DE10164170A1 - Automatische Belichtungssteuerung und Belichtungsoptimierung digitaler Röntgenradiographie - Google Patents

Automatische Belichtungssteuerung und Belichtungsoptimierung digitaler Röntgenradiographie

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DE10164170A1
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Ping Xue
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Abstract

Eine automatische Belichtungssteuerung für ein Röntgensystem und die Verwendung eines großflächigen Halbleiter-Röntgendetektors (26) umfasst eine Belichtungssteuerungseinrichtung (36, 34), die vorgesehen ist zur Erzeugung von interessierenden Daten innerhalb der durch den Detektor erzeugten Daten und zur Anpassung der Dosis an Röntgenstrahlen auf einen vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von den interessierenden Daten, sodass ein Röntgenbild eines Patienten unter Verwendung des vorbestimmten Pegels erzeugt wird.

Description

Das Gebiet der Erfindung betrifft Röntgenabbildungssysteme, und im Einzelnen eine automatische Belichtungssteuerung und eine Belichtungsoptimierung für Röntgensysteme.
Automatische Belichtungssteuerungen (AEC) werden in Röntgenabbildungseinrichtungen verwendet zur Steuerung der Belichtung jedes Bilds. Das Ziel ist die Aufrechterhaltung einer Bildqualität bei minimierter Belichtung des Patienten. Automatische Belichtungssteuerungen ergeben ein Signal proportional zu dem Röntgenstrahlenfluss in dem Bildempfänger. Das Signal wird verwendet zum Regeln der gesamten Belichtung für jedes Bild entweder durch Beenden der Belichtung oder durch Anpassen der Röntgenstrahlenflussrate. Bei dieser Verwendung wird die Röntgentechnik bzw. das Röntgenverfahren (kVp, Spektralfilter, Brennfleck, und dergleichen) durch die Bedienperson vorgeschrieben. Oftmals sind diese voreingestellt und werden auf der Basis der Größe des Patienten und der abzubildenden Anatomie ausgewählt. Somit besteht die Rolle einer automatischen Belichtungssteuerung darin, eine korrekte Gesamtbelichtung einzuregeln.
Gegenwärtig werden verschiedene Verfahren zur automatischen Belichtungssteuerung verwendet. Eines dieser Verfahren verwendet einen Ionisationskammerdetektor, der zwischen dem Patienten und dem Abbildungsdetektor angeordnet ist. Der Ionenkammerdetektor kann dabei aus verschiedenen getrennten Kammern bestehen, wobei in diesem Fall das Belichtungssteuerungssignal von einer einzelnen Kammer oder einer Kombination von Kammern stammen kann. Ein Nachteil dieses Detektortyps besteht darin, dass ein Teil der Strahlung, die ansonsten zu einem Signal in dem Bildempfänger beitragen würde, durch die Abschwächung in der Ionenkammer verloren geht. Derartige Kammern müssen daher sorgfältig aufgebaut sein, sodass Änderungen in der Absorption über ihrer gesamten Fläche klein genug ist, um Artefakte in dem erfassten Bild auszuschließen.
In einem anderen Verfahren zur automatischen Belichtungssteuerung wird eine Ionenkammer hinter dem Bildempfänger angeordnet. In dieser Position werden keine zur Abbildung verwendeten Röntgenstrahlen abgefangen, wobei jedoch die verfügbare Strahlung und somit das Signal in der Ionenkammer vermindert wird infolge einer Abschwächung in dem Bildempfänger und eine in Verbindung dazu stehende Verpackung oder Abschirmung. Die Dicke der Ionenkammer kann zur Vergrößerung der Intensität vergrößert werden, wobei dies jedoch zu einem unhandlichen Abbildungssystem führen würde. Einige automatische Belichtungssteuerungssysteme verwenden einen Szintillatorschirm, der anstelle einer Ionenkammer mit einem Lichtsensor gekoppelt ist.
Ein anderes automatisches Belichtungssteuerungsverfahren das in Verbindung mit Bildverstärker basierten Systemen verwendet wird, sammelt etwas von dem Licht des Bildfensters am Ausgangsanschluss des Bildverstärkers und erfasst einen Helligkeitspegel mit einem Fotosensor. Ein Nachteil dieses automatischen Belichtungsverfahrens besteht darin, dass die Lichtaufnahmeeinrichtung im Bildweg angeordnet ist. Dies kann zu einer Interferenz des Bilds bei einigen Abbildungssituationen mit der Aufnahmeeinrichtung führen.
Röntgenabbildungssysteme, die einen großflächigen Halbleiter-Röntgendetektor verwenden, wie es in dem U.S.- Patent Nr. 4 996 413 unter dem Titel "Apparatus And Method For Reading Data from An Image Detector" beschrieben ist, können das automatische Steuerungsverfahren bei Anwendung in Bildverstärkersystemen nicht verwenden. Außer bei einem Bildverstärkersystem gibt es kein vermindertes Lichtbild, von welchem Licht in befriedigender Weise gesammelt werden kann. Des Weiteren besteht eine der Entwurfsaufgaben bei der Verwendung eines großflächigen Halbleiterdetektors in der Verminderung der Baugröße des Detektorbausteins. Dies macht die Verwendung einer vor oder hinter dem Bilddetektor angeordneten Ionenkammer weniger wünschenswert.
