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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme
von Messdaten eines kleinen interessierenden Bereiches mit
einem Computertomographen, der eine um eine
Untersuchungsachse drehbare Röntgenquelle zur Emission eines in einer
Schichtebene senkrecht zur Untersuchungsachse aufgeweiteten
Röntgenstrahlbündels aufweist. Die Erfindung betrifft
weiterhin einen Computertomographen mit einer Einrichtung zur
Durchführung des vorliegenden Verfahrens.
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Ein Computertomograph umfasst unter anderem eine
Röntgenröhre, Röntgendetektoren und einen Patientenlagerungstisch. Die
Röntgenröhre und die Röntgendetektoren sind an einer Gantry
angeordnet, welche während der Messung um den
Patientenlagerungstisch bzw. eine parallel zu diesem verlaufende
Untersuchungsachse rotiert. Der Patientenlagerungstisch kann dabei
relativ zu der Gantry entlang der Untersuchungsachse bewegt
werden. Die Röntgenröhre erzeugt ein in einer Schichtebene
senkrecht zur Untersuchungsachse fächerförmig aufgeweitetes
Röntgenstrahlenbündel. Dieses Röntgenstrahlbündel durchdringt
bei Untersuchungen in der Schichtebene eine Schicht eines
Objektes, beispielsweise eine Körperschicht eines Patienten,
welcher auf dem Patientenlagerungstisch gelagert ist, und
trifft auf die der Röntgenröhre gegenüberliegenden
Röntgendetektoren auf. Der Winkel, unter dem das Röntgenstrahlbündel
die Körperschicht des Patienten durchdringt und
gegebenenfalls die Position des Patientenlagerungstisches relativ zu
der Gantry verändern sich während der Bildaufnahme mit dem
Computertomographen kontinuierlich.
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Die Intensität der Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlbündels,
welche nach der Durchdringung des Patienten auf die
Röntgendetektoren treffen, ist abhängig von der Schwächung der
Röntgenstrahlen durch den Patienten. Dabei erzeugt jeder Detektor
der Röntgendetektoren in Abhängigkeit von der Intensität der
empfangenen Röntgenstrahlung ein Spannungssignal, welches
einer Messung der globalen Transparenz des Körpers für
Röntgenstrahlen von der Röntgenröhre zu den entsprechendem
Röntgendetektor entspricht. Ein Satz von Spannungssignalen der
Röntgendetektoren, welche Schwächungsdaten entsprechen und
für eine spezielle Position der Röntgenstrahlquelle relativ
zu dem Patienten aufgenommen wurden, wird als Projektion
bezeichnet. Ein Satz von Projektionen, welche an verschiedenen
Positionen der Gantry während der Umdrehung der Gantry um den
Patienten aufgenommen wurden, wird als Scan bezeichnet. Für
jede Projektion misst dabei ein so genannter Monitordetektor
der Röntgendetektoren die Intensität von ungeschwächten
Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlbündels, welche zur
Normalisierung der Spannungswerte der Spannungssignale der
Röntgendetektoren und zur Bestimmung der globalen Schwächung der
Intensität der Röntgenstrahlung benutzt wird. Der
Computertomograph nimmt viele Projektionen an verschiedenen Positionen
der Röntgenstrahlquelle relativ zum Körper des Patienten auf,
um ein Bild zu rekonstruieren, welches einem
zweidimensionalen Schnittbild des Körpers des Patienten oder einem
dreidimensionalen Bild entspricht. Das gängige Verfahren zur
Rekonstruktion eines Schnittbildes aus aufgenommenen
Schwächungsdaten ist als das Verfahren der gefilterten Rückprojektion
bekannt.
