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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb einer Röntgenröhre und
eines Detektors in einem CT-System, wobei mindestens eine Röntgenröhre auf
einer Gantry um ein Untersuchungsobjekt rotiert, die mindestens
eine Röntgenröhre zur
Erzeugung von Röntgenstrahlen
eine Kathode und eine Anode aufweist, zwischen denen eine Röhrenspannung
angelegt ist, so dass sich ein Röhrenstrom
in Form eines Elektronenstrahls zwischen der Kathode und einem Fokus
auf der Anode ausbilden kann, wobei der Elektronenstrahl zum Fokus
auf der Anode unterbrochen werden kann, und während einer Rotation der mindestens
einen Röntgenröhre für eine Intensitätsbestimmung
der Röntgenstrahlen
mit dem Detektor eine Vielzahl von Auslesevorgängen durchgeführt wird.
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Ähnliche
Verfahren zum Betrieb einer Röntgenröhre und
eines Detektors in CT-Systemen sind allgemein bekannt. Hierbei können beim Übergang zwischen
den einzelnen Auslesevorgängen
des Detektors Situationsänderungen
an der Röntgenröhre, beispielsweise
bezüglich
der anliegenden Röhrenspannung
(kV-Switching) und/oder
bezüglich
der Positionierung des Fokus (Springfokus), vorgenommen werden.
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Ein
Problem bei solchen Situationsänderungen
besteht darin, dass die jeweilige Situationsänderung zumindest teilweise
während
eines Auslesevorganges stattfindet. Dadurch ist eine eindeutige
Zuordnung zum jeweiligen Auslesevorgang erschwert und es treten
verwischende Effekte auf, die bei der späteren Auswertung rekonstruierter
Bilddaten zu Unschärfen
führen.
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Es
ist daher Aufgabe der Erfindung ein Verfahren zum Betrieb einer
Röntgenröhre zu beschreiben,
welches dafür
sorgt, dass innerhalb eines Auslesevorganges möglichst nur eindeutige Si tuationen bezüglich des
zur Messung beitragenden Röntgenspektrums
vorliegen.
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Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen
der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
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Beim
Betrieb einer Röntgenröhre im so
genannten ”fast
kV-switching”-Modus,
also mit Änderung
der Beschleunigungsspannung von Auslesevorgang zu Auslesevorgang
des Detektors mit einer typischen Dauer eines Auslesevorgangs von
ca. 200 bis 300 μs,
benötigt
eine Spannungsänderung
mit Anstiegs- und Einschwingphase typischerweise ca. 100 μs. Während dieses
Vorgangs wird das Untersuchungsobjekt von Röntgenstrahlen mit nicht klar
definiertem, also sich veränderndem
Spektrum durchdrungen, so dass die in dieser Zeit vom Detektor empfangenen
Signale nicht eindeutig einem bestimmten Röntgenenergiespektrum zuordenbar
sind. Die Zeit bis die Spannung ihren gewünschten Wert erreicht hat,
reduziert anteilig zur Länge
eines Auslesevorgangs die Zeit, in der ein eindeutiges Röntgenenergiespektrum
vorliegt. Es liegt also eine ungenügende spektrale Separation
vor, die zu Unschärfen bei
der späteren
Auswertung der ermittelten Bilddaten führen.
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Ähnlich verhält sich
die Situation bei einem Betrieb eines Springfokus, bei dem sich
beim Übergang
zwischen zwei Auslesevorgängen
die Position in z-Richtung und/oder in φ-Richtung verändern kann.
Auch hierbei erfolgt beim Übergang
zwischen den Auslesevorgängen
eine Situationsänderung,
wobei der Springfokus von einem Ort zu einem anderen Ort wechselt.
Dabei wandern die erzeugten Röntgenstrahlen
in ihrer Position und es kommt zu einer räumlichen Unschärfe der
Strahlen, das heißt
die räumliche
Separation der Strahlung ist nicht gegeben.
