DE102006005619A1

DE102006005619A1 - Verfahren und Systeme zur Reduktion der Überausleuchtung beim Spiral-Scann

Info

Publication number: DE102006005619A1
Application number: DE102006005619A
Authority: DE
Inventors: Thomas Louis Brookfield Toth; Brian James Salt Like City Grekowicz
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2005-02-08
Filing date: 2006-02-06
Publication date: 2006-08-10
Also published as: CN1846620A; US7113570B2; US20060177002A1; JP2006218302A; CN1846620B

Abstract

Es sind Verfahren, Vorrichtungen und Systeme zur Steuerung der Röntgendosierung während eines Scanns mit einem Computertomographiesystem (10) geschaffen. Das System enthält eine Röntgenquelle (14), einen Kollimator (52) und ein Detektorarray (18). Der Kollimator enthält eine erste Blende (81), die dazu konfiguriert ist, einen Röntgenfächerstrahl, der durch die Röntgenquelle erzeugt wird, in einer ersten Richtung auszublenden, eine zweite Blende (82), die auf einer von der ersten Blende gegenüberliegenden Seite eines Fokuspunktes (50) der Röntgenquelle angeordnet ist, wobei die zweite Blende dazu konfiguriert ist, den Röntgenfächerstrahl in einer zweiten Richtung auszublenden, wobei die zweite Richtung zu der ersten Richtung entgegengesetzt verläuft und ein Blendenantrieb dazu konfiguriert ist, wenigstens entweder die erste Blende und/oder die zweite Blende während des Scanns zu positionieren.

Description

HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
Diese Erfindung betrifft allgemein Computertomographie (CT)-Bildgebung und insbesondere die Reduktion der Röntgenbestrahlung in einem Mehrschichten-CT-Bildgebungssystem.

In wenigstens einer bekannten Konfiguration eines CT-Bildgebungssystems projiziert eine Röntgenquelle einen fächerförmigen Strahl, der kollimiert wird, um in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems zu liegen, die allgemein als die „Bildgebungsebene" bezeichnet wird. Der Röntgenstrahl durchdringt das gerade aufgenommene Objekt, beispielsweise einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Objekt abgeschwächt worden ist, trifft er auf ein Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der an dem Detektorarray empfangenen abgeschwächten Strahlung hängt von der Abschwächung des Strahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Arrays erzeugt ein gesondertes elektrisches Signal, das eine Messung der Strahlabschwächung an der Detektorstelle darstellt. Die Abschwächungsmesswerte von sämtlichen Detektoren werden jeweils gesondert gewonnen, um ein Transmissionsprofil zu erzeugen.

In bekannten CT-Systemen der dritten Generation werden die Röntgenquelle und das Detektorarray gemeinsam mit einer Gantry in der Bildgebungsebene und um das Objekt, das abgebildet werden soll, gedreht, so dass der Winkel, unter dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, sich fortwährend ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahlabschwächungsmesswerten, d. h. Projektionsdaten, von dem Detektorarray bei einem einzelnen Gantrywinkel wird als eine „Ansicht" bezeichnet. Ein „Scann" des Objektes umfasst einen Satz von Ansichten, die bei verschiedenen Gantrywinkeln oder Ansichtswinkeln während eines einzelnen Umlaufs der Röntgenquelle und des Detektors erzeugt worden sind.

In einem axialen Scann werden die Projektionsdaten verarbeitet, um ein Bild zu erzeugen, das einer durch das Objekt hindurch aufgenommenen zweidimensionalen Schicht (Slice) entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz Projektionsdaten wird in der Technik als die gefilterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die Abschwächungsmesswerte von einem Scann in ganze Zahlen, die als „CT-Zahlen" oder „Hounsfield-Einheiten" bezeichnet und dazu verwendet werden, die Helligkeit eines zugehörigen Pixels auf einem Display zu steuern.

Um die gesamte Scanndauer, die für mehrere Schichten erforderlich ist, zu reduzieren, kann ein „Spiral"-Scann durchgeführt werden. Um einen „Spiral"-Scann durchzuführen, wird der Patient synchron mit der Drehbewegung der Gantry in der z-Achse verschoben, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Schichten akquiriert werden. Ein derartiges System erzeugt eine einzelne Spirale oder Helix aus einem Fächerstrahl-Spiral-Scann. Die durch den Fächerstrahl abgebildete Spirale ergibt Projektionsdaten, von denen Bilder in der vorgeschriebenen Schicht rekonstruiert werden können. Zusätzlich zu einer Reduktion der Scanndauer ergibt das Spiral-Scannen weitere Vorteile, wie beispielsweise eine bessere Ausnutzung eines injizierten Kontrast mittels, eine verbesserte Bildrekonstruktion an willkürlichen Stellen sowie bessere dreidimensionale Bilder.

Um die Gesamtakquisitionszeitdauer weiter zu verringern, ist eine Mehrschicht-CT eingeführt worden. Bei einer Mehrschicht-CT werden in einem beliebigen Zeitpunkt mehrere Reihen von Projektionsdaten gleichzeitig akquiriert. In Kombination mit dem Spiral-Scannmodus erzeugt das System eine einzelne Helix von Konusstrahl-Projektionsdaten. Ähnlich wie bei dem Einzelschicht-Spiral-Gewichtungsverfahren können die Projektionsdaten vor der gefilterten Rückprojektion „gewichtet" werden. Ein technischer Effekt ist somit die Erzeugung eines volumetrischen dreidimensionalen (3D) CT-Bildes eines gescannten Objektes.

Mehrschicht-CT-Systeme werden verwendet, um Daten für eine erhöhte Anzahl von Schichten während eines Scanns zu erhalten. Bekannte Mehrschichtsysteme enthalten gewöhnlich Detektoren, die allgemein als 3D-Detektoren bekannt sind. Bei derartigen 3D-Detektoren bilden mehrere Detektorelemente gesonderte Kanäle, die in Spalten und Zeilen angeordnet sind. Jede Zeile von Detektoren bildet eine gesonderte Schicht. Beispielsweise hat ein Zweischichten-Detektor zwei Zeilen von Detektorelementen, während ein Vierschichten-Detektor vier Detektorelementzeilen aufweist. Während eines Mehrschichtenscanns werden mehrere Zeilen von Detektorzellen gleichzeitig von dem Röntgenstrahl getroffen, so dass folglich Daten für mehrere Schichten erhalten werden.