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Die Qualität eines rekonstruierten Schnittbildes einer
Körperschicht eines Patienten ist in erster Linie vom
Quantenrauschen der Röntgendetektoren abhängig, welches mit der
Röntgendosis, die zur Gewinnung der Schwächungsdaten
verwendet wurde, und mit der Strahlenschwächungscharakteristik des
Patienten zusammenhängt. Das Messfeld des
Computertomographen, über den die Messdatenaufnahme erfolgt, ist vor allem
durch die Aufweitung des Röntgenstrahlbündels und den Abstand
der Röntgenquelle bzw. Röntgendetektoren von der
Untersuchungsachse vorgegeben. Bei vielen Untersuchungen
interessiert jedoch nur ein kleinerer Bereich der jeweiligen
Körperschicht des Patienten innerhalb des Messfeldes. Zur
Berechnung von CT-Bildern dieses interessierenden Bereiches (ROI =
region of interest) werden die Messdaten aus dem gesamten
Messfeld des Computertomographen mit unterschiedlichem
Gewicht herangezogen. Die bei der Messung applizierte
Röntgendosis muss jedoch so hoch gewählt werden, dass das
rekonstruierte Bild des interessierenden Bereiches noch eine
ausreichende Bildqualität aufweist, d. h. deutlich über dem
Rauschen liegt.
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Auf der anderen Seite führt eine Erhöhung der Röntgendosis zu
einer stärkeren Belastung des Patienten. Es besteht somit ein
Bedarf an Verfahren zum Betrieb eines Computertomographen,
bei denen der Patient einer geringeren Röntgenbelastung
ausgesetzt ist.
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Zur Verringerung der Röntgenbelastung des Patienten bei der
Messdatenaufnahme mit einem Computertomographen sind bisher
unterschiedliche Verfahren bekannt. So wendet die
DE 198 07 639 A1 ein Verfahren an, bei dem die für eine
ausreichende Bildqualität erforderliche Röntgendosis für jede
einzelne Projektion vorab gesondert ermittelt und die
Leistung der Röntgenröhre während eines Scans entsprechend
moduliert wird. Dieses unter dem Begriff der Dosismodulation
bekannte Verfahren berücksichtigt, dass die für die Erzeugung
eines qualitativ hochwertigen Röntgenbildes erforderliche
Röntgendosis für jede Projektion vom maximalen
Schwächungswert innerhalb dieser Projektion abhängig ist. Es wird somit
jeweils nur die Röntgendosis pro Projektion appliziert, die
für Detektorsignale oberhalb des Quantenrauschens über das
gesamte Messfeld erforderlich sind.
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Bei einer weiteren Technik, wie sie beispielsweise in
Computertomographen der Fa. Siemens eingesetzt wird, begrenzt ein
Filter bzw. eine Blende mit einem zentralen Durchlassmaximum
die Aufweitung des Röntgenstrahlbündels bei Aufnahmen, bei
denen der interessierende Bereich im Drehzentrum des
Computertomographen liegt. Auf diese Weise werden nicht
interessierende Randbereiche des Messfeldes des Computertomographen
mit einer geringeren Röntgendosis beaufschlagt. Diese globale
Dosisreduktionsmaßnahme führt zu einer Dosisreduktion in den
Randbereichen um den Faktor 2 bis 5, lässt sich jedoch nur
für die Fälle anwenden, bei denen der interessierende Bereich
im Drehzentrum des Computertomographen liegt.
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Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein
Verfahren zur Messdatenaufnahme von kleinen interessierenden
Bereichen mit einem Computertomographen anzugeben, das eine
deutliche Dosisreduzierung bei hoher Bildqualität des
interessierenden Bereiches ermöglicht. Weiterhin soll ein
Computertomograph angegeben werden, der geeignete Mittel zur
Durchführung des Verfahrens aufweist.
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Die Aufgabe wird mit dem Verfahren und dem
Computertomographen der Patentansprüche 1 bzw. 9 gelöst. Vorteilhafte
Ausgestaltungen des Verfahrens sowie des Computertomographen
sind Gegenstand der Unteransprüche.
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Das wesentliche Merkmal des vorliegenden Verfahrens besteht
darin, die Intensitätsverteilung der Röntgenstrahlung
innerhalb des Röntgenstrahlbündels während der Messdatenaufnahme
zu verändern und in Abhängigkeit vom interessierenden Bereich
derart zu steuern, dass Bereiche der Schichtebene außerhalb
des interessierenden Bereiches mit einer geringeren
Röntgendosis beaufschlagt werden als der interessierende Bereich.