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Die
Erfinder haben nun erkannt, dass diese mangelnde Separation im Übergangsbereich
der Auslesungen eines Detektors dadurch verbessert werden kann,
wenn zwischen zwei Auslesevor gängen,
also während
des Umschaltvorgangs der Beschleunigungsspannung und/oder der Positionsänderung
eines Springfokus, dafür
Sorge getragen wird, dass auf das Untersuchungsobjekt keine Strahlung
abgegeben wird. Grundsätzlich
könnte
zwar auch der wirksame Auslesevorgang entsprechend begrenzt werden,
jedoch würde
in diesem Falle ein beträchtlicher
Teil an Dosis ungenutzt auf das Untersuchungsobjekt abgestrahlt
werden. Es soll jedoch erreicht werden, dass nur noch Informationen
durch Röntgenstrahlen
mit eindeutigem Spektrum beziehungsweise eindeutiger Positionierung
zum Detektor übertragen
werden. Somit wird als positiver Nebeneffekt die abgestrahlte Dosisleistung
auf das Untersuchungsobjekt verringert beziehungsweise nur Dosis abgegeben,
die zu einer eindeutigen Messung und Auswertung führt.
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Es
ist möglich,
den Röhrenstrom
in einer Röntgenröhre innerhalb
weniger Mikrosekunden zu schalten und zu sperren und dadurch das
Aussenden von Röntgenstrahlen
zu unterbrechen. Die Schaltzeit des Röhrenstroms beträgt nur wenige
Mikrosekunden und ist damit deutlich kürzer als die Schaltzeit der
Beschleunigungsspannung. Vorteilhaft ist dabei, dass während des
Schaltvorganges des Röhrenstromes
weder eine Änderung
des Röntgenenergiespektrums
noch der Fokusposition auftritt. Somit kann eine eindeutige spektrale
und räumliche
Separation zwischen den Auslesevorgängen erreicht werden.
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Entsprechend
diesem Grundgedanken schlagen die Erfinder ein Verfahren zum Betrieb
einer Röntgenröhre und
eines Detektors in einem CT-System vor, wobei mindestens eine Röntgenröhre auf
einer Gantry um ein Untersuchungsobjekt rotiert, die mindestens
eine Röntgenröhre, zur
Erzeugung von Röntgenstrahlen,
eine Kathode und eine Anode aufweist, zwischen denen eine Röhrenspannung
angelegt ist, so dass sich ein Röhrenstrom
in Form eines Elektronenstrahls zwischen der Kathode und einem Fokus
auf der Anode ausbilden kann, wobei der Elektronenstrahl zum Fokus
auf der Anode unterbrochen werden kann, und während einer Rotation der mindestens
einen Röntgenröhre für eine Intensitätsbestimmung
der Röntgenstrahlen
mit dem Detek tor eine Vielzahl von Auslesevorgängen durchgeführt wird,
dahingehend zu verbessern, dass zwischen zwei aufeinander folgenden
Auslesevorgängen
die Abgabe von Röntgenstrahlen
am Fokus auf der Anode unterbrochen wird.
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Gemäß einer
Ausführungsvariante
der Erfindung kann während
der Unterbrechung der Abgabe von Röntgenstrahlen eine Änderung
der Röhrenspannung
stattfinden. Entsprechend wird gewährleistet, dass einzelne Auslesevorgänge eine
optimale spektrale Separation aufweisen und keine Mischspektren
ausgestrahlt und damit auch im Detektor nicht gemessen werden. Dadurch
wird zum einen keine unnötige,
nicht weiter verwertbare Information zum Detektor übertragen
und zum anderen kann so die abgestrahlte Dosis verringert, beziehungsweise die
Dosiseffizienz gesteigert, werden.
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Um
diese Strahlungsunterbrechung zu erreichen, kann gemäß einer
Variante der Erfindung der Elektronenstrahl abgelenkt werden. Dies
kann vorzugsweise magnetisch und/oder elektrostatisch geschehen.