Das U.S.-Patent Nr. 5 751 783 beschreibt eine automatische Belichtungssteuerung für ein Röntgensystem unter Verwendung eines großflächigen Halbleiter-Röntgendetektors einschließlich einer Anordnung (Array) von Fotodioden, die hinter dem Röntgenbilddetektor angeordnet sind zur Messung von diesen durchlaufenden Photonen. Die sich ergebenden Ströme von ausgewählten Exemplaren dieser Fotodioden werden kombiniert zur Bereitstellung eines Signals zur Verwendung bei der Steuerung der Röntgenbelichtung.
Die Röntgentechnik wird vorzugsweise zur Abbildung von Patienten auf der Basis der zuvor bekannten Größe des Patienten und der anatomischen Ansicht ausgewählt. Diese Techniktabellen werden häufig durch den Gerätehersteller bereitgestellt und sind häufig weder optimiert noch ideal für einen bestimmten Patienten oder eine bestimmte Anatomie. Es besteht auch die Möglichkeit, dass die Bedienperson nicht die angemessene anatomische Darstellung oder abzubildende Patientengröße auswählt. Im Ergebnis kann dabei ein Bild mit niedriger Bildqualität oder einer nicht korrekten Patientenbelichtung entstehen. Es besteht daher Bedarf an einer automatischen Einrichtung zur Optimierung der Röntgentechnik (des Röntgenverfahrens) und der Belichtungssteuerung.
Das bevorzugte Ausführungsbeispiel ist verwendbar in einem Röntgensystem zur Belichtungssteuerung, in welchem ein Röntgenbild eines Patienten erzeugt wird, während die Dosis der durch den Patienten erhaltenen Röntgenstrahlung gesteuert wird zur Erzeugung des Bilds. Bei einer derartigen Anordnung umfasst ein Ausführungsbeispiel der Vorrichtung eine Quelle von Röntgenstrahlen (Röntgenquelle) und einen digitalen Detektor, der vorgesehen ist zur Erzeugung von Detektordaten in Abhängigkeit von den Röntgenstrahlen. Eine Belichtungssteuerung ist vorgesehen zur Erzeugung von interessierenden Daten innerhalb der Detektordaten und zur Anpassung der Technik und/oder der Dosierung der Röntgenstrahlen auf einen vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von den interessierenden Daten, sodass das Bild entsprechend einem vorbestimmten Bildqualitätsstandard erzeugt wird.
Ein vergleichbares Verfahren ist ebenfalls in einem weiteren Ausführungsbeispiel enthalten. Unter Verwendung der vorstehenden Techniken kann die Bildqualität vergrößert werden, während die Patientenröntgendosis gesteuert wird. Ferner werden die Systemkosten reduziert durch Beseitigen des Bedarfs an einer Ionenkammer und der Systemkalibrierungszeit und es werden Fehler einer Bedienperson vermindert. Die Technik stellt ein automatisches Belichtungssteuerungssignal ohne Erzeugung von Bildartefakten oder einer erheblichen Vergrößerung der gesamten Bilderzeugungszeit oder erheblichen Vergrößerung der Patientenröntgendosis bereit.
Fig. 1 ist ein schematisches Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführungsform des Röntgenstrahlsystems, das ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet.
Fig. 2 ist ein Zeitdiagramm zur Veranschaulichung einer Betriebsart des Betriebs des in Fig. 1 gezeigten Systems.
Es wird nun zuerst auf Fig. 1 verwiesen, die ein Röntgensystem 14 einschließlich einer Röntgenröhre 15 zeigt, die nach einer Erregung durch eine Leistungsquelle 16 ein Röntgenstrahlenbündel 17 abgibt. Gemäß der Darstellung ist das Röntgenstrahlenbündel in Richtung eines Patienten 18 gerichtet, der auf einem Röntgenübertragungstisch 20 liegt. Der Teil des ztrahlenbündels, der durch den Tisch und den Patienten übertragen wird, trifft auf eine Detektoranordnung 22. Die Röntgendetektoranordnung 22 umfasst einen Szintillator 24, der Röntgenphotonen in niedriger energetische Photonen im sichtbaren Spektrum umwandelt. Zu dem Szintillator 24 oenachbart ist ein Bildfotodetektorarray 26, das Lichtphotonen in ein elektrisches Signal umwandelt. Eine Detektorsteuerungseinrichtung 27 umfasst Elektronikschaltungen zum Betrieb des Detektorarrays 26 zur Erzeugung eines Bilds und zum Auslesen des Signals aus jedem Fotodetektorelement.