In bekannten CT-Systemen wird der Röntgenstrahl von der Röntgenquelle durch eine vor dem Patienten angeordnete Kollimationsvorrichtung oder einen Kollimator projiziert, die bzw. der das Röntgenstrahlprofil in der Patientenachse oder z-Achse festlegt. Der Kollimator enthält ein Röntgenstrahl absorbierendes Material mit einer darin vorgesehenen Apertur oder Öffnung zur Beschränkung des Röntgenstrahls. Der Vorgang der Beschränkung des Röntgenstrahls auf das gewünschte Fächerstrahlprofil wird als „Kollimation" bezeichnet.

Im Hinblick auf eine Beschränkung des Röntgenstrahls enthalten bekannte Kollimatoren gewöhnlich zwei einander gegenüberliegende metallische Lamellen oder exzentrische Blenden, die geöffnet und geschlossen werden können, um die Apertur- oder Öffnungsbreite zu verändern. Die „Dicke" des Fächerstrahls, wie sie entlang der z-Achse gemessen wird, kann durch Anpassung der Blenden- oder Lamellenausrichtung bzw. -orientierung ausgewählt werden. Die Lamellen oder Blenden können auch in derselben Richtung bewegt werden, um die Mittellinie der Apertur zu verschieben. Eine Veränderung der Aperturmittellinie verändert den Fächerstrahlwinkel in Bezug auf die z-Achse.

Bei der Durchführung eines Spiral-Scanns mit einem Mehrschichten-CT-Scanner bewegen sich die Detektorzeilen in der Folge spiralförmig in die Bildregion, wobei die Röntgenbestrahlung von Zeilen außerhalb der Bildregion nicht verwendet wird. Dies bedeutet, dass eine z-Achsen-Länge des Strahls größer ist als die z-Achsen-Länge von Bildern, die erzeugt werden. Diese ungenutzte Bestrahlung oder Bestrahlungsdosis kommt sowohl zu Beginn als auch am Ende eines Spiral-Scanns vor, und das Maß der als Spiral-Überscannen (Helical Overscan) bezeichneten, bereichsweisen Überausleuchtung bei einem Spiral-Scann steigt mit der Weite des Mehrschichtendetektors an.

KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

In einer Ausführungsform der Erfindung ist ein vor einem Patienten anzuordnender Kollimator geschaffen, der zur Steuerung der Röntgenbestrahlung während eines Scanns mit einem Computertomographiesystem dient. Das System enthält eine Röntgenquelle und ein Detektorarray. Der Kollimator enthält eine erste Blende, die konfiguriert ist, um einen durch die Röntgenquelle erzeugten Röntgenfächerstrahl in einer ersten Richtung zu verschließen oder abzublenden, eine zweite Blende, die auf einer von dem ersten Nocken gegenüberliegenden Seite eines Fokuspunktes der Röntgenquelle angeordnet ist, wobei die zweite Blende konfiguriert ist, um den Röntgenfächerstrahl in einer zweiten Richtung zu verschließen oder abzublenden, wobei die zweite Richtung zu der ersten Richtung entgegengesetzt gerichtet ist und wobei ein Blendenantrieb dazu konfiguriert ist, wenigstens entweder die erste Blende und/oder die zweite Blende während des Scanns zu positionieren.

Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung ist ein System zur Reduzierung der Röntgenbestrahlung oder -bestrahlungsdosis in einem Computertomographiesystem geschaffen. Das System enthält eine Röntgenquelle, ein Detektorarray, das mehrere Detektorzellen enthält, die sich in einer z-Achsenrichtung erstrecken, und einen vor dem Patienten angeordneten Kollimator, der eine Abschattungsblende und eine Nachführungsblende aufweist, die aus einem Röntgenstrahl absorbierenden Material gefertigt sind, wobei das System dazu konfiguriert ist, eine Geschwindigkeit eines Patiententisches entlang der z-Achse zu bestimmen und wenigstens entweder die Abschattungsblende und/oder die Nachführungsblende während eines Scanns zu positionieren und dabei die bestimmte Tischgeschwindigkeit dazu zu verwenden, eine Breite oder Weite eines Fächerstrahls festzulegen, der in Richtung auf ein abzubildendes Objekt gerichtet werden soll.