Hierbei wird der Elektronenstrahl anstelle auf den Fokus auf einen
anderen Ort der Anode gelenkt, von dem aus die entstehenden Röntgenstrahlen
vom Untersuchungsobjekt abgeschirmt werden können. Der Elektronenstrahl
kann mit Hilfe eines Plattenkondensators elektrostatisch abgelenkt
werden, wobei zwischen dessen Platten sich beim Anlegen einer Spannung
ein elektrostatisches Feld ausbildet, dessen Feldstärke den
zwischen den Platten verlaufenden Elektronenstrahl ablenkt. Alternativ
ist es möglich,
eine stromdurchflossene Spule derart zwischen Kathode und Anode
einzubringen, dass der Elektronenstrahl durch ein an- und abschaltbares magnetische
Feld von seiner ursprünglichen
Bahn abgelenkt werden kann. Bezüglich
der Strahlungsunterbrechung durch Ablenkung des Elektronenstrahls ist
allerdings darauf hinzuweisen, dass eine gewisse Ortsunschärfe des
Fokus beim Umschaltvorgang entsteht.
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Vorteilhafterweise
kann auch ein Springfokus verwendet werden und während der Unterbrechung der
Abgabe von Röntgenstrahlen die
Position des Springfokus auf der Anode verändert werden. Hierdurch wird
bewirkt, dass sich die Strahlrichtung der Röntgenstrahlen auf das Untersuchungsobjekt nicht
während
eines Wechsels der Fokuspositionen verändert, sondern bei dieser Situationsveränderung keine
Strahlung abgegeben wird. Es findet also eine Umpositionierung des
Fokus statt, während
die Abgabe von Röntgenstrahlen
unterbrochen ist. Somit wird eine optimale räumliche Separation zwischen den
Strahlen der unterschiedlichen Fokuspositionen erreicht.
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Im
Rahmen der Erfindung kann eine Änderung
der Fokusposition auch koordiniert mit einer Änderung der Beschleunigungsspannung
einhergehen.
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Durch
die Abstimmung der Spannungsänderung
und/oder der Positionsänderung
auf die Unterbrechung der Röntgenstrahlen
und damit auf die Auslesevorgänge,
wird eine optimale spektrale und/oder räumliche Separation der Röntgenstrahlen zwischen
den Auslesevorgängen
erreicht.
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Besonders
günstig
ist allerdings eine Ausführung
des Verfahrens, bei der der Elektronenstrahl, vorzugsweise elektrostatisch,
abgeschirmt wird. Dazu kann ein unter Spannung stehendes Gitter
zwischen Kathode und Anode eingebracht werden, welches abhängig von
der angelegten Spannung die Ausbildung eines Elektronenstrahls zum
Fokus auf der Anode kurzzeitig verhindert. Beispielsweise kann hierzu
ein mit Gegenspannung beaufschlagbarer Hohlzylinder zwischen Kathode
und Anode eingebracht werden, durch dessen Längsachse der Elektronenstrahl
im Betrieb der Röntgenröhre verläuft beziehungsweise
durch den eine Abschirmung des Elektronenstrahls erfolgt.
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Aufgrund
der benötigten
kurzen Schaltzeiten ist es vorteilhaft, wenn die Vorrichtung zur
Ablenkung und/oder Abschirmung des Elektronenstrahls über eine
separate Spannungsquelle versorgt wird, welche ebenfalls auf der
Gantry angeordnet ist. Vorzugsweise wird dabei die Spannungsquelle
in unmittelbarer Nähe
der jeweiligen Röntgenröhre auf
der Gantry angeordnet.
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Dadurch
ist es möglich
lange Leitungen zu vermeiden. Dies ist vorteilhaft, da die Leitungen
eine längenabhängige Kapazität besitzen,
welche eine Dämpfung
erzeugt, wodurch sich der Schaltvorgang des Röhrenstroms auf nicht eindeutig
vordefinierbarer Weise verzögern
kann.