Das Ausgangssignal des Bildphotodetektorarrays 26 ist mit einem Bildprozessor 28 verbunden, der eine Schaltung umfasst zum Sammeln, Verarbeiten und zum Verbessern des Röntgenbildsignals. Das verarbeitete Bild wird auf einem Videomonitor 32 angezeigt und kann in einer Bildspeichereinrichtung 30 gespeichert werden. Eine System- und Bilddetektorsteuerungseinrichtung 36, die Befehle erhält von einem Benutzer über eine Benutzerinterfacetafel 38 einschließlich eines Vorbereitungsschalters 39 und eines Belichtungsschalters 41, steuert den gesamten Betrieb der Röntgeneinrichtung 14. Eine Lampe 43 leuchtet während unterschiedlicher Betriebsarten des Betriebs auf, wie es nachstehend noch beschrieben wird.
Das Bildfotodetektorarray 26 besteht aus Einrichtungen aus amorphem Silizium auf einem Glassubstrat. Ein Teil des Lichts des Szintillators 24 wird durch diese Siliziumeinrichtungen und durch Zwischenräume zwischen denselben übertragen (geleitet). Zusätzlich werden einige Röntgenstrahlen sowohl durch den Szintillator 24 als auch das Bildphotodetektorarray 26 übertragen. Das Ausgangssignal des Array 26 ist mit einer Belichtungssteuerungsschaltung 34 verbunden.
Im Allgemeinen verwendet das bevorzugte Ausführungsbeispiel ein Vorbelichtungsbild des Digitaldetektors 26. Das Vorbelichtungsbild wird erhalten aus einer kleinen Röntgendosis vor der Röntgenbelichtung, die ein Bild eines Patienten ergibt. Die Anzahl, die Orte und die Größe der interessierenden Bereiche (ROI regions of interest) des Vorbelichtungsbilds werden verwendet zur Belichtungssteuerung, und werden bestimmt auf der Basis einer vorgeschriebenen Anatomie oder Ansicht oder werden automatisch aus den im Detektor 26 erzeugten Bilddaten berechnet. Eine typische anatomische Ansicht ist eine Brustansicht. Der "Bildbereich" der automatischen Belichtungssteuerung kann für unterschiedliche Abbildungsabläufe angepasst werden durch selektives Kombinieren des Signals von einem oder mehreren interessierenden Bereichen einer gewünschten Form und Größe.
Unterschiedliche, auf Bildern basierende Algorithmen können verwendet werden, um daraus angemessene interessierende Bereiche abzuleiten. Die einfachste Möglichkeit ist die Erzeugung der interessierenden Bereiche, die die gleiche Größe und Form aufweisen wie die Ionenkammerzellen (obwohl keine Ionenkammer im bevorzugten Ausführungsbeispiel verwendet wird). In diesem Fall werden die mittleren Röntgenstrahlensignale in den ausgewählten Ionenkammern berechnet. Der Röntgendetektor ist in der Weise kalibriert, das Bildgrauwerte über eine Umwandlungsfaktorübertragungsfunktion in einen Belichtungspegel umgewandelt werden können.
Belichtung (mR) = F1 (Grau-Pegel)
Für den vorliegenden Detektor ist diese Funktion linear, wobei jedoch die Steigung und der Schnittpunkt von dem Röntgenstrahlenergiespektrum abhängen.
Zur Berechnung der für eine Aufnahme mit voller Dosis erforderlichen mAs, werden die Vorbelichtungs-mAs durch die Messung mittlerer Grauwerte in dem Vorbelichtungsbild und den gewünschten Belichtungspegel in den umgewandelten Grauwerten bemessen:
Erforderliche mAs = Vorbelichtungs-mAs.F1 (gewünschte Belichtung/ROI-Graupegel der Vorbelichtung) (1)
Es wird der Fall bedacht, dass eine Vorbelichtung mit 0.1 mAs (Milli-Ampere-Sekunden) verwendet wird mit einem vorgegebenen Wert kvp, einer Brennfleckgröße, mA und dergleichen, und wobei der gewünschte erfasste Belichtungspegel 3.4 Mikro-R ist. Das System wurde in der Weise kalibriert, dass der Umwandlungsfaktor 300 Zählungen/Mikro-R beträgt. Der Mittelwert wurde berechnet in den interessierenden Bereichen (ROI) zur Angabe des Orts der Ionenkammer und beträgt 50 Zählungen. Unter Verwendung der Gleichung (1) erfolgt die weitere Berechnung:
Erforderliche mAs = 0.1.(300.3.4)/50 = 2.04
Die Belichtungssteuerungseinrichtung befiehlt sodann dem System, den Betrieb mit den erforderlichen mAs aufzunehmen. Nachdem der Vorbelichtungsschalter 39 betätigt wurde, bestimmt das System die Vorbelichtungsparameter auf der Basis der folgenden Parameter, die durch einen Benutzer des Systems vorgeschrieben werden. Es sind dies die Anatomie/Ansicht, die Kundendosisauswahl und die Patientengröße. Die Patientengröße ist im Allgemeinen begrenzt auf die Werte klein, mittel und groß. Der Benutzer gibt die Parameter mittels des Bedienerinterfaces 38 ein. Die Vorbelichtungsparameter umfassen die Röntgenbelichtungstechnik, die Detektorzeiten und die Synchronisation zwischen beiden. Die Röntgenbelichtungstechnik umfasst KV, ma, Mas und weitere Parameter der bekannten Röntgentechnik. Die Detektorzeit umfasst eine Offsetzeit und eine Auslösezeit. Über das Interface 38 gibt der Benutzer sämtliche Vorbelichtungsparameter ein.
