Bereich 3)
darstellen. Genauer gesagt wurde erkannt, dass sich auf
eine solche optimale Weise Materialien mit hoher Atomzahl
(Z ≧ 58) und insbesondere Materialien mit noch höherer
Ordnungszahl (2 < 64) verhalten. Dieses Verhalten beruht
weder auf die üblicherweise betrachteten Faktoren wie
Dicke und Dichte der Filter noch auf der auftreffenden
Röntgenenergie, sondern stattdessen auf vorteilhaften
quantenmechanischen Effekten, die bei Materialien mit
hoher Ordnungszahl beobachtet werden, bei denen die
Zunahme der Röntgenabsorption bei einigen wenigen gut
definierten Energien diskontinuierlich ist.
In Fig. 8 ist zu erkennen, dass Aluminium, das zuvor zur
Anfangsfilterung von Röntgenstrahlen einer Röntgenquelle
eingesetzt wurde, eine verhältnismäßig schwach ausgeprägte
Vorzugsbehandlung der Röntgenstrahlen im Bereich 1
(wünschenswert) gegenüber Bereich 4 (nicht wünschenswert)
aufweist. Die verhältnismäßig starke Abflachung der Kurve
für den Aluminiumfilter beruht auf Comptonstreuungs
effekten, die bei Materialien mit höherer Ordnungszahl nur
bei höheren Energien auftreten. Wie in Fig. 8 zu erkennen
ist, sorgt Kupfer in den Bereichen 1 und 4 für eine
stärkere Vorzugsbehandlung der Röntgenstrahlen.
Darüber hinaus ist in Fig. 8 dargestellt, dass die
Materialien mit höherer Ordnungszahl bei material
spezifischen Energien einen diskontinuierlichen Abfall der
Röntgenstrahldurchlässigkeit (Zunahme der Abschwächung)
zeigen, der verglichen mit Kupfer oder Molybdän zu einer
stärkeren Abschwächung im Bereich 3 führt. Die Materialien
sind daher dazu imstande, eine zufriedenstellende relative
Abschwächung der Röntgenstrahlen im Bereich 4 bis 1 zu
erzielen und außerdem bevorzugt den Bereich 3 und in
gewissem Umfang den Bereich 2 abzuschwächen.
Die diskontinuierliche Zunahme der Absorption, die bei
Materialien mit hoher Ordnungszahl beobachtet wird, beruht
auf der Quantennatur der Elektronenorbitale und den gut
definierten Energien, die den L- und K-Schalen des Atoms
des jeweiligen Elements entsprechen. In Fig. 8 sind die K-
Kanteneffekte für Terbium (K-Kante = 52 keV), Wolfram (K-
Kante = 69,5 keV) und Blei (K-Kante = 88 keV) zu erkennen.
Die nachstehende Tabelle I zeigt die K-Kantenenergien für
mehrere im Interesse stehende Materialien mit hoher
Ordnungszahl sowie ihre möglichen Optimalverwendungen.
Würde allein der Wunsch berücksichtigt werden, das gesamte
Röntgenspektrum des Bereichs 1 (Fig. 6, 35-60 keV) zur
Verfügung zu stellen, wurde der ideale Filter aus Thulium
(Z = 69) bestehen, einem Seltenerdmetall mit einer K-Kante
bei 59,4 keV. Die Verwendung von Thulium oder einem
Material höherer Ordnungszahl hat den zusätzlichen
Vorteil, die charakteristischen Kα-Röntgenstrahlen (bei
58,0 und 59,3 keV) von einem Wolframtarget nur schwach zu
filtern (siehe Fig. 7).
Andere Überlegungen können dazu führen, dass beim Aufbau
des Röntgenspektralfilters ein anderes Materials bevorzugt
wird oder dass wahlweise eine kleine handhabbare Anzahl an
austauschbaren Spektralfiltern verschiedener Materialien
bereitgestellt wird. Wenn zum Beispiel dünne und mäßig
große Patienten einer Röntgenabbildung unterzogen werden,
kann der Kontrast für Stahl und Jod erhöht werden, indem
Terbium (Z = 65, K-Kante = 52,0 keV) als das Material
eingesetzt wird, aus dem der Filter besteht. Bei der
Abbildung größerer Patienten ist der Signalpegel gewöhn
lich von größerem Interesse und sind zur Erhöhung des
Signalpegels Röntgenstrahlen im Bereich 2 (60-80 keV) des
Spektrums nützlich. Daher ist möglicherweise ein Filter
material vorzuziehen, dass diese Röntgenstrahlen nicht
abschwächt. In diesem Fall können Gold (Z = 79, K-Kante =
80 keV), Blei (Z = 82, K-Kante = 88 keV) und Bismut (Z =
83, K-Kante = 90,5 keV) bevorzugte Materialien sein, aus
denen der Filter aufgebaut ist.