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In
einer weiteren bevorzugten Variante der Erfindung werden unterschiedliche
Filter je anliegender Röhrenspannung
verwendet, um das Röntgenspektrum
unterschiedlich aufzuhärten.
Auch hierbei ergeben sich Übergangssituationen,
die bei einer durchgehend anliegenden Röntgenstrahlung zu einer mangelnden
ortsabhängigen
spektralen Separation führen
würden.
Aufgrund der erfindungsgemäß durchgeführten Unterbrechung
der Röntgenstrahlung
während
der Situationsänderung
werden solche Unschärfen
vermieden. Vorzugsweise kann hierbei ein rotierendes Filter verwendet
werden, welches unterschiedliche Segmente mit unterschiedlicher
Absorption aufweist, wobei die einzelnen Segmente einen Übergang
aufweisen.
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Des
Weiteren ist es vorteilhaft, die Rotation des Filters derart auf
die Auslesevorgänge
des Detektors zu synchronisieren, dass der Übergang zwischen zwei Filtersegmenten
genau während
der Unterbrechung der Abgabe von Röntgenstrahlen zwischen zwei
Auslesevorgängen
durch den Strahlengang der Röntgenstrahlen
bewegt wird. Erfindungsgemäß tritt
damit am Fokus, während
der Übergang der
Filtersegmente durch den Strahlengang bewegt wird, keine Strahlung
auf. Es wird damit verhindert, dass die eine Seite des Röntgenstrahlkegels
gleichzeitig durch ein erstes Filtersegment und die andere Seite
des Röntgenstrahlkegels
durch ein zweites Filtersegment gefiltert wird. Es wird somit sichergestellt, dass
während
eines Auslesevorgangs die Röntgenstrahlen über den
gesamten Detektor nur genau durch ein einziges definiertes Filter
beeinflusst werden. Entsprechend wird während jedes Auslesevorgangs
nur ein einziges, eindeutig definiertes Röntgenenergiespektrum zur Durchstrahlung
eines Untersuchungsobjektes verwendet.
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Zur
unterschiedlichen Filterung der Röntgenstrahlen können unterschiedliche
Materialien mit unterschiedlichen Röntgenabsorptionskoeffizienten und/oder
unterschiedliche Filterschichtdicken verwendet werden. Das rotierende
Filter kann zum Beispiel als Hohlzylinder oder als ebene Scheibe
ausgestaltet sein.
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Zum
Rahmen der Erfindung zählt
auch ein CT-System, welches eine Schaltvorrichtung zur Steuerung
des erfindungsgemäßen Verfahrens
aufweist, die mindestens eine Röntgenröhre und
einen Detektor entsprechend dem oben dargestellten Verfahren steuert.
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Im
Folgenden wird die Erfindung anhand bevorzugter Beispiele mit Hilfe
der Figuren näher
beschrieben, wobei darauf hingewiesen wird, dass nur die für das unmittelbare
Verständnis
der Erfindung wesentlichen Elemente gezeigt sind. Hierbei werden folgende
Bezugszeichen verwendet: 1: Anode; 2: Kathode; 3:
Plattenkondensator; 4: Elektronenstrahl; 5: Röntgenstrahl; 6:
Vakuumgehäuse; 7:
Fenster; 8: Gitter; 9: Gantry; 10: Abgelenkter
Elektronenstrahl; 11: Filter; 12: Drehachse; 13.1, 13.2:
Segmente mit erstem Röntgenabsorptionskoeffizienten; 14.1, 14.2: Segmente
mit zweitem Röntgenabsorptionskoeffizienten; 15:
Umrandung; 16: Übergang; 17:
Drehrichtung des Filters; 18: Mittelpunkt des Filters; 19:
Drehachse der Anode; 20: Drehrichtung der Anode; A1–A6: Auslesevorgänge; F1:
erster Fokus; F2: zweiter Fokus; C1: CT-System; C2: erste Röntgenröhre; C3:
erster Detektor; C6: Gantrygehäuse;
C7: Patient; C8: verschiebbare Patientenliege; C9: Systemachse;
C10: Steuer- und Recheneinheit; U1: Spannung der Röntgenröhre; U2:
Spannung der Ablenkung/Abschirmung; Prg1–Prgn: Computerprogramme oder Programm-Module.