Die Dosisverteilung über die Messkanäle bzw. Detektoren jeder
Projektion wird somit in Abhängigkeit von der Lage und Größe
des interessierenden Bereiches gesteuert.
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Durch dieses Verfahren wird eine an den interessierenden
Bereich angepasste Dosisverteilung erreicht, so dass die
Patientendosis außerhalb dieses interessierenden Bereiches
verringert ist. Im Vergleich dazu werden bei dem Verfahren der
Dosismodulation des Standes der Technik bei jeder Projektion
sämtliche Bereiche des Messfeldes mit der gleichen Dosis
beaufschlagt. Im Gegensatz zu der Maßnahme der globalen
Schwächung von weit außerhalb des Drehzentrums des
Computertomographen liegenden Bereichen lässt sich das vorliegende
Verfahren bei beliebig innerhalb des Messfeldes liegenden
interessierenden Bereichen anwenden. Da beim vorliegenden
Verfahren nur die zur Bildberechnung des interessierenden Bereiches
nicht relevanten Schichtbereiche mit niedrigerer Dosis
beaufschlagt werden, wird dennoch ein zweidimensionales
Schichtbild hoher Qualität erreicht.
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Die Veränderung und Steuerung der Intensitätsverteilung
innerhalb des Röntgenstrahlbündels erfolgt vorzugsweise mit
Hilfe eines in den Strahlengang des Röntgenstrahlbündels
eingebrachten Filters mit einer ein zentrales Durchlassmaximum
aufweisenden Filtercharakteristik. Dieses Filter wird in
Abhängigkeit von der Position des interessierenden Bereiches
innerhalb einer Projektion von Projektion zu Projektion quer
zum Röntgenstrahlbündel in der Schichtebene verschoben. Der
Filter wird damit während eines Scans jeweils nachgeführt, so
dass der interessierende Bereich bei jeder Projektion
innerhalb des Durchlassmaximums des Filters liegt. In der
bevorzugten Ausführungsform wird gleichzeitig die Breite des
Durchlassmaximums des Filters mechanisch entsprechend der
Größe des interessierenden Bereiches innerhalb jeder
Projektion verstellt. Diese Größe des interessierenden Bereiches
variiert gerade bei außerhalb des Drehzentrums liegenden
interessierenden Bereichen geometrisch bedingt von Projektion
zu Projektion und kann auch aus einer nicht
rotationssymmetrischen Form des interessierenden Bereiches resultieren. Das
mechanisch bewegliche Filter wird hierbei vorzugsweise in der
Röhrenblendenmechanik des Computertomographen angebracht.
Der durch den Benutzer des Computertomographen vorgegebene
interessierende Bereich legt fest, bei welchen Scanwinkeln
bzw. Projektionen das in Fächerrichtung des fächerförmig
aufgeweiteten Röntgenstrahlbündels bewegliche Filter an welche
Stelle verschoben wird.
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Zusätzlich ist es erforderlich, die aufgrund des
Filtereinsatzes kanalabhängige Dosisverteilung bei der Kalibrierung
der Messdaten zu berücksichtigen. Das kann durch die
Erstellung von abgespeicherten Kalibriertabellen erfolgen, die in
Abhängigkeit von der Größe und Lage des interessierenden
Bereiches erstellt wurden und die Ortsabhängigkeit der
Dosisverteilung bei dem jeweiligen interessierenden Bereich
beinhalten. Zur Erstellung derartiger Kalibriertabellen können
einige häufig vorkommende interessierende Bereiche vorgegeben
und entsprechende winkel- und kanalabhängige
Luftkalibriertabellen gespeichert werden.
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In einer bevorzugten Ausführungsform des vorliegenden
Verfahrens erfolgt jedoch die Korrektur der logarithmierten
Messwerte in der Software gestützten Vorverarbeitung durch lokale
Subtraktion der zusätzlichen Schwächung durch das Filter. Da
das Filter außerhalb des interessierenden Bereiches bzw. des
Durchlassmaximums des Filters vorzugsweise eine nahezu
konstante Schwächung erzeugt, die in Richtung der Messkanäle
bzw. Detektorzeile sprungartig einsetzt, ist eine einfache
Detektion des Übergangs zum geschwächten Bereich und eine
Korrektur der Messwerte des geschwächten Bereiches durch
Subtraktion von Kalibrierwerten möglich. So ergibt sich bei
einer Dosisreduktion um 90%, also einer Schwächung des Filters
von beispielsweise e-µd = 10 in den logarithmierten Messwerten
eine lokale Erhöhung um Cg.log(10) = 5282 GU, mit Cg =
512/ln(1,25) ≍ 2294 als ein in der Computertomographie
gebräuchlicher Skalierfaktor.