Es besten außerdem Einschränkungen bei der Flexibilität,
die Grenzen für den Bereich 2 und Bereich 3 einzustellen,
die in Fig. 6 mit 60 keV und 80 keV angegeben sind, und
zwar insbesondere in Abhängigkeit davon, welche Abbil
dungsparameter zu maximieren sind. Möglicherweise sind
daher erfindungsgemäß andere Materialien mit hoher
Ordnungszahl wie etwa Lutetium, Tantal und Wolfram als
Materialien vorzuziehen, um beim Aufbau des Spektral
filters verwendet zu werden.
Bei der Verwendung von Materialien mit hoher Ordnungszahl
als Spektralfilter besteht die Möglichkeit, dass es zur
Röntgenfluoreszenz kommt, da oberhalb der Energie der K-
Kante des Filtermaterials Röntgenstrahlen absorbiert
werden. In diesem Fall kann ein Sekundärröntgenstrahl mit
etwas geringerer Energie auftreten. Infolge der geringen
Wahrscheinlichkeit, dass ein solcher Sekundärröntgenstrahl
auf die Abbildungsvorrichtung trifft, wird im Allgemeinen
davon ausgegangen, dass die negative Wirkung einer solchen
Fluoreszenz keinen messbaren nachteiligen Einfluss auf das
Bild hat, was insbesondere für größere Patienten zutrifft.
Die Fluoreszenzwirkung kann weiter minimiert werden, indem
angrenzend an die Primärstrahlungsfiltermaterialschicht 1
in dem Strahlungsfilter 14 zusätzliche Strahlungsfilter
gesetzt werden. So erzeugt ein Bleifilter (Z = 82)
beispielsweise hauptsächlich bei 72,8 keV und 75,0 keV
Fluoreszenzröntgenstrahlen. Bei Hinzufügung mindestens
einer Sekundärstrahlungsfiltermaterialschicht 2 (d. h.
einer Schicht mit einem Material mit etwas niedrigerem Z-
Wert, das so neben den Bleifilter gesetzt wird, dass es
zwischen dem Bleifilter und dem abzubildenden Objekt
angeordnet ist), sorgt die Sekundärfiltermaterialschicht 2
für eine bevorzugte Absorption der durch die Fluoreszenz
bedingten Röntgenstrahlen und verbessert dadurch die
Bildqualität. Das Material des Sekundärstrahlungsfilters
hat typischerweise eine K-Kante direkt unterhalb der
Energie der Fluoreszenzröntgenstrahlen (z. B. Wolfram, Z =
54, K-Kante = 69,5 keV). Bezogen auf den angesprochenen
Bereich der Primärfiltermaterialien hat die Ordnungszahl
des Sekundärstrahlungsfiltermaterials einen um mindestens
6 oder 7 kleineren Wert als die Ordnungszahl des Primär
filtermaterials. So sollte eine Primärfiltermaterial
schicht 1 aus Bismut (Z = 83) beispielsweise mit einer
Sekundärstrahlungsfiltermaterialschicht aus einem Material
mit einem Z-Wert von weniger als 76 gepaart werden; ein
Primärfilter aus Gold (Z = 79) sollte mit einem Sekundär
filter mit einem Z-Wert von weniger als 72 gepaart werden;
und ein Primärfilter aus Wolfram (Z = 74) sollte mit einem
Sekundärfilter aus einem Material mit einem Z-Wert von
weniger als 68 gepaart werden. Die Dicke des Sekundär
filters hat typischerweise einen Wert, der in einem
Bereich zwischen etwa 10% und 50% der Dicke des Primär
filters liegt. Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel kann
auf ähnliche Weise ein zusätzlicher Strahlungsfilter (z. B.
ein Tertiärstrahlungsfilter 3) mit der Sekundärstrahlungs
filtermaterialschicht gekoppelt werden, wobei die Primär-,
Sekundär- und Tertiärfiltermaterialschicht so angeordnet
sind, dass der Filter aus dem Material mit dem höchsten Z-
Wert am nächsten an der Röntgenquelle liegt und der Filter
aus dem Material mit dem niedrigsten Z-Wert am weitesten
von der Röntgenquelle entfernt liegt. Ein Beispiel dafür
wäre eine Filteranordnung mit Materialien in der Reihen
folge Blei, Wolfram und Terbium (wobei der Bleifilter am
nächsten an der Strahlungsquelle liegt).