Es zeigen im Einzelnen:
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1 einen
idealen Spannungsverlauf während
mehrerer Spannungsänderungen,
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2 einen
realen Spannungsverlauf gemäß 1,
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3 einen
realen Stromverlauf gemäß 1,
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4 einen
idealen und realen Spannungsverlauf während mehrerer Auslesevorgänge,
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5 einen
Stromverlauf mit Unterbrechungen gemäß 4,
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6 eine
schematische Darstellung einer Röntgenröhre mit
elektrostatischer Ablenkung des Elektronenstrahls,
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7 eine
schematische Darstellung einer Röntgenröhre mit
elektrostatischer Abschirmung des Elektronenstrahls,
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8 eine
schematische Darstellung einer Röntgenröhre mit
einem Filter,
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9 eine
schematische Darstellung eines Filters gemäß 8,
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10 eine
schematische Darstellung einer Röntgenröhre auf
einer Gantry und
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11 eine
schematische Darstellung eines CT-Systems mit Patient und Recheneinheit.
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Die 1 zeigt
einen idealen Verlauf der Beschleunigungs- oder Röhrenspannung einer Röntgenröhre im ”fast kV-switching”-Modus
mit einer ersten Spannungsänderung
von 80 kV auf 140 kV und einer zweiten Spannungsänderung von 140 kV zurück auf 80
kV. Der Bereich zwischen den zwei Spannungsänderungen stellt einen vollständigen Auslesevorgang
A1 dar. Hierbei besitzt der Spannungsverlauf ein Rechteckprofil
und die Spannung verläuft zwischen
den jeweiligen Wechseln immer ideal konstant. Die Änderungen
erfolgen abrupt und nicht gleitend. Dadurch entstehen keine Übergangsphasen,
in denen die resul tierenden Röntgenstrahlen
ein nicht bekanntes Spektrum besitzen und somit unnötige, nicht
weiter verwertbare Informationen aus einem Untersuchungsobjekt liefern.
Es geht keine Zeit des Auslesevorgangs durch nicht konstante Spannung verloren,
die spektrale Separation ist also gegeben.
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Die 2 zeigt
einen ähnlichen,
jedoch realistischen Verlauf der Röhrenspannung entsprechend der 1.
Die Zeitpunkte der Spannungsänderungen
sind mit gestrichelten Linien markiert. Die Änderungen erfolgen nicht wie
in 1 gezeigt nach einem Rechteckprofil, sondern es
liegen starke Schwankungen vor. Bereits vor der ersten Änderung ist
die Spannung nicht konstant und zwischen den beiden Änderungen
bleibt die Spannung nur sehr kurz auf einem konstanten Wert, bevor
sie weit unter den Zielwert absinkt. Danach schwingt sie sich erst langsam
auf ein konstantes Niveau ein. Solch ein Spannungsverlauf, hat ein
unklares, sich veränderndes
Strahlungsspektrum der Röntgenstrahlung
zur Folge. Die spektrale Separation zwischen den Auslesevorgängen wird
dadurch stark reduziert, so dass der eigentlich gewünschte Effekt
in einem CT-System mit sich schnell veränderter Beschleunigungsspannung,
nämlich
die Aufnahme von CT-Bildern durch möglichst klar separierte Röntgenenergiespektren, vermischt
wird.
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In
der 3 ist der zur 2 gehörende tatsächliche
Verlauf des Röhrenstromes
gezeigt. Auch hier sind entsprechend des Spannungsverlaufes starke
Schwankungen zu erkennen. Der Strom ändert sich analog zur Spannung.
Es erfolgt hier während
der Spannungsänderungen
keine Unterbrechung des Stromes.