In einer noch weiteren Ausführungsform der Erfindung ist ein Verfahren zur Steuerung der Röntgenbestrahlungsdosierung in einem Computertomographiesystem geschaffen. Das System enthält einen Patiententisch, der entlang einer z-Achse verschiebbar ist, und einen Kollimator mit einer ersten Blende und einer zweiten Blende, die eine Apertur oder Öffnung definieren. Das Verfahren enthält eine Öffnung der ersten Blende mit einer Rate, die zu einer Translationsgeschwindigkeit des Tisches proportional ist, und ein Schließen der zweiten Blende mit einer Rate, die zu der Translationsgeschwindigkeit des Tisches proportional ist.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine bildliche Darstellung eines volumetrischen Mehrschichten-CT-Bildgebungssystems;
2 zeigt ein schematisiertes Blockschaltbild des volumetrischen Mehrschichten-CT-Bildgebungssystems, das in 1 veranschaulicht ist;
3 zeigt eine axiale Ansicht einer beispielhaften Ausführungsform des in 1 veranschaulichten CT-Bildgebungssystems;
4 zeigt eine Perspektivansicht einer beispielhaften Ausführungsform eines Detektorarrays, beispielsweise des in 2 veranschaulichten Detektorarrays;
5 zeigt eine vergrößerte Perspektivdarstellung eines beispielhaften Detektormoduls, das im Zusammenhang mit dem in 4 veranschaulichten Detektorarray eingesetzt werden kann;
6 zeigt eine schematisierte Seitenansicht einer beispielhaften Ausführungsform des in 1 veranschaulichten CT-Bildgebungssystems;
7 zeigt eine schematisierte Seitenansicht einer beispielhaften Ausführungsform des in 1 veranschaulichten CT-Bildgebungssystems;
8 zeigt eine Zeitablaufsequenz, die einen beispielhaften Abschattungs-Betriebsmodus veranschaulicht; und
9 zeigt eine Zeitablaufsequenz, die eine Fortführung des in 8 veranschaulichten beispielhaften Abschattungs-Betriebsmodus veranschaulicht.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
In dem hier verwendeten Sinne soll ein Element oder Schritt, das bzw. der in der Singularform angegeben und dem das Wort „ein" oder „eine" vorangestellt ist, derart verstanden werden, dass es bzw. er eine Mehrzahl der Elemente oder Schritte nicht ausschließt, wenn ein derartiger Ausschluss nicht ausdrücklich vorgetragen ist. Außerdem sollen die Bezugnahmen auf „eine Ausführungsform" der vorliegenden Erfindung nicht derart interpretiert werden, als wenn sie die Existenz weiterer zusätzlicher Ausführungsformen ausschließen würden, die ebenfalls die angegebenen Merkmale verwirklichen.
Ferner soll in dem hier verwendeten Sinne der Ausdruck „Rekonstruktion eines Bildes" nicht Ausführungsformen gemäß der vorliegenden Erfindung ausschließen, in denen zwar ein Bild repräsentierende Daten gewonnen werden, jedoch ein sichtbares Bild nicht erzeugt wird. Deshalb bezieht sich der Ausdruck „Bild", wie er hier verwendet wird, im breiten Sinne sowohl auf sichtbare Bilder als auch auf Daten, die ein sichtbares Bild kennzeichnen. Jedoch erzeugen viele Ausführungsformen wenigstens ein sichtbares Bild (oder sind dazu konfiguriert, wenigstens ein sichtbares Bild zu erzeugen).
1 zeigt eine bildliche Darstellung eines volumetrischen Mehrschichten-CT-Bildgebungssystems 10. 2 zeigt ein schematisiertes Blockschaltbild des CT-Bildgebungssystems 10, wie es in 1 veranschaulicht ist. In der beispielhaften Ausführungsform ist ein CT-Bildgebungssystem 10 veranschaulicht, wie es eine Gantry 12 aufweist, die ein CT-Bildgebungssystem der „dritten Generation" re präsentiert. Die Gantry 12 weist eine Strahlungsquelle 14 auf, die einen Konusstrahl 16 einer Röntgenstrahlung in Richtung auf ein Detektorarray 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert.
Das Detektorarray 18 ist durch mehrere (nicht veranschaulichte) Detektorzeilen gebildet, die mehrere Detektormodule 20 enthalten, die gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen, die ein Objekt, beispielsweise einen medizinischen Patienten 22, durchsetzen, erfassen. Jedes Detektormodul 20 enthält (nicht sichtbare) Detektorelemente, die ein elektrisches Signal erzeugen, das die Intensität einer auftreffenden Strahlung und somit die Schwächung des Strahls bei seinem Durchgang durch das Objekt oder den Patienten 22 repräsentiert. Ein CT-Bildgebungssystem 10 mit einem Mehrschichten-Detektorarray 18 ist in der Lage, mehrere repräsentative Bilder eines Patienten 22 zu liefern. Jedes Bild der mehreren Bilder entspricht einer gesonderten „Schicht"(„Slice") des Volumens. Die „Breite" oder Apertur der Schicht ist von der Dicke der Detektorzeilen abhängig.
Während eines Scanns zur Akquisition von Strahlungsprojektionsdaten rotieren die Gantry 12 und die an dieser montierten Komponenten um ein Rotationszentrum oder einen Drehmittelpunkt 24. 2 veranschaulicht lediglich eine einzelne Zeile von Detektorelementen (d. h. eine Detektorzeile). Jedoch enthält ein Mehrschichten-Detektorarray 18 mehrere parallele Detektorzeilen mit Detektorelementen, so dass Projektionsdaten, die mehreren quasiparallelen oder parallelen Schichten entsprechen, während eines Scanns simultan akquiriert werden können.
Die Drehbewegung der Gantry 12 und der Betrieb der Strahlungsquelle 14 sind durch eine Steuerungseinrichtung 26 des CT-Bildgebungssystems 10 gesteuert. Die Steuerungseinrichtung 26 enthält eine Strahlungssteuerungseinrichtung 28, die Leistungs- und Taktsignale an die Strahlungsquelle 14 und einen Gantrymotorcontroller 30 liefert, der die Drehzahl und Stellung der Gantry 12 steuert bzw. regelt. Ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 in der Steuerungseinrichtung 26 tastet analoge Daten von den Detektorelementen ab und wandelt die Daten für eine nachfolgende Verarbeitung in digitale Signale um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt die abgetasteten und digitalisierten Strahlungsdaten von dem DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeits-Bildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird dem Eingang eines Computers 36 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 abspeichert.
Der Computer 36 nimmt ferner Befehle und Scannparameter von einem Bediener über eine Konsole 40 entgegen, die eine Tastatur aufweist. Ein zugeordnetes Display oder eine Anzeige 42 ermöglicht dem Bediener, das rekonstruierte Bild und weitere Daten von dem Computer 36 zu beobachten. Die von dem Bediener gelieferten Befehle und Parameter werden durch den Computer 36 dazu verwendet, Steuerungssignale und Informationen an das DAS 32, die Strahlungssteuerung 28 und den Gantrymotorcontroller 30 zu liefern. Zusätzlich betreibt der Computer 36 einen Tischmotorcontroller 44, der einen motorangetriebenen Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 in der Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch eine Gantryöffnung 48.
In einer Ausführungsform enthält der Computer 36 eine Vorrichtung 50, beispielsweise ein Diskettenlaufwerk oder ein CD-ROM-Laufwerk, um Anweisungen bzw. Instruktionen und/oder Daten von einem computerlesbaren Medium, beispielsweise einer Diskette oder CD-ROM, zu lesen. In einer weiteren Ausführungsform führt der Computer 36 Instruktionen aus, die in Form einer (nicht veranschaulichten) Firmware abgespeichert sind. Im Allgemeinen ist ein Prozessor in wenigstens entweder dem DAS 32 und/oder der Rekonstruktionseinrichtung 34 und/oder dem Computer 36, wie sie in 2 veranschaulicht sind, derart programmiert, um die nachstehend beschriebenen Vorgänge oder Prozesse auszuführen. Natürlich ist das Verfahren nicht auf die Ausführung in dem CT-Bildgebungssystem 10 beschränkt und kann in Verbindung mit vielen unterschiedlichen Arten und Abwandlungen von Bildgebungssystemen eingesetzt werden. In einer Ausführungsform ist der Computer 36 programmiert, um die hier beschriebenen Funktionen durchzuführen. Demgemäß ist der Ausdruck Computer, wie er hier verwendet wird, nicht nur auf diejenigen integrierten Schaltungen beschränkt, die in der Technik als Computer bezeichnet werden, sondern bezieht sich im breiten Sinne auf Computer, Prozessoren, Mikrocontroller, Mikrocomputer, programmierbare Logikcontroller, anwendungsspezifische integrierte Schaltungen und andere programmierbare Schaltkreise.
Nachstehend ist eine Beschreibung eines beispielhaften Mehrschichten-CT-Systems gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung angegeben. Obwohl eine Ausführungsform des Systems nachstehend in Einzelheiten beschrieben ist, sollte es verständlich sein, dass viele abgewandelten Ausführungsformen der Erfindung möglich sind. Obwohl ein bestimmter Detektor und ein bestimmter vor dem Patienten anzuordnender Kollimator beschrieben sind, können beispielsweise andere Detektoren oder Kollimatoren in Verbin dung mit dem System verwendet werden, und die vorliegende Erfindung ist nicht darauf beschränkt, im Zusammenhang mit irgendeiner einzelnen speziellen Detektorart ausgeführt zu werden. Speziell enthält der nachstehend beschriebene Detektor mehrere Module, wobei jedes Modul mehrere Detektorzellen beinhaltet. Anstelle des nachstehend beschriebenen speziellen Detektors kann auch ein Detektor, der nicht segmentierte Zellen entlang der z-Achse aufweist, und/oder ein Detektor verwendet werden, der mehrere Module 20 mit mehreren Elementen entlang der x-Achse und/oder z-Achse aufweist, wobei die Elemente in einer beliebigen Richtung miteinander verbunden sind, um Mehrschichten-Scanndaten simultan zu akquirieren. Allgemein kann das System in einem Mehrschichtenmodus betrieben werden, um eine oder mehrere Datenschichten zu gewinnen. Axial- und Spiralscanns können mit dem System durchgeführt werden, und Querschnittsbilder eines gescannten Objektes können verarbeitet, rekonstruiert, angezeigt und/oder archiviert werden.
3 zeigt eine axiale Ansicht einer beispielhaften Ausführungsform des CT-Bildgebungssystems 10. Was den Betrieb der Strahlungsquelle 14 anbetrifft, geht ein Röntgenstrahl 16 von einem Brennfleck 50 der Strahlungsquelle 14 aus. Der Röntgenstrahl 16 wird durch einen vor dem Patienten angeordneten Kollimator 52 kollimiert, und der kollimierte Strahl 54 wird in Richtung auf das Detektorarray 18 entlang einer Fächerstrahlachse 56 projiziert, die in dem Röntgenstrahl 16 in der Mitte oder zentriert liegt.
Das Detektorarray 18 und der Kollimator 52 können derart konfiguriert sein, dass das CT-Bildgebungssystem 10 die Röntgenstrahlungsdosis, der der Patient 22 ausgesetzt wird, reduziert. Insbesondere verringert das CT-Bildgebungssystem 10 durch eine Konfiguration des Detektorarrays 18 und eine dynamische Einstellung des Kollimators 52 während eines Scanns eine z-Achsen-Dimension des Strahls 54 auf eine Breite, die eine Reduktion eines Überscannens oder einer Überausleuchtung, d. h, eine Bestrahlung der Zeilen außerhalb der Bildregion, unterstützt.
Insbesondere zeigt 4 mit Bezug auf einen beispielhaften Detektor eine Perspektivansicht einer beispielhaften Ausführungsform eines Detektorarrays, beispielsweise des Detektorarrays 18 (wie es in 2 veranschaulicht ist). 5 veranschaulicht eine vergrößerte perspektivische Ansicht eines beispielhaften Detektormoduls 20, das mit dem Detektorarray 18 verwendet werden kann. Jedes Detektormodul 20 ist an einem Detektorgehäuse 58 durch Platten 60 gesichert. Jedes Modul 20 enthält ein mehrdimensionales Szintillatorarray 62 und ein (nicht veranschaulichtes) Halbleiterarray hoher Dichte. Ein hinter dem Patienten angeordneter (nicht veranschaulichter) Kollimator ist über und benachbart zu dem Szintillatorarray 62 positioniert, um Röntgenstrahlen zu kollimieren, bevor derartige Strahlen auf das Szintillatorarray 62 auftreffen. Das Szintillatorarray 62 enthält mehrere Szintillationselemente, die in einem Array angeordnet sind, während das Halbleiterarray mehrere (nicht angezeigte) Fotodioden enthält, die in einem identischen Array angeordnet sind. Die Fotodioden sind auf einem Substrat 64 angeordnet oder ausgebildet, und das Szintillatorarray 62 ist über dem Substrat 64 angeordnet und gesichert.