In derzeitigen Röntgenabbildungssystemen, die einen 2,4 mm
dicken Aluminiumfilter einsetzen, ist es auch bei schweren
Patienten nicht möglich, die verfügbaren Röntgenröhren bei
ihrer Maximalnennleistung (von derzeit 900 W) zu verwen
den. Bei Röntgenröhren mit 1500 W Nennleistung sind
Aluminiumfilter sogar noch weniger angemessen. Bei der
Konstruktion des Spektralfilters erlaubt die Verwendung
eines Materials mit hoher Ordnungszahl wie zuvor erwähnt
die Nutzung einer stärkeren Leistung, wodurch ein besseres
Kontrastverhältnis und ein höherer Signalpegel erhalten
werden, während gleichzeitig die auf den Patienten
wirkende Dosis konstant gehalten wird. Eine anschauliche
Darstellung der verbesserten Ergebnisse ist nachstehend in
Tabelle II gezeigt und ist außerdem aus den Fig. 9 bis
11 ersichtlich.
Tabelle II zeigt zwei Beispiele für die Verwendung eines
Thuliumfilters bei dünnen und mittelgroßen Patienten sowie
ein Beispiel für die Verwendung eines Goldfilters bei
schweren Patienten. Die in der Tabelle angegebenen Ergeb
nisse für das relative Kontrastverhältnis (rCNR) und das
relative Signal geben die Verbesserung gegenüber einem
2,4 mm dickem Aluminiumspektralfilter an. (Ein Ergebnis
von 1,21 steht z. B. für eine 21% Verbesserung gegenüber
dem Wert, der bei Verwendung eines 2,4 mm dicken
Aluminiumfilters erhalten wird.) Es ist zu beachten, dass
neben den bei diesen Beispielen eingesetzten Thulium- und
Goldfiltern die Röntgenröhre einen 1,0 mm dicken
Aluminiumvorfilter enthielt. In den folgenden den Thulium
filter einsetzenden Beispielen beträgt die Dicke für das
Thulium bei mittlerer Dosis 194 µm und bei geringer Dosis
298,5 µm. Die Goldfilter waren bei mittlerer und geringer
Dosis jeweils 39,5 µm und 91 µm dick.
Für den Fall, dass ein dünner Patient abgebildet wird
(20 cm dickes LUCITE, 75 kVp), ist zu erkennen, dass sich
bei niedrigerer Dosis (0,84) das Kontrastverhältnis (rCNR)
um 21 bis 31% verbessert und der Signalpergel um etwa
81% steigt. Wie sich aus der Tabelle bestimmen lässt, ist
es, wenn die Durchführung einer Fluoressenzabbildung mit
geringer Dosis gewünscht ist, bei den erfindungsgemäßen
Filtern vorzuziehen, den Röntgenröhrenstrom und die
Röntgenröhrenleistung beizubehalten und die Dicke des
Filters selbst zu erhöhen, um die Bestrahlungsdosis auf
den Patienten zu verringern. Wenn herkömmliche
Filtermaterialien eingesetzt werden, kann dies dem
Bedürfnis entgegenstehen, den Röntgenröhrenstrom und die
Röntgenröhrenleistung zu verringern. Im Fall der
Simulation eines dünnen Patienten erhöhte sich der rCNR-
Wert zwischen 24% und 41% gegenüber dem für einen 2,4 mm
dicken Aluminiumfilter erhaltenen Wert und erhöhte sich
das Signal um 215%, während für lediglich 84% der Dosis
gesorgt wurde, die sich bei Verwendung des Aluminium
filters ergibt. Eine ähnlich hohe vorteilhafte Zunahme des
Kontrastverhältnisses und des Signalpegels wurden auch bei
der Simulation für mittelgroße und schwere Patienten
erhalten.
Aus den in der Tabelle II und in den Fig. 9 bis 11
dargestellten Simulationsergebnissen lässt sich ableiten,
dass die Spektralfilter hoher Ordnungszahl statt zur
Verbesserung der Bildqualität unter derzeit üblichen
Patientenbestrahlungsdosen auch dazu verwendet werden
können, die Bestrahlungsdosen zu verringern, während die
Bildqualität beibehalten wird, die mit herkömmlichen
Filtern in herkömmlichen Systemen erzielt wird.