Nach dem Drücken des Belichtungsschalters 41 führt das System die nachfolgenden Schritte durch.
  • - Erzeugen eines Offsetbilds;
  • - Erzeugen eines Vorbelichtungsbilds;
  • - Berechnen einer optimalen Röntgendosis, beispielsweise durch Anpassen der Belichtungszeit; und
  • - Erzeugen einer Belichtung oder eines endgültigen Bilds auf der Basis einer berechneten optimalen Röntgendosis.
Das System berechnet eine Belichtungszeit auf der Basis eines erforderlichen Signal/Rausch-Verhältnisses (SNR), wobei die nachfolgenden Schritte durchgeführt werden:
  • - Speichern des erforderlichen SNRreq-Werts für eine spezielle Anatomie/Ansicht;
  • - Messen des SNRmeas bezüglich des Vorbelichtungsbilds innerhalb vorbestimmter (oder berechneter) interessierender Bereiche (ROI);
  • - Berechnen des Verhältnisses SNRreq/SNRmeas = K, SNR ~√T; und
  • - Berechnen von Texp = K2 × Tpreshot.
Die vorstehenden Ausdrücke haben die folgende Bedeutung:
SNR ist das Signal/Rausch-Verhältnis, K ist ein vorbestimmtes Verhältnis der endgültigen Belichtung zur Vorbelichtung, und T ist die Belichtungszeit des Röntgenstrahlpulses.
Das Vorbelichtungsbild kann erhalten werden in Form einer reduzierten Matrixgröße (von beispielsweise 128 × 128 Pixel) für denselben Bildbereich (FOV, field of view) zur Minimierung der Extrazeit. Eine volle Matrixgröße beträgt beispielsweise 2000 × 2000 Pixel.
Beispielsweise wird die Vorbelichtungs-Röntgentechnik definiert als der vorbestimmte Wert kVp mit einer Belichtungszeit zur Anpassung an das Vorbelichtungsfenster (< 10 msec (Millisekunden)) und dem mA-Wert zur Bereitstellung der angeforderten Belichtung (5-10% einer "normalen" Dosis zur Verwendung bei der Erzeugung eines Diagnosebilds eines Patienten). Mit anderen Worten, die Röntgendosis während der normalen Belichtung ist 10 bis 50 mal größer als die Röntgendosis während des Schrittes der Durchführung der Vorbelichtung. Der vorbestimmte kVp-Wert variiert typischerweise zum Beispiel von 50 bis 150 kVp. Das Vorbelichtungsfenster variiert entsprechend dem Bedarf bis zu etwa 10 Millisekunden in Abhängigkeit von der ausgewählten Anatomie des Patienten und der ausgewählten Darstellung. Die Vorbelichtungsfunktion addiert etwa 20 ms zur gesamten Verarbeitungszeit.
In einem einfachen Ausführungsbeispiel berechnet die Vorbelichtungsanalyse auf einfache Weise statische Bildwerte bezüglich rechteckiger interessierender Bereiche, die die gegenwärtigen Ionenkammerpositionen darstellen (obwohl in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel keine Ionenkammer verwendet wird). Die endgültige Bildtechnik kann berechnet werden zum Erzielen eines bestimmten Mittelsollsignalpegels (oder Solldosis) oder zur Erzielung eines bestimmten Signal/Rausch-Verhältnisses. Verbesserte Algorithmen können das Bild analysieren zum Lokalisieren bestimmter anatomischer Merkmale. Beispielsweise kann das Bild in Segmente zerlegt werden unter Verwendung von Schwellenwerten oder einer Analyse zur Bestimmung von interessierenden Bereichen zur Durchführung einer statistischen Analyse. Ein bevorzugtes Verfahren zur Aufteilung in Segmente verwendet eine Mischung aus räumlichen und statischen Algorithmen. Der Kollimator und Grobstrahlungsbereiche werden entfernt unter Verwendung morphologischer Vorgänge wie beispielsweise Erweiterungs- und Erosionsvorgänge mit vorbestimmten Kerngrößen und dergleichen. Danach werden die anatomischen Inhalte skizziert unter Verwendung eines Gradientenfilters, welches Grenzen ermittelt. Mit einem Gradientenbild werden Kanten oder Objektgrenzen einem höheren absoluten Wert zugeordnet, und flache Bereiche werden einem Wert von 0 zugeordnet. Eine Kantenstärkenschwelle wird auf der Basis der Patienteneingabedosis und erwarteten (heuristischen) Werten auf der Basis der Patientenanatomie berechnet. Beispielsweise kann ein Bildschwellenwert berechnet werden auf der Basis eines geschätzten Rauschens in dem Bild (wie bei der Verwendung einer Standardabweichung in einem flachen Bereich) dividiert durch einen von der Anatomie abhängigen Skalar mal der Patienteneingabedosiszeit. Die Ausgabe ist eingestellt auf nicht rechteckige interessierende Bereiche, vermutlich entsprechend unterschiedlichen anatomischen Merkmalen. Das Bild wird nun in Segmente zerlegt. Ein weiterer derartiger Algorithmus ist in der US-Anmeldung Nr. 09/344 190, die am 24. Juni 1999 im Namen von Kenneth S. Kump für