Das Detektormodul 20 enthält ferner eine Schalteinrichtung 66, die mit einem Decodierer 68 elektrisch gekoppelt ist. Die Schalteinrichtung 66 ist durch ein mehrdimen sionales Halbleiterschaltarray gebildet, das eine ähnliche Größe wie das Fotodiodenarray aufweist. In einer Ausführungsform enthält die Schalteinrichtung 66 ein Array von Feldeffekttransistoren (nicht veranschaulicht), wobei jeder Feldeffekttransistor (FET) einen Eingang, einen Ausgang und eine Steuerungsleitung aufweist (nicht veranschaulicht). Die Schalteinrichtung 66 ist zwischen dem Fotodiodenarray und dem DAS 32 angeschlossen. Insbesondere ist jeder FET-Eingang der Schalteinrichtung mit einem Ausgang des Fotodiodenarrays elektrisch verbunden, während jeder FET-Ausgang der Schalteinrichtung mit dem DAS 32 beispielsweise unter Verwendung eines flexiblen elektrischen Kabels 70 elektrisch verbunden ist.
Der Decodierer 68 steuert den Betrieb der Schalteinrichtung 66, um die Ausgänge des Fotodiodenarrays entsprechend der gewünschten Anzahl von Schichten oder Schichtauflösungen für jede Schicht freizugeben oder zu aktivieren, zu sperren oder zu deaktivieren oder zu kombinieren. Der Decodierer 68 ist in einer Ausführungsform ein Decodiererchip oder eine FET-Steuerung, wie sie aus dem Stand der Technik allgemein bekannt sind. Der Decodierer 68 enthält mehrere Ausgangs- und Steuerungsleitungen, die mit der Schalteinrichtung 66 und dem Computer 36 gekoppelt sind. Insbesondere sind die Decodiererausgänge mit den Steuerungsleitungen der Schalteinrichtung elektrisch verbunden, um die Schalteinrichtung 66 in die Lage zu versetzen, die richtigen Daten von den Schalteinrichtungseingängen zu den Schalteinrichtungsausgängen zu übertragen. Die Decodierersteuerungsleitungen sind mit den Steuerungsleitungen der Schalteinrichtung elektrisch verbunden und bestimmen, welcher der Decodiererausgänge freigegeben oder aktiviert wird. Unter Verwendung des Decodierers 68 werden spezielle FETs in der Schalteinrichtung 66 aktiviert, deaktiviert oder derart kombiniert, dass spezielle Ausgänge des Fotodiodenarrays mit dem DAS 32 des CT-Systems elektrisch verbunden sind. In einer Ausführungsform, die als ein Sechzehn-Schichten-Modus definiert ist, aktiviert der Decodierer 68 die Schalteinrichtung 66 in der Weise, dass alle Zeilen des Fotodiodenarrays mit dem DAS 32 elektrisch verbunden sind, was dazu führt, dass sechzehn gesonderte, simultane Datenschichten zu dem DAS 32 gesandt werden. Natürlich sind viele andere Schichtkombinationen möglich.
In einer speziellen Ausführungsform enthält das Detektorarray 18 siebenundfünfzig Detektormodule 20. Das Fotodiodenarray und das Szintillatorarray 62 weisen jeweils eine Arraygröße von sechzehn mal sechzehn auf. Infolgedessen weist das Detektorarray 18 sechszehn Zeilen und 912 Spalten (sechzehn mal siebenundfünfzig Module) auf, was eine Erzeugung oder Gewinnung von sechzehn simultanen Datenschichten bei jeder Umdrehung der Gantry 12 ermöglicht. Natürlich ist die vorliegende Erfindung nicht auf irgendeine spezielle Arraygröße beschränkt, und es ist vorgesehen, dass das Array in Abhängigkeit von dem speziellen Bedarf des Bedieners größer oder kleiner sein kann. Ferner kann das Detektorarray 18 in vielen unterschiedlichen Schichtdicken- und Schichtanzahlmodi, beispielsweise in Einzelschicht-, Zweischichten- und Vierschichtenmodi, betrieben werden. Beispielsweise können die FETs in dem Vierschichtenmodus derart konfiguriert sein, dass Daten für vier Schichten von einer oder mehreren Zeilen des Fotodiodenarrays gewonnen werden. In Abhängigkeit von der speziellen Konfiguration der FETs, wie durch die Decodierersteuerungsleitungen festgelegt, können unterschiedliche Kombinationen von Ausgängen des Fotodiodenarrays aktiviert, de aktiviert oder kombiniert werden, so dass die Schichtdicke beispielsweise 1,25 mm, 2,5 mm, 3,75 mm oder 5 mm betragen kann. Zu weiteren Beispielen gehören ein Einzelschichtmodus, der eine einzelne Schicht mit Schichten der Dicke im Bereich zwischen 1,25 mm und 20 mm enthält, und ein Zweischichtenmodus, der zwei Schichten mit einer Dicke im Bereich von 1,25 mm bis 10 mm umfasst. Es sind auch weitere Modi möglich, die über die hier beschriebenen hinausgehen.
6 zeigt eine schematische Seitenansicht einer beispielhaften Ausführungsform des CT-Bildgebungssystems. Der Kollimator 52 enthält eine erste exzentrische hier nockenartige Blende, die Abschattungsblende 81, und eine zweite exzentrische hier nockenartige Blende, die Nachführungsblende 82, zur Anpassung einer Öffnung oder Apertur 106 zwischen diesen. Die Abschattungsblende 81 ist auf der Hinterseite des Kollimators 52 in einer Bewegungsrichtung des Tisches 46 angeordnet. Die Position der Blenden 81 und 82 ist durch eine (nicht veranschaulichte) Kollimatorsteuerungseinrichtung gesteuert, die ihre Befehle von der Strahlungssteuerungseinrichtung 28 empfängt. Insbesondere enthält die Kollimatorsteuerung einen Blendenantrieb oder wenigstens einen Blendenmotor 104 und/oder 105 zur Veränderung der Position der Blenden 81 bzw. 82. Außerdem enthält die Kollimatorsteuerungseinrichtung in einer Ausführungsform eine Verarbeitungseinheit oder logische Schaltung zur Steuerung des Blendenantriebs und zum Informationsaustausch mit der Strahlungssteuerungseinrichtung 28. In einer abgewandelten Ausführungsform kann der Blendenantrieb unmittelbar durch die Strahlungssteuerungseinrichtung 28 gesteuert sein.
Die Blenden oder Nocken 81 und 82 sind auf gegenüber liegenden Seiten der Fächerstrahlachse 56 positioniert und können unabhängig voneinander in Bezug auf den Abstand zwischen den Blenden 81 und 82 und ihre relative Lage in Bezug auf die Fächerstrahlachse 56 eingestellt werden. Die Blenden 81 und 82 können mit einem einzigen Blendenantrieb eingerichtet sein, oder jede Blende kann alternativ mit einem gesonderten Blendenantrieb versehen sein. Beispielsweise und in einer Ausführungsform sind mit den jeweiligen Blenden 81 und 82 gesonderte Blendenmotoren 104 und 105 verbunden, um die Position der Blenden 81 und 82 genau zu steuern, so dass jede Blende unabhängig von der anderen positioniert werden kann. In anderen Ausführungsformen kann der Kollimator 52 zusätzliche Blenden enthalten, wobei jede Blende mit einem gesonderten Blendenantrieb, beispielsweise einem Blendenmotor oder -aktuator, verbunden sein kann, um die Position der Blende verändern zu können. Die Blenden 81 und 82 sind aus einem Röntgenstrahl absorbierenden Material, beispielsweise Wolfram, gefertigt und unter Verwendung präziser Kugellager (nicht veranschaulicht) mit den Blendenmotoren gekoppelt.
7 zeigt eine schematisierte Seitenansicht einer beispielhaften Ausführungsform des CT-Bildgebungssystems 10. Die Spiral-Überscann- oder -Überausleucht-Länge kann verringert werden, indem ein Teil des Röntgenstrahls 16, der auf nicht verwendete Zeilen gerichtet ist, in einem Abschattungs- oder Verschließmodus mit dem Kollimator 52 blockiert oder gesperrt wird und ein derartiger Röntgenstrahlteil, kurz bevor die nicht verwendeten Zeilen in die abzubildende Region eindringen, entblockiert oder freigegeben wird. In ähnlicher Weise kann die Spiral-Überscann-Länge durch Blockierung eines Teils des Röntgenstrahls 16, der auf die nicht verwendeten Zeilen gerichtet ist, in dem Zeitpunkt, wenn sich diese spiralförmig aus der Bildregion heraus bewegen, reduziert werden.
Zu Beginn eines Scanns, wie in 7 durch die relative Position „A" veranschaulicht, kann die Apertur 106 so weit wie möglich an der hinteren Seite der Tischbewegung durch die Abschattungsblende 81 geschlossen und an der vorderen Seite des Tisches durch die Nachführungsblende 82 geöffnet werden. Wenn die Scannaufnahme beginnt, öffnet die Abschattungsblende 81 bis zu der vollständigen Apertur 106 mit einer Rate, die zu der Tischbewegung proportional ist. Wenn die Scannaufnahme beendet wird, verschließt die Nachführungsblende 82 die Apertur 106 mit einer Rate, die zu der Tischgeschwindigkeit proportional ist, wie durch die relative Stellung „B" veranschaulicht. Eine Richtung 701 veranschaulicht eine beispielhafte Richtung der relativen Positionsänderung zwischen der Strahlungsquelle 14 und dem Patienten 22 während eines Spiral-Scanns. Ein Winkel θ₁ veranschaulicht einen Winkel des Röntgenstrahls 16, wenn die Blende 81 geschlossen und die Blende 82 geöffnet ist. Ein Winkel θ₂ veranschaulicht einen Winkel des Röntgenstrahls 16 bei geöffneter Blende 81 und geschlossener Blende 82. Eine Spannweite 702 kennzeichnet einen Teil des Patienten 22, der Röntgenstrahlen ausgesetzt ist, ohne dass die Blenden 81 und 82 während eines Scanns betätigt oder betrieben werden. Eine Spannweite 704 kennzeichnet einen Teil eines Patienten 22, der während eines Scanns Röntgenstrahlen ausgesetzt ist, wobei die Blenden 81 und 82 betrieben werden, um Röntgenstrahlen daran zu hindern oder zu hemmen, den Teil eines Patienten 22 zu erreichen, der in dem Röntgenstrahl 16 jedoch nicht in einer Bildgebungsregion des CT-Bildgebungssystems 10 liegen würde. Der Betrieb der Blenden 81 und 82 unterstützt die Reduktion der Be strahlung des Patienten 22 durch Verringerung einer Breite des Röntgenstrahls 16 auf eine Breite, die die Bestrahlung von Abschnitten des Patienten 22 verringert, die sich nicht in der Bildgebungsregion des CT-Bildgebungssystems 10 befinden.
8 zeigt eine Zeitablaufsequenz, die einen beispielhaften Abschattungs- oder Verschlussmodus im Betrieb veranschaulicht. Ein derartiger Abschattungs-Betriebsmodus kann eine Anzahl von Sequenzen umfassen. In der beispielhaften Ausführungsform ist der Abschattungsmodus veranschaulicht, wie er ein Prüfobjekt 802 verwendet, das an einer ersten Bildposition 803 angeordnet ist. Das Prüfobjekt 802 weist eine Dicke 804 und einen Durchmesser 805 auf, der gleich dem Bildscann-Sichtfeld (SFOV, Scan Field of View) ist, beispielsweise einen Durchmesser von 250 mm oder 500 mm. Außerdem ist in der veranschaulichten Ausführungsform eine Längsachse 807 des Prüfobjektes 802 mit der Achse 24 im Wesentlichen ausgerichtet. Wenn sich der Patient 22 oder in der beispielhaften Veranschaulichung das Prüfobjekt 802 in der Mitte in der Gantry 12 befindet, entspricht der Durchmesser 806 im Wesentlichen dem SFOV. Jedoch kann in verschiedenen abgewandelten Ausführungsformen der Patient 22 oder das Testobjekt nicht vollkommen zentriert angeordnet sein, so dass die Längsachse 807 mit der Achse 24 nicht im Wesentlichen ausgerichtet ist. In einem derartigen Fall kann die SFOV-Annahme modifiziert werden, um den größten Radius des Patienten außerhalb des Zentrums zu berücksichtigen. Alternativ kann für den Fall, dass ein genaues Wissen über die Patientengröße und -positionierung verfügbar und/oder bestimmbar ist, die Sequenz der Blenden 81 und 82 in Abhängigkeit von dem Winkel θ modifiziert werden, um eine Veränderung der Patientenzentrierung und Asym metrie in jeder Ansicht zu berücksichtigen. In der Sequenz 1 ist die Abschattungsblende 81 weitmöglichst geschlossen, um zu ermöglichen, dass ein relativ schmaler Röntgenstrahl 16 einen vorderen Rand 806 des Objektes 802 bei (quelle_zu_iso + SFOV/2) gerade schneidet, wobei quelle_zu_iso einen Abstand von dem Fokuspunkt 90 zu einem Isozentrum des Objektes 802 darstellt. Wenn sich das Objekt 802 quer durch den Röntgenstrahl 16 bewegt, nähert es sich einer Strahlkante 808, die durch die Abschattungsblende 81 festgelegt ist, was in der Sequenz 2 mit B bezeichnet ist. Ein unterer Rand 810 des Objektes 802 begrenzt die Position der Blende 81, bis der vordere Rand 808 die Mittellinie des Detektors kreuzt, was mit C in der Sequenz 3 veranschaulicht ist. In diesem Punkt in der Sequenz 4 befindet sich das Objekt 802 an der Kante 808 des Röntgenstrahls 16 bei (quelle_zu_iso – SFOV/2). Die Abschattungsblende 81 öffnet sich weiter, bis sie an der Position T in der Sequenz 5 vollständig geöffnet ist, wobei zu diesem Zeitpunkt die Nachführungsschleife beginnt, die Abschattungsblende 81 zu steuern. Der Winkel θ repräsentiert den zwischen den Blenden 81 und 82 definierten Winkel des Röntgenstrahls 16.
Der Abschattungs-Betriebsmodus kann für den Beginnteil des Scanns vier Betriebsregionen umfassen.
t₀<t<t_B keine Bewegung, von Sequenz 1 zu Sequenz 2
t_B<t<t_C langsame Abschattungsregion, von Sequenz 2 zu Sequenz 3
t_C<t<t_T schnelle Abschattungsregion, von Sequenz 3 zu Sequenz 5
t<t_T Nachführung, Sequenz 5, wobei t und z verwendet werden, um die Zeit und Position mit den folgenden Indizes zu repräsentieren:

t₀: ist t=0 oder wenn die erste Ansicht gewonnen wird,
t_B: ist der Zeitpunkt während des Scanns, an dem das Objekt die minimale Apertur kreuzt (B),
t_C: ist der Zeitpunkt, an dem das Objekt die Mittellinie des Detektors kreuzt (C),
t_T: ist der Zeitpunkt, an dem das Objekt die volle Apertur kreuzt und in die Nachführungsregion eindringt (T).

B und T tragen als Indizes blende, iso oder det, um den geeigneten Verstärkungsfaktor zu kennzeichnen.
Ein Näherungswert der Blendengeschwindigkeit von B zu C kann aus der folgenden Gleichung bestimmt werden:
wobei
quelle_zu_blende den Abstand von dem Fokuspunkt der Quelle zu der z-Achsen-Grenze der zugehörigen Blende darstellt; und
quelle_zu_iso den Abstand zwischen dem Fokuspunkt der Quel le und dem Isozentrum des Objektes 802 repräsentiert.
Ein Näherungswert der Blendengeschwindigkeit von C zu T kann aus der folgenden Gleichung bestimmt werden:
Die Blendenposition ist die theoretisch minimal zulässige Blendenposition, die eine Einführung von Artefakten in die Bilder vermeidet. Die Blende muss sich zu allen Zeitpunkten an oder vor dieser Position befinden.
0<t<t_B B_blende
t_B<t<t_C B_blende + (t-t_B)·V_BC
t_C<t<t_T B_blende + (t_C-t_B)·V_BC + (t-t_C)·V_CT
t>t_T T_blende Zeitablauf:

t_B = (z_B + z₀)/Tisch_Geschwindigkeit
t_C = z₀/Tisch_Geschwindigkeit
t_T = (z_T + z₀)/Tisch_Geschwindigkeit
Es sollte betont werden, dass z einen Versatzwert kennzeichnet. Das Objekt fängt nicht bei z=0 auf der Mittellinie des Detektors an. In ähnlicher Weise ist B ein vorzeichenbehafteter Wert, und dieser sollte in diesem Zusammenhang einen negativen Wert haben. In unterschiedlichen Ausführungsformen, bei denen die Längsachse 807 mit der Achse 24 nicht im Wesentlichen ausgerichtet ist, können die oben angegebenen Gleichungen angepasst werden, um die einfachen geometrischen Differenzen zwischen der Position der Achse 807 und derjenigen der Achse 24 zu berücksichtigen.
9 zeigt eine Zeitablaufsequenz, die eine Fortführung des in 8 veranschaulichten beispielhaften Abschattungs-Betriebsmodus veranschaulicht. Ein Verschließen/Abschatten ist derart programmiert, dass es an dem Ende des Scanns stattfindet. Die Nachführungsblende 82 hört mit der Nachführung oder Verfolgung auf und funktioniert im Wesentlichen in der gleichen Weise, wie die Abschattungsblende 81 zu Beginn des Scanns funktionierte, jedoch in umgekehrter Form. Die Abschattungsblende 81 bleibt über das Ende des Scanns hinweg im Nachführungs- oder Verfolgungszustand. t kennzeichnet nun die in dem Scann verbleibende Zeit, und der gesamte Abschattungs-/Verschlussvorgang läuft umgekehrt ab.
t>t_T Nachführung
t_C<t<t_T schnelle Abschattungsregion
t_B<t<t_C langsame Abschattungsregion
t₀<t<t_B keine Bewegung
In der Sequenz 5 ist die Abschattungsblende 81 vollständig offen, und die Verfolgungs- oder Nachführungsschleife beginnt, die Abschattungsblende 81 zu steuern. In diesem Punkt in der Sequenz 6 befindet sich ein hinterer Rand 902 des Objektes 802 an der Kante 812 des Röntgenstrahls 16. Ein oberer Rand 814 des Objektes 802 begrenzt die Position der Blende 82, bis das Objekt 802 die Mittellinie des Detektors kreuzt, wie mit C in der Sequenz 7 veranschaulicht. Wenn sich das Objekt quer durch den Röntgenstrahl 16 bewegt, nähert es sich einer Strahlkante 812, die durch die Abschattungsblende 82 definiert ist, vgl. B in Sequenz 2. In der Sequenz 9 ist die Abschattungsblende 82 weitmöglichst geschlossen, um zu ermöglichen, dass ein verhältnismäßig schmaler Röntgenstrahl 16 den hinteren Rand 902 des Objektes 82 gerade schneidet. Das Objekt 802 bewegt sich durch den Röntgenstrahl 16 weiter, um an dem Ende des Scanns diesen zu verlassen.
Die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen eines Bildgebungssystems bilden kostengünstige und zuverlässige Einrichtungen zur Untersuchung eines Patienten. Insbesondere enthält das Bildgebungssystem ein Paar dynamisch positionierbarer Blenden oder Nocken, die den Röntgenstrahl in der z-Achse derart formen, dass eine Reduktion der Dosierung für den Patienten erleichtert oder unterstützt wird.
Beispielhafte Ausführungsformen von Verfahren und Vorrichtungen eines Bildgebungssystems sind vorstehend in größeren Einzelheiten beschrieben. Die veranschaulichten Komponenten des Bildgebungssystems sind nicht auf die hier beschriebenen speziellen Ausführungsformen beschränkt, so dass vielmehr Komponenten jedes Bildgebungssystems unabhängig und gesondert von anderen hier beschriebenen Komponenten eingesetzt werden können. Beispielsweise können die vorstehend beschriebenen Komponenten des Bildgebungssystems in Verbindung mit unterschiedlichen Bildgebungssystemen verwendet werden. Eine technische Wirkung der unterschiedlichen Ausführungsformen der Systeme und Verfahren, wie sie hier beschrieben sind, umfasst die Unterstützung der Reduktion der Röntgenstrahlendosis, der Patienten während eines Scanns ausgesetzt sind.
Während die Erfindung anhand unterschiedlicher spezieller Ausführungsformen beschrieben worden ist, wird ein Fachmann ohne weiteres erkennen, dass die Erfindung in abgewandelter Form in dem Rahmen und Schutzumfang der beigefügten Ansprüche ausgeführt werden kann.
Es sind Verfahren, Vorrichtungen und Systeme zur Steuerung der Röntgendosierung während eines Scanns mit einem Computertomographiesystem 10 geschaffen. Das System enthält eine Röntgenquelle 14, einen Kollimator 52 und ein Detektorarray 18. Der Kollimator enthält eine erste Blende 81, die dazu konfiguriert ist, einen Röntgenfächerstrahl, der durch die Röntgenquelle erzeugt wird, in einer ersten Richtung auszublenden, eine zweite Blende 82, die auf einer von der ersten Blende gegenüberliegenden Seite eines Fokuspunktes 50 der Röntgenquelle angeordnet ist, wobei die zweite Blende dazu konfiguriert ist, den Röntgenfächer strahl in einer zweiten Richtung auszublenden, wobei die zweite Richtung zu der ersten Richtung entgegengesetzt verläuft und ein Blendenantrieb dazu konfiguriert ist, wenigstens entweder die erste Blende und/oder die zweite Blende während des Scanns zu positionieren.