Die erfindungsgemäßen Spektralfilter werden vorzugsweise
in Form einer dünnen aus dem gewünschten Filtermaterial
bestehenden Metallfolie bereitgestellt, die innerhalb
eines Rahmens oder Trägers untergebracht ist. Wahlweise
kann der Filter auch in Form einer Lage aus Oxidpulver des
gewünschten Filtermaterials bereitgestellt werden, die in
einer Rahmenstruktur eingekapselt oder eingeschlossen ist.
Damit im Wesentlichen die gesamte von der Röntgenröhre
stammende Röntgenstrahlung abgefangen wird, sollte der
Filter 14 kann im Allgemeinen eine Seitenfläche von etwa
6,5 cm2 bzw. 1 Inch2 aufweisen. Anstelle von Aluminium
können als Vorfilter 13 wahlweise auch Kupfer oder andere
verhältnismäßig kostengünstige Materialien mit kleinerem
Z-Wert verwendet werden. Darüber hinaus wird der Spektral
filter 14 so nahe wie praktisch möglich an das Röntgen
fenster positioniert, da dies eine möglichst kleine
Gestaltung des Filters erlaubt.
Das Abbildungssystem kann darüber hinaus mit einer Viel
zahl von Strahlungsspektralfiltern 14 versehen sein, die
aus Materialien mit unterschiedlichem Z-Wert und/oder
unterschiedlicher Dicke aufgebaut sind, die so gewählt
sind, dass für einen weiten Bereich an Patientengrößen bei
geringeren Bestrahlungsdosen für ein verbessertes Abbil
dungsvermögen gesorgt ist. Das Abbildungssystem 10 kann
beispielsweise mit einem Satz von sechs Filtern versehen
sein, wie er vorstehend in Tabelle II dargestellt ist.
Es ist zu beachten, dass die Beschreibung der Erfindung
unter Bezugnahme auf besondere Ausführungsbeispiele
erfolgte und dass die Erfindung nicht auf diese Ausfüh
rungsbeispiele beschränkt ist. Auch wenn Beispiele für
digitale Strahlungsbilder gegeben wurden, kann die
Erfindung beispielsweise auch auf ähnliche Weise bei nicht
digitalen Abbildungsvorrichtungen Umsetzung finden. Wie
für den Fachmann ersichtlich ist, sind bestimmte hierin
aufgeführte Angaben zur Leistungsfähigkeit (z. B. Röntgen
emissions- und Röntgenabsorptionsinformationen) vom
verwendeten Detektortyp abhängig, während sich einige
Angaben (z. B. CNR) auf den verwendeten Szintillator und
einige Angaben (z. B. CF und seine Funktion bei der Unter
drückung von elektrischem Rauschen) auf den verwendeten
besonderen Detektor beziehen. Dem Fachmann ist daher
ersichtlich, dass innerhalb des Schutzumfangs der
Erfindung weitere Abwandlungen der hierin besprochenen
Ausführungsbeispiele möglich sind.
Claims (19)
1. Abbildungssystem (10), mit:
einer Strahlungsquelle (12), die einen Röntgen generator zur Abgabe eines Bündels Durchdringungs strahlung zu einem abzubildendem Objekt (16) umfasst;
mindestens einem Spektralstrahlungsfilter (14), der zwischen der Strahlungsquelle und dem abzubildenden Objekt (16) positioniert ist, wobei der Spektral strahlungsfilter (14) in dem Weg des Bündels Durch dringungsstrahlung positioniert ist und seine Größe so ausgelegt ist, dass er im Wesentlichen sämtliche Röntgen strahlen in dem Strahlungsbündel abfängt, wobei
der mindestens eine Spektralstrahlungsfilter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl (Z) von mindestens 58 umfasst und der Strahlungsfilter darüber hinaus dahin gehend eingerichtet ist, beim Hindurchgehen durch ihn Röntgenstrahlen abzuschwächen, die Energien am unteren Ende und am oberen Ende eines von dem Röntgengenerator abgegebenen Röntgenspektrums aufweisen; und
einem Strahlungsdetektor (18), der so positioniert ist, dass er die durch den Strahlungsfilter (14) und durch das Objekt gehenden Röntgenstrahlen aufnimmt.
einer Strahlungsquelle (12), die einen Röntgen generator zur Abgabe eines Bündels Durchdringungs strahlung zu einem abzubildendem Objekt (16) umfasst;
mindestens einem Spektralstrahlungsfilter (14), der zwischen der Strahlungsquelle und dem abzubildenden Objekt (16) positioniert ist, wobei der Spektral strahlungsfilter (14) in dem Weg des Bündels Durch dringungsstrahlung positioniert ist und seine Größe so ausgelegt ist, dass er im Wesentlichen sämtliche Röntgen strahlen in dem Strahlungsbündel abfängt, wobei
der mindestens eine Spektralstrahlungsfilter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl (Z) von mindestens 58 umfasst und der Strahlungsfilter darüber hinaus dahin gehend eingerichtet ist, beim Hindurchgehen durch ihn Röntgenstrahlen abzuschwächen, die Energien am unteren Ende und am oberen Ende eines von dem Röntgengenerator abgegebenen Röntgenspektrums aufweisen; und
einem Strahlungsdetektor (18), der so positioniert ist, dass er die durch den Strahlungsfilter (14) und durch das Objekt gehenden Röntgenstrahlen aufnimmt.
2. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der
Strahlungsfilter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl
(Z) in einem Bereich von etwa 58 bis etwa 83 umfasst.
3. Abbildungssystem nach Anspruch 2, wobei der
Strahlungsfilter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl
(Z) von mindestens 65 umfasst.
4. Abbildungssystem nach Anspruch 2, wobei das Material
des Strahlungsfilters (14) aus der aus Thulium (Tm), Blei
(Pb) und Gold (Au) bestehenden Gruppe ausgewählt ist.
5. Abbildungssystem nach Anspruch 2, wobei die Energie am
unteren Ende des Röntgenspektrums weniger als etwa 35 keV
und die Energie am oberen Ende des Röntgenspektrums mehr
als etwa 80 keV beträgt.
6. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der Spektral
strahlungsfilter (14) eine Vielzahl von Filtermaterial
schichten (1, 2, 3) umfasst.
7. Abbildungssystem nach Anspruch 6, wobei jede der
Filtermaterialschichten (1, 2, 3) ein Material jeweiliger
Ordnungszahl umfasst und die Filtermaterialien derart
angeordnet sind, dass Materialien mit einer Ordnungszahl,
die höher als die Ordnungszahl eines anderen Filter
materials ist, näher zu der Strahlungsquelle (12) hin
angeordnet sind.
8. Abbildungssystem nach Anspruch 6, wobei jede Filter
materialschicht (1, 2, 3) eine jeweilige Ordnungszahl (Z)
aufweist, die sich von der einer angrenzenden Schicht um
einen Wert von mindestens 6 unterscheidet.
9. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der mindestens
eine Strahlungsfilter (14) eine Vielzahl von austausch
baren Strahlungsfiltern (14) umfasst, wobei zumindest ein
erster Filter der Vielzahl von Filtern zur Verwendung mit
Objekten einer ersten Größe ein erstes ausgewähltes
Material umfasst und eine erste ausgewählte Dicke
aufweist und wobei zumindest ein zweiter Filter der
Vielzahl von Filtern ein zweites Material umfasst, das
von dem ersten ausgewählten Material verschieden ist.
10. Abbildungssystem nach Anspruch 1, wobei der
mindestens eine Strahlungsfilter (14) eine Vielzahl von
austauschbaren Strahlungsfiltern (14) umfasst, wobei
zumindest ein erster Filter der Vielzahl von Filtern zur
Verwendung mit Objekten einer ersten Größe ein erstes
ausgewähltes Material mit einer ersten ausgewählten Dicke
umfasst und wobei zumindest ein zweiter Filter der Viel
zahl von Filtern zur Verwendung mit Objekten einer
zweiten Größe das erste ausgewählte Material mit einer
zweiten ausgewählten Dicke umfasst.
11. Strahlungsfilter (14) zur Verwendung in einem
medizinischen Hochenergieabbildungssystem, mit einem
Material, das eine Ordnungszahl (Z) in einem Bereich
zwischen etwa 58 und etwa 83 aufweist.
12. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 11, wobei das
Material eine Ordnungszahl von mindestens 65 aufweist.
13. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 12, wobei das
Material Thulium ist.
14. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 12, wobei das
Material Gold ist.
15. Strahlungsfilter (14) nach Anspruch 12, wobei das
Material Blei ist.
16. Verfahren zur Verbesserung der Bildqualität bei einem
medizinischen Hochenergieröntgenabbildungssystem unter
gleichzeitiger Begrenzung der Bestrahlungsdosis auf einen
Patienten, mit den Schritten:
Abgeben eines Bündels Durchdringungsstrahlung von einer Strahlungsquelle zu einem abzubildenden Objekt (16);
Herausfiltern von Röntgenstrahlen mit Energien unterhalb eines vorbestimmten Röntgenenergieniveaus und von Röntgenstrahlen mit Energien oberhalb eines vorbestimmten Röntgenenergieniveaus, bevor das Bündel Durchdringungsstrahlung das Objekt (16) erreicht;
Erfassen der durch das Objekt (16) hindurchgehenden Röntgenstrahlen;
Erzeugen von für die erfassten Röntgenstrahlen repräsentativen Signalen; und
Erzeugen und Anzeigen eines Bildes (20, 22) anhand der erzeugten Signale.