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Vorzugsweise wird der Schwächungsfaktor des Filters außerhalb
des Durchlassmaximums derart gewählt, dass das Messsignal
noch deutlich über dem Elektronikrauschen liegt. Die hierfür
erforderliche Röntgendosis kann durch eine grobe Abschätzung
oder auch durch einen Vorscan über einen kleinen Teil des zu
untersuchenden Körperbereichs des Patienten ermittelt werden.
Anhand eines derartigen Vorscans lässt sich auch der
interessierende Bereich exakt festlegen, dessen Position und Größe
vor der Durchführung des Verfahrens bekannt sein müssen.
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Die bei einem Scan erfassten Messdaten, die außerhalb des
interessierenden Bereiches liegen, werden vorzugsweise durch
eine Glättung oder Filterung in ihrem Rauschen vermindert.
Aus diesen Messdaten können die Bildbereiche außerhalb des
interessierenden Bereiches rekonstruiert und dargestellt
werden. Obwohl diese Bildbereiche sehr viel stärker Rauschen als
der interessierende Bereich, können sie dennoch für bestimmte
Anwendungen nützlich sein.
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Der vorliegende Computertomograph, der in bekannter Weise
eine um eine Untersuchungsachse drehbar an einer Gantry
angeordnete Röntgenquelle zur Emission eines in einer
Schichtebene senkrecht zur Untersuchungsachse aufgeweiteten
Röntgenstrahlbündels, eine Vielzahl von Detektoren zur Erfassung der
eintreffenden Röntgenstrahlung sowie eine Steuerung zur
Messdatenaufnahme aufweist, ist mit einem quer zum
Röntgenstrahlbündel in der Schichtebene mechanisch verschiebbar gelagerten
Filter mit einem zentralen Durchlassmaximum ausgestattet. Der
Filter weist einen Antrieb zur Verschiebung quer zum
Röntgenstrahlbündel und vorzugsweise einen weiteren Antrieb zur
Verstellung der Breite des Durchlassmaximums auf. Beide Antriebe
sind mit der Steuerung verbunden, die eine Einheit zur
Ansteuerung der Antriebe des Filters für die Durchführung des
vorangehend beschriebenen Verfahrens aufweist. Der
Computertomograph umfasst weiterhin eine Auswerteeinheit zur
Rekonstruktion eines Schichtbildes aus den erfassten Messdaten.
Diese Auswerteeinrichtung weist vorzugsweise eine Einheit zur
Kalibrierung der Messdaten auf die Schwächungswerte des
Filters auf.
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Das Filter wird vorzugsweise durch eine blendenartige
Anordnung gebildet, deren zentrale Öffnung dem Durchlassmaximum
entspricht. Das Material und die Materialdicke außerhalb der
Öffnung werden geeignet gewählt, um die gewünschte Schwächung
der Röntgenstrahlung zu erreichen. Geeignete Materialien zur
Schwächung von Röntgenstrahlung sind dem Fachmann bekannt.
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Das vorliegende Verfahren sowie der zugehörige
Computertomograph werden nachfolgend ohne Beschränkung des allgemeinen
Erfindungsgedankens in Verbindung mit den Zeichnungen
nochmals kurz erläutert. Hierbei zeigen:
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Fig. 1 eine schematische Ansicht eines Teils eines
Computertomographen zur Gewinnung von Schnittbildern
einer Körperschicht eines Patienten,
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Fig. 2 ein schematisches Blockdiagramm von Komponenten
eines Computertomographen zur Ausführung des
vorliegenden Verfahrens,
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Fig. 3 eine vereinfachte Darstellung der geometrischen
Verhältnisse bei der Durchführung des vorliegenden
Verfahrens,
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Fig. 4 ein Schwächungswertprofil eines Wasserphantoms,
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Fig. 5 ein Beispiel für den Schwächungswertverlauf des
Filters des vorliegenden Verfahrens über die Kanäle
an einer Röhrenposition, und
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Fig. 6 das unter Einsatz eines Filters gemäß Fig. 5
gemessene Schwächungswertprofil eines Wasserphantoms.