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In
den 4 und 5 ist nun eine erfindungsgemäße Situation
dargestellt. So zeigt die 4 den Verlauf
der Röhrenspannung
mit mehreren Auslesevorgängen
A1 bis A6. Die Auslesevorgänge
A2, A4 und A6 bei 80 kV sind länger
als die Auslesevorgänge
A1, A3 und A5 bei 140 kV, da man in der Praxis bemüht ist,
bei unterschiedlichen Spannungen einen ungefähr gleich großen Photonenfluss abzugeben,
um ein annähernd
glei ches Rausch-Signal-Verhältnis
zu erreichen. Die Wechsel zwischen den hier dargestellten Auslesevorgängen A1
bis A6 finden immer während
den Spannungsänderungen statt.
Ein Auslesvorgang beginnt, sobald die Spannung einen konstanten
Wert erreicht hat, und endet unmittelbar bevor die Spannung sich ändert. Das Rechteckprofil
bei idealen Spannungsänderungen
ist als durchgezogene Linie dargestellt und der tatsächliche
Spannungsverlauf mit gleitenden Änderungen aufgrund
der Anstiegs- und Einschwingphasen ist als gestrichelte Linie dargestellt.
Durch den hier gezeigten zeitlichen Ablauf der Auslesevorgänge A1 bis
A6 werden die unklaren Spektren, während die Spannung sich noch
verändert,
abgeschnitten, so dass die spektrale Separation während des
eigentlichen Auslesevorgangs nicht reduziert ist.
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Zeitlich
parallel zum Spannungsverlauf der 4 zeigt
die 5 den Verlauf des Röhrenstromes mit erfindungsgemäßen Unterbrechungen
während
der Spannungsänderungen.
Die Unterbrechung des Röhrenstromes
begrenzt die Auslesevorgänge, so
dass die nachfolgende Änderung
der Röhrenspannung
keinen Einfluss auf das vom Detektor gesehene Röntgenspektrum haben kann. Es
wird der Röhrenstrom
auf Null geschaltet und erst nachdem die Röhrenspannung ihren Zielwert
erreicht hat und wieder konstant ist, wird der Röhrenstroms wieder eingeschaltet,
so dass nur Strahlung mit einem konstanten Röntgenspektrum während des
Auslesevorganges erzeugt wird.
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Die 6 zeigt
schematisch eine für
das erfindungsgemäße Verfahren
zu verwendende, jedoch an sich bekannte Röntgenröhre C2 mit der Möglichkeit
zur elektrostatischen Ablenkung eines Elektronenstrahls 4.
Die Röntgenröhre C2,
welche auf einer nicht näher
dargestellten Gantry 9 angeordnet ist, besteht aus einer
Anode 1 und einer Kathode 2, welche sich in einem
Vakuumgehäuse 6 befinden
und zwischen denen sich durch aufgrund einer anliegenden Spannung
U1 ein Elektronenstrahl 4 ausbildet. Im unabgelenkten Zustand
trifft der Elektronenstrahl 4 an einem Fokus F1 auf die
Anode 1 und bewirkt dort das Aussenden von Röntgenstrahlen 5,
welche das Vakuumgehäuse 6 durch
einen Röntgenstrahl
durchlässiges
Fenster 7 verlassen können.
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In
dieser beispielhaften Ausführung
ist die Anode 1 als Drehanode ausgestaltet, wobei sie sich in
eine Drehrichtung 20 um ihre Drehachse 19 dreht.
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Zusätzlich befindet
sich im Vakuumgehäuse 6 ein
Plattenkondensator 3 mit dessen Hilfe der Elektronenstrahl 4 abgelenkt
werden kann. Die Platten des Kondensators 3 sind auf zwei
gegenüberliegenden
Seiten des Elektronenstrahls 4 platziert, so dass dieser
in deren Mitte verläuft.