Abgeben eines Bündels Durchdringungsstrahlung von einer Strahlungsquelle zu einem abzubildenden Objekt (16);
Herausfiltern von Röntgenstrahlen mit Energien unterhalb eines vorbestimmten Röntgenenergieniveaus und von Röntgenstrahlen mit Energien oberhalb eines vorbestimmten Röntgenenergieniveaus, bevor das Bündel Durchdringungsstrahlung das Objekt (16) erreicht;
Erfassen der durch das Objekt (16) hindurchgehenden Röntgenstrahlen;
Erzeugen von für die erfassten Röntgenstrahlen repräsentativen Signalen; und
Erzeugen und Anzeigen eines Bildes (20, 22) anhand der erzeugten Signale.
17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei der Schritt Heraus
filtern von Röntgenstrahlen das Positionieren eines
Strahlungsfilters (14) zwischen einer Position, an der
das Bündel Durchdringungsstrahlung abgegeben wird, und
einer Position, an der das Objekt (16) gelegen ist,
umfasst und wobei der Filter ein Material mit einer
Ordnungszahl (Z) von mindestens 58 umfasst.
18. Verfahren nach Anspruch 17, wobei der Strahlungs
filter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl in einem
Bereich zwischen etwa 58 und etwa 83 umfasst.
19. Verfahren nach Anspruch 18, wobei der Strahlungs
filter (14) ein Material mit einer Ordnungszahl von
mindestens 65 umfasst.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/431,412 US6418193B1 (en) | 1999-11-01 | 1999-11-01 | Imaging system including radiation filter for x-ray imaging |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE10052903A1 true DE10052903A1 (de) | 2001-05-03 |
Family
ID=23711833
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE10052903A Withdrawn DE10052903A1 (de) | 1999-11-01 | 2000-10-25 | Abbildungssystem mit Strahlungsfilter zur Röntgenabbildung |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6418193B1 (de) |
JP (1) | JP4549513B2 (de) |
DE (1) | DE10052903A1 (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE102011083845A1 (de) * | 2011-09-30 | 2012-08-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Filtereinrichtung zur Strahlaufhärtung bei einer Röntgeneinrichtung |
DE102011082354A1 (de) * | 2011-09-08 | 2013-03-14 | Siemens Aktiengesellschaft | Röntgendetektor |
Families Citing this family (31)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3741613B2 (ja) * | 2001-01-29 | 2006-02-01 | 株式会社光子発生技術研究所 | 高エネルギーx線イメージング装置およびその方法 |
DE10122694A1 (de) * | 2001-05-10 | 2002-12-05 | Siemens Ag | Vorrichtung zum Filtern eines Strahlenbündels |
SE524731C2 (sv) * | 2002-06-07 | 2004-09-21 | Xcounter Ab | Metod och apparat för detektering av joniserande strålning |
JP4002149B2 (ja) * | 2002-07-26 | 2007-10-31 | 日本電子株式会社 | X線分析装置 |
JP2005006772A (ja) * | 2003-06-17 | 2005-01-13 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X線診断装置及びct画像の生成方法 |
US6968042B2 (en) * | 2003-09-12 | 2005-11-22 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Methods and apparatus for target angle heel effect compensation |
US7649981B2 (en) * | 2003-10-15 | 2010-01-19 | Varian Medical Systems, Inc. | Multi-energy x-ray source |
US7869862B2 (en) * | 2003-10-15 | 2011-01-11 | Varian Medical Systems, Inc. | Systems and methods for functional imaging using contrast-enhanced multiple-energy computed tomography |
US20050082491A1 (en) * | 2003-10-15 | 2005-04-21 | Seppi Edward J. | Multi-energy radiation detector |
US7203271B2 (en) * | 2004-06-28 | 2007-04-10 | Pediatric Imaging Technology, Llc | Ionizing radiation imaging system and method with decreased radiation dose |
US7515689B2 (en) * | 2005-01-27 | 2009-04-07 | Hitachi Medical Corporation | X-ray measuring instrument |
US7968853B2 (en) * | 2005-04-26 | 2011-06-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Double decker detector for spectral CT |