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Fig. 1 zeigt in einer schematischen Ansicht einen Teil eines
Computertomographen 3 zur Veranschaulichung der geometrischen
Verhältnisse bei der Messdatenaufnahme. Der Computertomograph
3 weist eine Röntgenquelle in Form einer Röntgenröhre 5 auf,
die ein fächerförmiges Röntgenstrahlbündel 6 in Richtung auf
eine Detektorbank 8 von beispielsweise 768 Röntgendetektoren
emittiert. Sowohl die Röntgenröhre 5 als auch die
Detektorbank 8 sind an einer Gantry 9 angeordnet, welche
kontinuierlich um einen Patienten P rotieren kann. Der Patient P liegt
auf einem in Fig. 1 nicht dargestellten
Patientenlagerungstisch, der sich in die Gantry 9 erstreckt. Die Gantry 9
rotiert in einer x-y-Ebene eines in Fig. 1 angedeuteten
kartesischen Koordinatensystems x-y-z. Der Patientenlagerungstisch
ist entlang der z-Achse, die der Untersuchungsachse des
Computertomographen entspricht, beweglich. In der Figur ist
weiterhin die vom Röntgenstrahlbündel 6 durchstrahlte Schicht 10
ersichtlich, von der ein Schichtbild erzeugt werden soll.
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Fig. 2 zeigt eine andere Ansicht des Computertomographen von
Fig. 1. Fig. 2 stellt ein schematisches Blockdiagramm dar,
das wesentliche Systemkomponenten des vorliegenden
Computertomographen 3 zeigt. In der Figur ist die Gantry 9 mit der
Röntgenröhre 5 und der gegenüberliegenden Detektorbank 8 zu
erkennen. Die Röntgenröhre 9 wird über einen
Hochspannungsgenerator 11 mit einer Hochspannung von beispielsweise 120 kV
versorgt. Eine Steuerung 12 dient der Ansteuerung der
einzelnen Komponenten des Computertomographen 3, insbesondere des
Hochspannungsgenerators 11, der Gantry 9, der Detektoren der
Detektorbank 8 sowie der nicht dargestellten Patientenliege,
zur Durchführung der Messdatenaufnahme. Die Messdaten werden
an einen Bildrechner 13 weitergeleitet, in dem die
Bildrekonstruktion aus den Messdaten erfolgt.
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In der Figur ist weiterhin das in der Schichtebene
fächerförmig aufgeweitete Röntgenstrahlbündel 6 zu erkennen, das -
gegebenenfalls nach Schwächung durch den Patientenkörper P -
auf die Detektorbank 8 auftrifft.
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Innerhalb der dargestellten Schicht 10 des Patienten P, die
mit dem fächerförmigen Strahlenbündel 6 erfasst wird, ist im
vorliegenden Beispiel ein interessierender Bereich 1 (ROI)
angedeutet. Nur dieser kleinere Bereich 1 innerhalb des
Messfeldes des Computertomographen 3 soll im vorliegenden
Beispiel für die Untersuchung von Bedeutung sein, so dass nur
der Bildbereich, den diese ROI 1 zeigt, mit guter
Bildqualität vorliegen muss.
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Zur Verringerung der Patientendosis wird bei dem vorliegenden
Computertomographen ein mechanisch bewegliches Filter 7 an
der Röhrenblendenmechanik der Gantry 9 befestigt, das ein
zentrales Durchlassmaximum für Röntgenstrahlung aufweist.