Durch eine an dem Kondensator 3 anliegende Spannung U2
entsteht zwischen den Platten ein elektrostatisches Feld, welches
den Elektronenstrahl 4 ablenkt. In der hier gezeigten Ausführung ist
die obere Platte mit dem Pluspol verbunden, so dass der Elektronenstrahl 4 nach oben
abgelenkt wird und der abgelenkte Elektronenstrahl 10 auf
einem Fokus F2 auf die Anode 1 trifft. Diese Ablenkung
des Elektronenstrahls 4 ist während den Spannungsänderungen
aktiv, so dass die am Fokus F2 entstehenden Röntgenstrahlen mit veränderlichem
Spektrum nicht auf ein hier nicht näher dargestelltes Untersuchungsobjekt
gelangen. Dadurch gelangt nur die effektiv nutzbare Dosis zum Untersuchungsobjekt,
das heißt
die Dosiseffizienz steigt. Es findet also keine Bestrahlung und
keine Messung mit nicht eindeutig reduzierten Röntgenenergiespektren statt.
Auf vorteilhafter Weise kann eine hier nicht näher dargestellte Spannungsquelle
des Plattenkondensators 3, welche diesen mit einer Spannung
U2 versorgt, ebenfalls auf der Gantry 9 angeordnet werden.
Sie befindet sich vorzugsweise unmittelbar neben der Röntgenröhre C2,
um lange Leitungsbahnen zu vermeiden.
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In
der 7 ist eine weitere erfindungsgemäße Möglichkeit
zur Unterbrechung der Abstrahlung von Röntgenstrahlen 5 auf
ein Untersuchungsobjekt gezeigt. Zu sehen ist eine Röntgenröhre C2, welche
an eine Spannung U1 angeschlossen ist, auf einer nicht näher dargestellten
Gantry 9. Beispielhaft ist in dieser Variante ein Gitter 8 zur
elektrostatischen Abschir mung des Elektronenstrahls 4 angebracht. Dieses
Gitter 8 befindet sich senkrecht zum Elektronenstrahl 4 zwischen
Anode 1 und Kathode 2 und ist mit einer Spannung
U2 verbunden. Übersteigt
die angeschlossene Spannung U2 einen bestimmten Wert, wird der Elektronenstrahl 4 durch
das Gitter 8 abgeschirmt, so dass die Entstehung von Röntgenstrahlung 5 unterbleibt.
Erfindungsgemäß ist die
Abschirmung des Elektronenstrahls 4 aktiv, sobald die Spannung
U1 der Röntgenröhre verändert wird.
Somit wird während
dieser Umschaltphasen die Abstrahlung von Röntgenstrahlung verhindert und
eine Vermischung der verwendeten Röntgenenergiespektren auf der
Basis unterschiedlicher Beschleunigungsspannungen unterbleibt.
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Die 8 zeigt
eine Röntgenröhre C2 gemäß 6 mit
einer Möglichkeit
zur unterschiedlichen Filterung der Röntgenstrahlen. Die Röntgenröhre befindet
sich auf einer nicht näher
dargestellten Gantry 9 in einem Vakuumgehäuse 6,
verbunden mit einer Spannungsquelle U1. Zusätzlich befindet sich innerhalb
des Vakuumgehäuses 6 ein
rotierendes Filter 11. Das Filter 11 ist scheibenförmig ausgebildet und
rotiert um eine Drehachse 12 durch den Strahlengang. Hierdurch
kann mit Hilfe einer beispielhaft in der 9 dargestellten
Segmentierung dafür
gesorgt werden, dass in Anhängigkeit
unterschiedlicher Beschleunigungsspannungen auch unterschiedlich starke
Filterungen durchgeführt
werden. Erfindungsgemäß wird die
Synchronisation zwischen den Übergängen unterschiedlicher
Filterstärken
derart gestaltet, dass während
eines Auslesevorgangs sich keine Übergänge zwischen zwei Filterstärken im
Strahlengang befinden.