General Electric Company eingereicht wurde, und auf die hier in ihrer Gesamtheit verwiesen wird. Das Ausgangsergebnis des Aufteilungsalgorithmus sind viele interessierende Bereiche (ROI) für unterschiedliche anatomische Bereiche. Bestimmte interessierende Bereiche werden ausgewählt auf der Basis eines Satzes von vorbestimmten Regeln unter Verwendung der Größe, der Form und der Graupegelstatistik wie Minimum, Mittelwert, Maximum und Standardabweichung. Bei der Aufteilung in Segmente konzentriert sich das System auf den Bereich um die interessierende Anatomie, und der Rest des Bildes kann dabei ignoriert werden. Als ein Beispiel bilden der Rachenraum, der Kehlkopf und die Wirbelsäule ein interessierendes Patientensegment zur Erzeugung eines Nackenbilds. Das System konzentriert sich auf dieses Segment der medizinischen Diagnoseabbildung einschließlich des Rachenraums, des Kehlkopfs und der Wirbelsäule bei der Analyse des Nackenbilds. Als ein Beispiel bilden die Lungen und das Zwerchfell ein interessierendes Segment eines Patientenbilds für eine Brustbilderzeugung. Das Segment der medizinischen Diagnoseabbildung einschließlich der Lungen und des Zwerchfells wird identifiziert als interessierendes Segment einer Brustbilderzeugung. Die interessierende Anatomie wird analysiert zur Bestimmung von zumindest einem Satz von Anatomiebildcharakteristika, wie der Dicke des Patienten.
Die Charakteristika können verwendet werden zum Charakterisieren der interessierenden anatomischen Segmente. Die interessierenden anatomischen Segmente können charakterisiert werden in Form von Patientenparametern wie der Abschwächung der Segmente. Patientenparameter können ebenfalls den hellsten und dunkelsten Bereich der interessierenden Anatomie umfassen. Die Analyse kann ferner die Korrelation aktueller Daten mit einem normalisierten Patienten/oder die Verwendung eines mathematischen Modells der interessierenden Anatomie zum Charakterisieren der Parameter umfassen.
Die optimale Belichtung für das endgültige Bild kann bei dem gleichen Vorbelichtungsröntgenspektrum (kVp und Spektralfilter) sein, jedoch mit einem berechneten mAs-Wert (mA und Belichtungszeitberechnung werden gewählt zum Minimieren der Patientenbewegung und Maximieren der Röhrenlebensdauer). Alternativ kann die Vorbelichtungsanalyse das Röntgenspektrum auf der Basis vorbestimmter Techniktabellen geändert werden oder berechnet werden auf der Basis einer geschätzten Patientendicke und der Anatomie/Ansicht. Diese Bilderzeugungsparameter oder Einstellungen werden verwendet zur Anpassung der Röntgenerzeugungstechnikvisualisierung und/oder der Klarheit der interessierenden Anatomie oder Pathologie, wobei die Dosis minimiert wird. Beispielsweise können der kVp-Wert (Röntgenenergie, Kilo-Volt-Energie des Röntgenstrahlungsbündels) und spektrale Filter ausgewählt. werden zum Optimieren der Knochen/Gewebetrennung bei einem interessierenden Segment. Der mAs-Wert (Milliampere mal Sekunden) und die Röntgendetektorverstärkung können gewählt werden zum Minimieren einer Solldosis, unter Aufrechterhaltung eines ausreichenden Signals im dichtesten Bereich des interessierenden Segments.
Es kann ein komplexerer Algorithmus implementiert werden, der neue Werte kVp, mAs und Filter- und Belichtungszeitwerte berechnet. Merkmale in einem Röntgenbild umfassen im Allgemeinen eine Kennlinie eines linearen Integrals der Röntgenstrahlabschwächung entlang dem Pfad der Röntgenstrahlenergie. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel kann die Röntgeneingangsgröße bestimmt werden mittels einer Rückkopplung zu einer Röntgenquelle. Das erfasste Röntgenausgangssignal kann gemessen werden, sobald die Röntgenstrahlen den Patienten durchdrungen haben. Die äquivalente Patientendicke (in 2D) kann für jedes im Bild erfasste Pixel berechnet werden. Es gilt die Beziehung I = I0exp(-u*x), wobei 10 eine einfallende Röntgenbelichtung ist, u ein Abschwächungskoeffizient, x die Patientendicke und I die Ausgangsröntgenbelichtung ist. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird bezüglich des Abschwächungskoeffizienten angenommen, dass dieser zu dem "Durchschnittsgewebe", beispielsweise Wasser passend ist. Durch Umformen der Gleichung kann x berechnet werden. Eine Kennlinie der Patientendicke kann berechnet werden unter Verwendung des Ausdrucks x = -ln(I/I0)/u*. wobei u* der angenommene Abschwächungskoeffizient ist.