10: CT-Bildgebungssystem
12: Gantry
14: Röntgenquelle
16: Röntgenstrahl
18: Detektorarray
20: Detektormodul
22: Patient
26: Steuerungseinrichtung
28: Strahlungssteuerungseinrichtung
30: Gantrymotorcontroller
32: DAS, Datenakquisitionssystem
34: Bildrekonstruktionseinrichtung
36: Computer
38: Massenspeichervorrichtung
40: Konsole
42: Display, Anzeige
44: Tischmotorcontroller
46: Tisch
48: Gantryöffnung
50: Brennfleck
50: Vorrichtung
52: Kollimator
54: kollimierter Strahl
56: Fächerstrahlachse
58: Detektorgehäuse
60: Platten
62: Szintillatorarray
64: Substrat
66: Schalteinrichtung
68: Decodierer
70: Kabel
81: Blende, Nocken
82: Blende, Nocken
90: Fokuspunkt
104: Blendenmotor
105: Blendenmotor
106: Apertur, Öffnung
701: Richtung
702: Spannweite
704: Spannweite
802: Objekt
803: Bildposition
804: Dicke
805: Durchmesser
806: Vorderrand, Vorderkante
808: Strahlkante
810: unterer Rand, Unterkante
812: Kante
814: oberer Rand, Oberkante
902: hinterer Rand, Hinterkante