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In
der 9 ist eine schematische Darstellung eines Filters
gemäß des in 8 beschriebenen Filters
gezeigt. Das hier beispielhaft gezeigte Filter ist als ebene Scheibe
ausgeführt
und besitzt vier verschiedene Segmente 13.1, 13.2, 14.1 und 14.2 mit unterschiedlichem
Absorptionswerten. Ein Antrieb ermöglicht eine synchronisierte
Rotation des Filters um seinen Mittelpunkt 18. Die Drehrichtung 17 ist
mit einem Pfeil gekennzeichnet. Die Segmente 13.1 und 13.2 sowie 14.1 und 14.2 befinden
sich jeweils in gegenüberliegenden
Winkelabschnitten des kreisförmigen
Filters. Der Übergang
zwischen den einzelnen Segmenten 13.1, 13.2, 14.1 und 14.2 ist
mit dem Bezugszeichen 16 beschrieben.
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Wird
die Röntgenröhre abwechselnd
mit zwei unterschiedlichen Spannungen betrieben, so kann die Rotation
des Filters 11 derart auf den zeitlichen Verlauf der Spannungsänderungen
abgestimmt werden, dass je anliegender Spannung sich ein bestimmtes
Segment im Strahlengang eingebracht ist und damit eine verbesserte
Separation der erzeugten Röntgenspektren
zwischen den Auslesevorgängen des
Detektors erreicht wird.
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In
der 10 ist eine Röntgenröhre C2 auf einer
Gantry 9 im Querschnitt dargestellt. Die hier gezeigte
Situation beschreibt einen Auslesevorgang. Das heißt, die
Spannung der Röntgenröhre C2 ist konstant
und die elektrostatische Ablenkung eines Elektronenstrahls 4 durch
einen Plattenkondensator 3 ist nicht aktiv. Der Elektronenstrahl 4 erzeugt
einen Fokus F1, wobei Röntgenstrahlung 5 mit
einem bekannten Spektrum, welche von einem der Röntgenröhre C2 gegenüberliegenden
Detektor C3 erfasst wird, ausgesendet wird.
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Die 11 zeigt
in einer 3D-Darstellung ein beispielhaftes CT-System C1. Das CT-System
C1 besteht aus einem Gantrygehäuse
C6, in dem sich eine hier nicht näher dargestellte Gantry befindet,
an der eine erste erfindungsgemäße Röntgenröhre C2 mit
einem gegenüberliegenden
ersten Detektor C3 befestigt ist. Ein Patient C7 befindet sich auf
einer in Richtung der Systemachse C9 verschiebbaren Patientenliege
C8, mit der er während
der Abtastung kontinuierlich oder sequentiell entlang der Systemachse C9
durch ein Messfeld zwischen der Röntgenröhre C2 und dem gegenüberliegenden
Detektor C3 geschoben werden kann. Dieser Vorgang wird durch eine
Rechen- und Steuereinheit C10 mit Hilfe von Computerprogrammen gesteuert.
Erfindungsgemäß enthält die Rechen-
und Steuereinheit C10 auch Computerprogramme Prg1 bis
Prgn, welche in der oben beschriebenen Weise
die Auslesevorgänge des
Detektors und die Rönt genröhre bezüglich ihrer Schaltvorgänge des
Röhrenstroms
steuern. Entsprechend kann das CT-System sowohl in einem Modus mit
Springfokus zur besseren Ortsauflösung und/oder mit schnell veränderlicher
Beschleunigungsspannung als Dual-Energy-CT-System
betrieben werden.
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Insgesamt
wird mit der Erfindung also vorgeschlagen, in einem CT-System zwischen
zwei aufeinander folgenden Auslesevorgängen die Aussendung von Röntgenstrahlung
zu unterbrechen. Während dieser
Zeit können
die Änderung
der Spannung und/oder eine Positionsänderung eines Springfokus stattfinden.
Dadurch wird die spektrale Separation der Röntgenstrahlung während eines
Auslesevorgangs gewährleistet
und als zusätzlicher
Nebeneffekt die auf ein Untersuchungsobjekt abgestrahlte Dosis verringert.
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Es
versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung
nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen
Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen
der Erfindung zu verlassen.