Dieses Filter 7 ist in der Schichtebene quer zum
Röntgenstrahlbündel 6 verschiebbar gelagert. Weiterhin lässt sich
die Breite des Durchlassmaximums dieses Filters mechanisch
verstellen. Sowohl die Verschiebung des Filters 7 als auch
die Verstellung der Breite des Durchlassmaximums wird über
die Steuerung 12 in Abhängigkeit von der Position und Größe
des interessierenden Bereiches 1 vorgenommen. Die Steuerung
erfolgt derart, dass Bereiche 2 des Messfeldes außerhalb des
interessierenden Bereiches 1 mit geringerer Röntgendosis
beaufschlagt werden, als der interessierende Bereich 1. Der
Bereich höherer Intensität innerhalb des Röntgenstrahlbündels
6 aufgrund dieses Filters 7 ist in der Momentaufnahme der
Fig. 2 durch die gestrichelten Linien angedeutet. Bei
Veränderung des Projektionswinkels verändert die Steuerung 12 die
Position sowie die Öffnungsbreite des Filters 7 entsprechend.
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Während des Betriebes des Computertomographen durchdringt das
fächerförmige Röntgenstrahlbündel 6 eine Körperschicht des
Patienten P und trifft auf die Detektorbank 8. Die
Röntgendetektoren der Detektorbank 8 erzeugen infolge der empfangenen
Röntgenstrahlen Spannungssignale an den 768 verschiedenen
Detektorkanälen, welche durch die Steuerung 12 dem
Bildrechner 13 zugeführt werden. Auf diese Weise werden pro Umdrehung
der Gantry 9 um die Untersuchungsachse 4 bis zu 1000
Projektionen oder mehr aufgenommen, um ein Schnittbild dieser
Körperschicht des Patienten P nach Durchführung einer
gefilterten Rückprojektion im Bildrechner 13 zu erhalten. Die
rekonstruierten Schnittbilder werden in der Regel auf einem in der
Figur nicht gezeigten, mit dem Bildrechner 13 verbundenen
Monitor angezeigt.
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Beim vorliegenden Verfahren kann entweder nur der
interessierende Bereich 1 oder auch der gesamte Messbereich des
Messfeldes rekonstruiert werden. In jedem Falle weist der
interessierende Bereich 1 eine hohe Bildqualität auf, während die
nicht interessierenden Bereiche 2 im Falle einer
Rekonstruktion stark verrauscht erscheinen. Die Patientendosis ist
aufgrund der an den interessierenden Bereich 1 angepassten
Filterung jedoch insgesamt deutlich reduziert, ohne für die
Untersuchung notwendige wesentliche Bildinformationen zu
verlieren.
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Das vorliegende Verfahren wird nochmals anhand der Fig. 3
erläutert, die die geometrischen Verhältnisse bei der
Durchführung einer computertomographischen Aufnahme zeigt. Das
vorliegende Verfahren nutzt aus, dass zur Berechnung des
Bildes eines interessierenden Bereiches 1 nicht die gesamte
Information des Messfeldes eines Computertomographen benötigt
wird. Dazu wird der Bereich 2 außerhalb des interessierenden
Bereiches 1 durch ein Zusatzfilter 7 stark geschwächt und
somit die Patientendosis erheblich reduziert. Dieses Filter 7
wird in seiner Position und Weite an den interessierenden
Bereich 1 angepasst. In der Figur sind hierbei der Fokus 14
des Röntgenstrahlbündels 6 in der Röntgenquelle, ein
Untersuchungsobjekt P sowie der interessierende Bereich 1 innerhalb
des Objektes P im Querschnitt zu erkennen. Die Figur zeigt
lediglich einen Teilausschnitt aus dem Röntgenstrahlbündel 6,
das sich in der Regel bis über das Objekt hinaus erstreckt.
Das in das Röntgenstrahlbündel 6 eingebrachte Zusatzfilter 7
ist in der durch den Pfeil dargestellten Richtung
verschiebbar und lässt sich auch hinsichtlich seiner Öffnungsbreite,
d. h. der Breite seines Durchlassmaximums, in dieser Richtung
verstellen.