Claims

Vor einem Patienten anzuordnender Kollimator (52) zur Steuerung der Röntgenbestrahlung während eines Scanns mit einem Computertomographiesystem (10), wobei das Computertomographiesystem eine Röntgenquelle (14) und ein Detektorarray (18) aufweist, wobei der Kollimator aufweist: eine erste Blende (81), die dazu konfiguriert ist, einen Röntgenfächerstrahl (16), der durch die Röntgenquelle erzeugt wird, durch Begrenzung in einer ersten Richtung abzuschatten; eine zweite Blende (82), die auf einer in Bezug auf die erste Blende gegenüberliegenden Seite eines Fokuspunktes (50) der Röntgenquelle angeordnet ist, wobei die zweite Blende dazu konfiguriert ist, den Röntgenfächerstrahl durch Begrenzung in einer zweiten Richtung abzuschatten, wobei die zweite Richtung zu der ersten Richtung entgegengesetzt gerichtet ist; und einen Blendenantrieb (104, 105), der dazu konfiguriert ist, wenigstens entweder die erste Blende und/oder die zweite Blende während des Scanns zu positionieren.
Kollimator nach Anspruch 1, wobei die erste Blende und die zweite Blende aus einem Röntgenstrahl absorbierenden Material gefertigt sind und wobei die erste Blende und die zweite Blende dazu konfiguriert sind, einen Teil eines Röntgenstrahls zu blockieren, der in Richtung auf ein abzubildendes Objekt (22) gerichtet ist, um die Breite des Fächerstrahls einzustellen.
Kollimator nach Anspruch 2, wobei der Blendenantrieb konfiguriert ist, um die erste Blende und die zweite Blende jeweils unabhängig zu positionieren.
Kollimator nach Anspruch 2, wobei der Blendenantrieb wenigstens einen Blendenmotor (104, 105) aufweist.
Kollimator nach Anspruch 4, wobei der Blendenantrieb jeweils einen Blendenmotor sowohl für die erste Blende als auch für die zweite Blende aufweist.
Kollimator nach Anspruch 2, wobei das Detektorarray einen Mehrschichtendetektor aufweist und wobei der Blendenantrieb dazu konfiguriert ist, eine Fächerstrahlbreite zu modifizieren.
System zur Reduzierung der Röntgenbestrahlung in einem Computertomographiesystem, wobei das Computertomographiesystem eine Röntgenquelle, ein Detektorarray, das mehrere sich längs einer z-Achse erstreckende Detektorzellen aufweist, und einen vor einem Patienten angeordneten Kollimator enthält, der eine Abschattungsblende (81) und eine Nachführungsblende (82) aufweist, wobei das System konfiguriert ist, um: eine Geschwindigkeit eines Patiententisches (46) entlang der z-Achse zu bestimmen; und wenigstens entweder die Abschattungsblende und/oder die Nachführungsblende während eines Scanns zu positionieren, wobei die bestimmte Tischgeschwindigkeit verwendet wird, um eine Breite eines Fächerstrahls, der in Richtung auf das abzubildende Objekt gerichtet werden soll, fest zulegen.
System nach Anspruch 7, wobei die Blenden dazu konfiguriert sind, einen Teil eines durch die Röntgenquelle emittierten Röntgenstrahls zu blockieren, um die Dicke des Fächerstrahls anzupassen.
Verfahren zur Steuerung der Röntgendosierung in einem Computertomographiesystem, das einen Patiententisch (46), der entlang einer z-Achse verschiebbar ist, und einen Kollimator (52) enthält, der eine erste Blende (81) und eine zweite Blende (82) aufweist, die eine Apertur (106) festlegen, wobei das Verfahren die Schritte aufweist: Öffnen der ersten Blende mit einer Rate, die zu einer Translationsgeschwindigkeit des Tisches proportional ist; und Schließen der zweiten Blende mit einer Rate, die zu der Translationsgeschwindigkeit des Tisches proportional ist.
Verfahren nach Anspruch 9, das ferner eine Bestimmung einer Geschwindigkeit der Translationsbewegung des Tisches entlang der z-Achse aufweist.