US7397904B2 (en) * | 2005-05-11 | 2008-07-08 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Asymmetric flattening filter for x-ray device |
US7746976B2 (en) * | 2005-12-30 | 2010-06-29 | Carestream Health, Inc. | Bone mineral density assessment using mammography system |
DE102006059143A1 (de) * | 2006-12-14 | 2008-06-26 | Siemens Ag | Filteranordnung zur Ausfilterung von Röntgenstrahlen, insbesondere bei einem Mammographiegerät, und Röntgenfilter |
US7885372B2 (en) * | 2007-12-07 | 2011-02-08 | Morpho Detection, Inc. | System and method for energy sensitive computed tomography |
US8503616B2 (en) * | 2008-09-24 | 2013-08-06 | Varian Medical Systems, Inc. | X-ray tube window |
JP5564303B2 (ja) * | 2009-06-12 | 2014-07-30 | 株式会社日立ハイテクサイエンス | X線透過検査装置 |
TWI555511B (zh) | 2010-12-07 | 2016-11-01 | 和鑫生技開發股份有限公司 | 一種穿透式x光管及一種反射式x光管 |
CN108321070A (zh) * | 2011-10-28 | 2018-07-24 | 和鑫生技开发股份有限公司 | 穿透式x光管及反射式x光管 |
DK2827134T3 (en) * | 2012-03-13 | 2017-03-27 | Maekawa Seisakusho Kk | X-RAY IMAGE RECORDING PROCEDURE AND METHOD FOR NON-BONE MEAT AND NON-BONE MEAT BONING SYSTEM FITTED WITH THE FURNISHING |
US20130304409A1 (en) * | 2012-05-10 | 2013-11-14 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Methods for validating plastic scintillating detectors and applications of same |
US9053901B2 (en) * | 2012-12-21 | 2015-06-09 | General Electric Company | X-ray system window with vapor deposited filter layer |
DE102013104490A1 (de) * | 2013-01-25 | 2014-07-31 | Werth Messtechnik Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der Geometrie von Strukturen mittels Computertomografie |
JP2015024097A (ja) * | 2013-07-29 | 2015-02-05 | 株式会社ジョブ | 低エネルギx線画像形成装置及びその画像の形成方法 |
US9404295B2 (en) | 2014-06-24 | 2016-08-02 | Milgard Manufacturing Incorporated | Sliding sash secondary lock |
JP6869950B2 (ja) * | 2015-04-02 | 2021-05-12 | ソレック ニュークリア リサーチ センター | X線蛍光標識を読み取るためのシステムおよび方法 |
KR20180051175A (ko) * | 2016-11-08 | 2018-05-16 | 주식회사 쎄크 | 저에너지 엑스레이 저감을 위한 필터, 이를 포함하는 엑스레이 튜브 및 엑스레이 시스템 |
KR101909939B1 (ko) * | 2018-09-03 | 2018-10-19 | 주식회사 쎄크 | 저에너지 엑스레이 저감을 위한 필터, 이를 포함하는 엑스레이 튜브 및 엑스레이 시스템 |
CN110477943A (zh) * | 2019-08-26 | 2019-11-22 | 广东明峰医疗科技有限公司 | 一种利用飞焦点方式实现双能ct的设备和方法 |
EP3834731A1 (de) * | 2019-12-12 | 2021-06-16 | Koninklijke Philips N.V. | Kombinierte k-randfilter zur dosisreduktion in der röntgenbildgebung |
Family Cites Families (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4499591A (en) | 1982-11-17 | 1985-02-12 | Gary Hartwell | Fluoroscopic filtering |
JPS61184444A (ja) * | 1985-02-12 | 1986-08-18 | Nippon Atom Ind Group Co Ltd | 同時ラジオグラフイ− |
US5033075A (en) | 1988-05-18 | 1991-07-16 | Rad/Red Laboratories Inc. | Radiation reduction filter for use in medical diagnosis |
US4956859A (en) * | 1989-03-10 | 1990-09-11 | Expert Image Systems, Inc. | Source filter for radiographic imaging |
DE69033232T2 (de) * | 1989-12-14 | 1999-12-30 | Aloka Co. Ltd., Mitaka | Vorrichtung zur Messung des Kalziumgehaltes von Knochen |
JPH03191850A (ja) * | 1989-12-20 | 1991-08-21 | Aloka Co Ltd | X線を用いた成分分析装置 |
JPH0413915A (ja) * | 1990-05-08 | 1992-01-17 | Fujitsu Ltd | X線透視検査装置及びx線透視検査方法 |
JP2962015B2 (ja) * | 1991-02-20 | 1999-10-12 | 松下電器産業株式会社 | k吸収端フィルタおよびX線装置 |
JPH06277208A (ja) * | 1993-03-30 | 1994-10-04 | Toshiba Corp | X線ct装置 |
JPH08191831A (ja) * | 1995-01-19 | 1996-07-30 | Morita Tokyo Seisakusho:Kk | パノラマ式x線撮影装置 |
US5686733A (en) * | 1996-03-29 | 1997-11-11 | Mcgill University | Megavoltage imaging method using a combination of a photoreceptor with a high energy photon converter and intensifier |
JP4040770B2 (ja) * | 1998-01-20 | 2008-01-30 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | X線ct装置 |