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Das Zentrum des interessierenden Bereiches 1 erscheint bei
der dargestellten Projektion vom Fokus 14 aus betrachtet
unter dem Winkel β = β(α) gegenüber dem Drehzentrum 15 des
Computertomographen, wobei α der momentanen Winkelposition der
Röntgenröhre bzw. des Fokus 14 bei der Drehung um die
Untersuchungsachse entspricht. Die Position des Filters 7 muss
folglich ausgehend von einer zentralen Position auf der
Verbindungslinie zwischen dem Fokus 14 und dem Drehzentrum 15 um
den Weg
Dx = dcoll.tan(β)
nachgeführt werden, wobei dcoll dem Abstand des Filters 7 vom
Fokus 14 des Röntgenstrahlbündels 6 entspricht. Die Öffnung
des Filters 7 muss mindestens den Wert
d = d0.dcoll/dROI
annehmen, wobei d0 der Durchmesser des interessierenden
Bereiches 1 in der jeweiligen Projektion und dROI der Abstand
des interessierenden Bereiches 1 vom Fokus 14 ist. Es wird
deutlich, dass sich bei einem Umlauf des Fokus 14 um das
Zentrum 15 der Rotation sowohl die Verschiebung Dx als auch
die Öffnungsbreite d des Filters 7 abhängig vom
Rotationswinkel α ändern. Diese Änderung erfolgt kontinuierlich während
der Messdatenaufnahme. Auf diese Weise wird die Dosis in den
Bereichen 2 außerhalb des interessierenden Bereiches 1
deutlich reduziert.
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Die Reduktion sollte jedoch nicht zu stark gewählt werden.
Als obere Grenze kann ein Wert vorgegeben werden, bei dem die
Anzahl der auf jeden Detektor treffenden Röntgenquanten ein
Signal erzeugt, das deutlich über dem Elektronikrauschen
liegt.
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So ergibt sich beispielsweise bei einem Lendenwirbelsäulen
(LWS)-Modus (260 mAs; 130 mA; 1,5 mm; FoV = 150 mm) eine
Reduktion der Quantenzahl um den Faktor A_qlws = 240/130.10/1,5
= 12. Als Objektschwächung kann ein Wert A_lws von ca.
e30 cm.0,2/cm = 400 geschätzt werden. Dies ergibt einen
Gesamtschwächungswert von etwa 4800, so dass bei einer
Grenzschwächung des Computertomographen von ca. 38000 - im Falle
höchster Leistung von 31 kW bei 130 kV und 240 mA und dickster
Schicht von 10 mm - eine zusätzliche Schwächung um den Faktor
8 durch den Zusatzfilter nicht überschritten werden sollte.
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Werden Objekte mit geringerer Schwächung untersucht, so kann
die Dosisreduktion auch entsprechend stärker eingestellt
werden. Bei anderen Typen von Computertomographen können
entsprechende gerätespezifische Überlegungen zur Abschätzung der
maximal tolerierbaren Schwächung durch den Filter angestellt
werden.
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Für das Beispiel einer Innenohr-Untersuchung (1 mm; 90 mA;
FoV = 150 mm) ist die Quantenzahl um den Faktor A_qinn =
240/90.10/1 = 27 reduziert. Als Objektschwächung im Innenohr
kann ein Wert A_inn von ca. e10 cm.0,4/cm+10 cm.0,2/cm = 400
angenommen werden, so dass ein Schwächungswert von 3 für den Einsatz
des Zusatzfilters verbleiben könnte.
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Fig. 4 zeigt schematisch das Schwächungswertprofil S eines
Wasserphantoms einer Projektion über die Messkanäle k, wie
sie mit einem Computertomographen ohne das vorliegende
Filtersystem erhalten wird. Es handelt sich dabei um
logarithmierte, monitornormierte und luftkalibrierte Daten. Bei
Einsatz eines Filters mit einem konstanten
Schwächungskoeffizienten außerhalb des zentralen Durchlassbereiches, wie dies
anhand der Fig. 5 ersichtlich ist, wird bei der gleichen
Projektion des Wasserphantoms ein Messdatenverlauf der
Schwächung S über die Kanäle k der Detektorbank erhalten, wie er
aus der Fig. 6 ersichtlich ist.