Zur Normalisierung der Patientendaten werden "Median"- Patientenabschwächungskennfelder für interessierende Bereiche (Brustbereich, Unterleibsbereich, Becken und dergleichen) entwickelt werden. Vorzugsweise repräsentieren die "Median"-Patientenabschwächungskennfelder 50% der Bevölkerung. Bei einer Belichtung wird das erzeugte Patientenkennfeld mit einem entsprechenden Mediankennfeld für den interessierenden Bereich verglichen. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel erfolgt ein Vergleich der Kennfelder durch eine einfache Division. Nummerische Ergebnisse größer als 1.0 geben an, dass die Patientenanatomie dicker ist als der Medianwert. Nummerische Ergebnisse, die kleiner als 1.0 sind, geben an, dass die Patientenanatomie dünner ist als der Medianwert. Ein Vergleich der Kennfelder kann ebenfalls erreicht werden durch Aufteilen des Bildes in verschiedene Bereiche und in Aufteilungsbildbereichsstatistiken. Beispielsweise kann ein Brustbild aufgeteilt werden in einen rechten Lungenbereich, einen linken Lungenbereich, einen Zwerchfellbereich, einen Nackenbereich, einen Kopfbereich, einen Wirbelsäulenbereich, und möglicherweise in einen Hintergrund. Die mittlere Dicke in jedem Bereich kann berechnet werden. Jede mittlere Dicke eines Bereichs kann durch die "Median-Patienten"-Daten dividiert werden.
Als ein mathematisches Modell einer Anatomie wird eine zweidimensionale mathematische Gleichung berechnet und die Parameter des resultierenden mathematischen Modells werden den neuen Patientendickedaten hinzugefügt. Ein Beispiel eines mathematischen Modells umfasst ein 2D-Polynom. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden N normalisierte Werte für den interessierenden anatomischen Bereich gespeichert. Vorzugsweise ist das Patientenbild segmentiert und es werden Dickenwerte interessierender normalisierter anatomischer Bereiche berechnet.
Zur Charakterisierung des segmentierten Bilds können die normalisierten Dickendaten in einer Gleichung oder eine Nachschlagetabelle eingegeben werden zur Berechnung des kVp-Werts (Kilovolt, Röntgenstrahlenbündelspannung) und mAs-Wert (Milliampere mal Sekunden, Röntgenstrahlenbündelstrom). Vorzugsweise umfasst die Nachschlagtabelle einen vorbestimmten Bereich von Eingabedicke und Bildtechnikwerten. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden die Nachschlagetabellenwerte erhalten unter Verwendung von Röntgenkalibrierungsphantomen und klinischen Versuchen, die durchgeführt werden zur Anpassung des Kontrast/Rausch-Verhältnisses der Patientendosis. Alternativ kann eine Gleichung verwendet werden zur Berechnung der gewünschten Werte. Beispielsweise gilt kVp = A#P, wobei A eine 1×N-Anpassungsmatrix und P eine Nxl-Modellparametermatrix ist. Alternativ kann P eine Nxl-Matrix von Dickenwerten für interessierende anatomische Bereiche sein, die aus normalisierten Dickenwerten gebildet wurden. Aus dem Wert mAs können der Wert mA (Milliampere) und ein Bildbrennfleck berechnet werden. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird der mA-Wert berechnet zum Minimieren der Belichtungszeit. Das Minimieren der Belichtungszeit minimiert ebenfalls die Patientenbewegung. Der kleinste Brennfleck wird gewählt zum Minimieren von Verwackelungen in dem Brennfleck. Ein größerer mA-Wert erzeugt typischerweise einen größeren Brennfleck.
Gemäß der Darstellung in Fig. 2 beginnt der Betrieb gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel in Schritt 1 zu einem Zeitpunkt T1 mit dem Drücken des Vorbelichtungsschalters 39 (Fig. 1). Wie es in der ersten Zeile von Fig. 2 dargestellt ist, werden so genannte Scrubs, d. h. Leerbilder kontinuierlich mittels eines Takts in der Steuereinrichtung 36 erzeugt zur Bereitstellung eines Zeitsignals. In Schritt 2, während eines Zeitintervalls A wird ein Dunkeloffsetbild im Detektor 26 infolge einer Hintergrundstrahlung erzeugt. In Schritt 3, während eines Zeitintervalls B wird das Dunkeloffsetbild mittels des Prozessors 28 und der Steuerungseinrichtung 36 gelesen. In Schritt 4 zu einem Zeitpunkt T2 ist die Vorbereitungszeit beendet, und das System ist bereit zur Erzeugung der Schrittfolge der Vorbelichtung.