-
1999
- 1999-11-01 US US09/431,412 patent/US6418193B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-10-25 DE DE10052903A patent/DE10052903A1/de not_active Withdrawn
- 2000-10-31 JP JP2000331597A patent/JP4549513B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE102011082354A1 (de) * | 2011-09-08 | 2013-03-14 | Siemens Aktiengesellschaft | Röntgendetektor |
DE102011083845A1 (de) * | 2011-09-30 | 2012-08-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Filtereinrichtung zur Strahlaufhärtung bei einer Röntgeneinrichtung |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US6418193B1 (en) | 2002-07-09 |
JP2001190531A (ja) | 2001-07-17 |
JP4549513B2 (ja) | 2010-09-22 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE10052903A1 (de) | Abbildungssystem mit Strahlungsfilter zur Röntgenabbildung | |
DE19826062B4 (de) | Verfahren und Anordnung zur Detektion von Röntgenstrahlen | |
DE102005027436B4 (de) | Verfahren zur Berechnung von absorberspezifischen Gewichtungskoeffizienten und Verfahren zur Verbesserung eines von einem Absorber abhängigen Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisses in einem von einer Röntgeneinrichtung erzeugten Röntgenbild eines zu untersuchenden Objektes | |
DE102010024626B4 (de) | Zählender Detektor und Computertomographiesystem | |
DE3734300A1 (de) | Spektrales abbildungssystem | |
DE102012104608A1 (de) | Vielpunkt-Röntgen-Phasenkontrast-Bildgebungsssystem | |
DE3406905A1 (de) | Roentgengeraet | |
DE102010020770A1 (de) | Verfahren zur Reduzierung von Bildartefakten, insbesondere von Metallartefakten, in CT-Bilddaten | |
DE2461877A1 (de) | Strahlendiagnostisches verfahren und vorrichtung zur untersuchung von koerperstrukturen, insbesondere zur technischen grobstrukturuntersuchung und zur medizinischen strahlendiagnostik, unter verwendung von roentgen- und/oder gamma-streustrahlung | |
DE69121636T2 (de) | Röntgenbild-Aufnahmeverfahren | |
DE2533348A1 (de) | Aus einzelnen schichten aufgebautes target zur bremsstrahlungserzeugung | |
DE2720840A1 (de) | Kollimator zur verringerung der strahlungsbelastung und zur verbesserung der aufloesung von strahlungsdiagnostischen schichtdarstellungen | |
DE102004060580A1 (de) | Verfahren zur Erzeugung einer computertomographischen Darstellung von Gewebestrukturen mit Hilfe einer Kontrastmittelapplikation | |
DE2025473B2 (de) | Vorrichtung zum auswerten eines strahlungsenergiemusters | |
DE10132816A1 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur Anpassung der Strahlungsdosis einer Röntgenstrahlungsquelle | |
DE60208495T2 (de) | Kontrastphantom | |
DE102007040519B4 (de) | Verfahren zur Reduktion des Bildrauschens im Rahmen der Aufnahme eines Bildes mit zwei unterschiedlichen Röntgenspektren | |
DE2548531C2 (de) | ||
DD294119A5 (de) | Filter und verfahren zur verringerung des strahlendosis | |
DE69800159T2 (de) | Röntgenfluoreszenz-Messsystem unter Verwendung polarisierter Strahlung und Röntgenröhre | |
DE69823193T2 (de) | Strahlungsverstärkungs-schirm, strahlungsrezeptor und vorrichtung zur strahlungsinspektion mit einem solchen schirm | |
EP1582148A1 (de) | Röntgenvorrichtung für die Mammographie | |
DE19955848A1 (de) | Verfahren zur röntgenologischen Abbildung von Untersuchungsobjekten mit geringen Dichteunterschieden sowie röntgenoptische Systeme | |
DE2952426A1 (de) | Verfahren und vorrichtung zum verarbeiten eines strahlungsbildes | |
DE668092C (de) | Roentgenschirme |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
R016 | Response to examination communication | ||
R119 | Application deemed withdrawn, or ip right lapsed, due to non-payment of renewal fee |