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Die beiden Regionen, in denen durch die Zusatzfilterung eine
zusätzliche Schwächung erzeugt wird, können anhand des
Verlaufes der Schwächungswerte S datentechnisch lokalisiert
werden. Sie liegen in Fig. 6 links von der ersten starken
Schwächungswertveränderung bei Kanal kl (durch den nach oben
gerichteten Pfeil angedeutet) und rechts von der zweiten
starken Schwächungswertänderung bei Kanal kr (durch den nach
unten gerichteten Pfeil angedeutet). In diesen beiden
Bereichen, von Kanal 1 bis zu Kanal kl und von Kanal kr bis zum
Kanal NDET (NDET = Anzahl der Kanäle bzw. Detektorelemente)
ist der Schwächungswert zur Normierung der Messdaten jeweils
um einen festen Betrag Scoll zu reduzieren:
Scorr(1:kl) = S(1:kl) - Scoll
Scorr(kr:NDET) = S(kr:NDET) - Scoll,
wobei der zusätzliche Schwächungswert Scoll, der durch den
Filter hervorgerufen wird, vorher einmalig durch Messung
ermittelt werden kann. Die Detektion der Schwächungswertänderung
kann durch einfache Differenzbildung in folgender Weise
durchgeführt werden:
DS(k) = S(k + 1) - S(k), k = 1:NDET - 1.
kl = k(min(DS))
kr = k(max(DS)) + 1.
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Bei diesen Kalkulationen reichen Näherungen für die Korrektur
vollkommen aus, da die zu korrigierenden Daten im Bereich der
Kanalnummern 1 bis kl und kr bis NDET nicht unmittelbar zur
Bildrekonstruktion herangezogen werden. Diese Kanalbereiche
werden nur entsprechend der Faltungskernlänge und dem Gewicht
der nicht zentralen Werte des Faltungskernes in den
Rekonstruktionsbereich transformiert. Aufgrund der
differenzierenden Eigenschaften der Faltungskerne muss jedoch auf einen
stetigen Übergang vom geschwächten zum ungeschwächten
Bereich, also in der Nähe der Kanäle kl und kr geachtet werden.
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Zur Reduktion der statistischen Unsicherheit der Daten in
Bereichen 2 außerhalb des interessierenden Bereiches 1 können
die Daten dieser Bereiche 2 durch eine Glättungsoperation in
Kanalrichtung nachbearbeitet werden. Dies kann in folgender
Weise erfolgen:
Stp(1:kl) = Tiefpass {Scorr(1:kl)}
Stp(kr:NDET) = Tiefpass {Scorr(kr:NDET)}
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Als Ergebnis wird dann ein korrigierter Messdatenverlauf Serg
einer Projektion bestehend aus den unveränderten Daten S
innerhalb des interessierenden Bereiches und den korrigierten
und geglätteten Daten Stp außerhalb erhalten.
Serg(1:kl) = Stp(1:kl)
Serg(kr:NDET) = Stp(kr:NDET)
Serg(kl + 1:kr - 1) = S(kl + 1:kr - 1)
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Obwohl die Daten in den zusätzlich geschwächten Bereichen 2
außerhalb des interessierenden Bereiches 1 sehr viel stärker
rauschen als die Daten in dem interessierenden Bereich 1,
können dennoch auch Bilder außerhalb des interessierenden
Bereiches rekonstruiert werden. Dies könnte beispielsweise
genutzt werden, wenn gleiche Stellen eines Objektes P längere
Zeit bestrahlt werden, um beispielsweise bei Herzaufnahmen
Bewegungsinformation zu erhalten. Gleichzeitig könnte zur
räumlichen Orientierung auch der Bereich außerhalb des
Herzens computertomographisch dargestellt werden.
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Das vorliegende Verfahren und die zugehörige Einrichtung
ermöglichen eine deutliche Reduktion der Dosisbelastung des
Patienten vor allem dann, wenn nur kleine Bereiche des
möglichen Messfeldes zur Diagnose herangezogen werden. Die
Dosisreduktion erfolgt unabhängig davon, ob der interessierende
Bereich im Drehzentrum oder außerhalb des Drehzentrums des
Computertomographen liegt. Durch die vorzugsweise eingesetzte
Online-Kalibrierung wird zudem eine äußerst wirtschaftliche
Realisierung der erforderlichen Messsystemkalibrierung
erreicht.