In Schritt S, eine kurze Zeit nach dem Zeitpunkt T3 erzeugt die Steuerungseinrichtung 36 ein Startfolgebefehl. In den Schritten 6 und 7 während der Zeitdauer C bewirkt die Steuerungseinrichtung 36 die Belichtungssteuerungseinrichtung 34 und die Leistungszufuhr 16 zur Erzeugung einer Vorbelichtungsdosis von Röntgenstrahlen, die dem Patienten 18 durchlaufen und die im Detektor 26 ein Vorbelichtungsbild erzeugen, das zur Vorbelichtungsdaten führt. Die Daten sind in einer bekannten Weise durch den Vorbelichtungsoffsetwert aufbereitet, der durch Lesen des Dunkelbilds während des Zeitintervalls B erhalten wurde. In Schritt 8 wird die Lampe 43 während des Zeitintervalls C ausgeleuchtet. In Schritt 9 beginnt die Steuerungseinrichtung mit dem Vorbelichtungsablauf entsprechend einem oder mehrere der vorstehend beschriebenen Algorithmen. In Schritt 10 stellt die Steuerungseinrichtung 36 die gewünschte Röntgendosis ein durch Bestimmen der angemessenen Röntgenbelichtungszeit auf der Basis der während der Zeitdauer C erhaltenen Daten und der Verarbeitung des Algorithmus.
In Schritt 11 wird erneut ein Dunkeloffsetbild im Detektor 26 in Folge der Hintergrundstrahlung erzeugt. In Schritt 12 wird während des Zeitintervalls D das Dunkeloffsetbild mittels des Prozessors 28 und der Steuerungseinrichtung 36 gelesen.
In Schritt 13 erzeugt die Steuerungseinrichtung 36 ein Belichtungsröntgenerlaubnissignal 50, und in Schritt 14 veranlasst die Steuerungseinrichtung 36 die Belichtungssteuerungseinrichtung 34 und die Leistungsversorgungeinrichtung 36 zur Erzeugung einer Belichtungsdosierung der Röntgenstrahlung, die durch den Patienten 18 laufen und im Detektor 26 ein Diagnosebild und Daten erzeugen. In Schritt 15 während der Erzeugung des Signals 50 wird die Lampe 43 ausgeleuchtet.
Der Fachmann wird erkennen, dass die bevorzugten Ausführungsbeispiele geändert und modifiziert werden können, ohne von dem tatsächlichen Bereich der Erfindung, wie sie durch die zugehörigen Patentansprüche definiert ist, abzuweichen.
Eine automatische Belichtungssteuerung für ein Röntgensystem und die Verwendung eines großflächigen Halbleiter-Röntgendetektors (26) umfasst eine Belichtungssteuerungseinrichtung (36, 34), die vorgesehen ist zur Erzeugung von interessierenden Daten innerhalb der durch den Detektor erzeugten Daten und zur Anpassung der Dosis an Röntgenstrahlen auf einen vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von den interessierenden Daten, sodass ein Röntgenbild eines Patienten unter Verwendung des vorbestimmten Pegels erzeugt wird.

Claims (27)

1. Röntgensystem (14), mit einer Belichtungssteuerungseinrichtung zur Erzeugung eines Röntgenbilds eines Patienten (18), während die durch den Patienten empfangene Röntgendosis gesteuert wird zur Erzeugung des Bilds, wobei das Röntgensystem ferner aufweist:
eine Quelle von Röntgenstrahlen (15);
einen digitalen Detektor (22), der vorgesehen ist zur Erzeugung von Detektordaten in Abhängigkeit von den Röntgenstrahlen;
eine Belichtungssteuerungseinrichtung (34, 36), die vorgesehen ist zur Erzeugung von interessierenden Daten innerhalb der Detektordaten und zur Anpassung der Dosis der Röntgenstrahlen auf einen vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von den interessierenden Daten, sodass das Bild unter Verwendung des vorbestimmten Pegels erzeugt wird.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Belichtungssteuerung vorgesehen ist zur Erzeugung der interessierenden Daten durch Aufteilen der Detektordaten in Segmente.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die Belichtungssteuerung vorgesehen ist zum Segmentieren der Daten durch Schwellenwertanalyse.
4. Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die Belichtungssteuerung vorgesehen ist zum Segmentieren der Daten durch Histogrammanalyse.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Belichtungssteuerung vorgesehen ist zum Lokalisieren von anatomischen Merkmalen des Patienten in den Detektordaten.
6. Vorrichtung nach Anspruch 1, ferner mit einem Steuerungssystem, das programmiert ist zum Bewirken einer Belichtungssteuerung zur Erzeugung einer ersten Dosis von Röntgenstrahlen, die erste Detektordaten ergeben, zur Anpassung der Dosis von Röntgenstrahlen auf einen vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von den ersten Daten, und zur Erzeugung einer zweiten Dosis von Röntgenstrahlen mit dem vorbestimmten Pegel zur Erzeugung des Bilds des Patienten.
7. Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei die zweite Dosis an Röntgenstrahlen 10 bis 50 mal größer als die erste Dosis von Röntgenstrahlen ist.
8. Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei das Steuerungssystem programmiert ist zum Bewirken der Belichtungssteuerung zur Erzeugung der ersten Dosis von Röntgenstrahlen in 10 Millisekunden oder kürzer.
9. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Belichtungssteuerung interessierende Daten unter Verwendung von räumlichen und statistischen Algorithmen bezüglich der Detektordaten erzeugt zur Erzeugung eines oder mehrerer Segmente von interessierenden Bereichen.
10. Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei die Belichtungssteuerung das eine oder die mehreren Segmente der interessierenden Bereiche analysiert, um zumindest ein oder mehrere Charakteristika der interessierenden Bereiche zu schätzen.
11. Vorrichtung nach Anspruch 10, wobei die Belichtungssteuerung normalisierte Patientendaten speichert für ein oder mehrere Charakteristika und diese ein oder mehrere Charakteristika von einem oder mehreren Segmenten interessierender Bereiche mit einem oder mehreren Charakteristika der normalisierten Patientendaten korreliert zur Erzeugung normalisierter charakteristische Daten für den Patienten, wobei die normalisierten charakteristischen Daten verwendet werden zur Anpassung der Röntgendosis.
12. Vorrichtung nach Anspruch 11, wobei die Belichtungssteuerung die normalisierten charakteristischen Daten verwendet für einen Zugriff auf eine Nachschlagetabelle oder eine Gleichung mit dem Ergebnis eines vorbestimmten Pegels von Röntgenstrahlen.
13. Vorrichtung nach Anspruch 12, wobei die charakteristischen Daten der Patientendicke entsprechen.
14. Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei die Belichtungssteuerung die Dosis der Röntgenstrahlen auf einen vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von den Segmenten interessierender Bereiche und einer Sollröntgendosis anpasst.
15. Belichtungssteuerungsverfahren in einem Röntgensystem (14) zur Erzeugung eines Röntgenbilds eines Patienten (18) während die von dem Patienten empfangene Röntgendosis erhalten wird zur Erzeugung des Bilds, mit den Schritten:
Erzeugen einer ersten, den Patienten durchlaufenden Dosis von Röntgenstrahlen;
Erzeugen von Detektordaten in Abhängigkeit von der ersten Dosis von Röntgenstrahlen;
Erzeugen von interessierenden Daten in Abhängigkeit von den Detektordaten;
Anpassen der Röntgendosis an einen vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von den interessierenden Daten; und
Erzeugen einer zweiten Dosis von Röntgenstrahlen mit dem vorbestimmten Pegel.
16. Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Erzeugen von interessierenden Daten das Segmentieren der Detektordaten umfasst.
17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei das Segmentieren die Anwendung einer Schwellenwertanalyse umfasst.
18. Verfahren nach Anspruch 16, wobei das Segmentieren die Anwendung einer Histogrammanalyse umfasst.
19. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Erzeugung interessierender Daten das Lokalisieren von anatomischen Merkmalen des Patienten in den Detektordaten umfasst.
20. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die zweite Dosis von Röntgenstrahlen 10 bis 50 mal größer als die erste Dosis von Röntgenstrahlen ist.
21. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Erzeugung der ersten Dosis von Röntgenstrahlen das Erzeugen der ersten Dosis von Röntgenstrahlen in 10 Millisekunden oder kürzer umfasst.
22. Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Erzeugen interessierender Daten das Analysieren der Detektordaten mit räumlichen und statistischen Algorithmen umfasst zur Erzeugung eines oder mehrerer Segmente interessierender Bereiche.
23. Verfahren nach Anspruch 22, ferner mit dem Schritt des Analysierens des einen Segments oder der mehreren Segmente interessierender Bereiche, um zumindest eine oder mehrere Charakteristika der interessierenden Bereiche zu schätzen.
24. Verfahren nach Anspruch 23, ferner mit dem Schritt des Speicherns normalisierter Patientendaten für eine oder mehrere Charakteristika und korrelieren der einen oder mehreren Charakteristika des einen oder der mehreren Segmente interessierender Bereiche mit dem einen oder mehreren Charakteristika der normalisierten Patientendaten zur Erzeugung normalisierter charakteristischer Daten für den Patienten, wobei die normalisierten charakteristischen Daten verwendet werden zur Anpassung der Röntgendosis.
25. Verfahren nach Anspruch 24, wobei die Anpassung der Röntgendosis die Verwendung normalisierter charakteristischer Daten umfasst für einen Zugriff auf eine Nachschlagetabelle oder eine Gleichung mit dem Ergebnis des vorbestimmten Pegels der Röntgenstrahlen.
26. Verfahren nach Anspruch 25, wobei die charakteristischen Daten der Patientendicke entsprechen.
27. Verfahren nach Anspruch 22, wobei die Anpassung der Röntgendosis das Anpassen der Röntgendosis an einem vorbestimmten Pegel in Abhängigkeit von dem Segmenten interessierender Bereiche und einer Sollröntgendosis umfasst.
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