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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines Röntgenbildaufnahmegerätes. Vorausgesetzt ist, dass dieses einen verfahrbaren Röntgen-C-Bogen aufweist, der eine Röntgenstrahlungsquelle und einen Röntgenstrahlungsdetektor trägt. Dies ist zum Beispiel bei Röntgenangiographiegeräten der Fall. Der Röntgen-C-Bogen ist typischerweise als Ganzes verdrehbar und um eine Drehachse verkippbar. Vorliegend ist zusätzlich vorausgesetzt, dass der Röntgenstrahlungsdetektor gegenüber dem Röntgen-C-Bogen seinerseits verfahrbar ist, und zwar so, dass dadurch sein Abstand zur Röntgenstrahlungsquelle geändert werden kann. Dies ist auch bei vielen neueren Röntgenbildaufnahmegeräten, insbesondere Röntgenangiographiegeräten, regelmäßig der Fall, vgl. auch das medizinische Diagnose- und Interventionssystem aus der
DE 10 2007 021 770 A1 .
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In modernen Röntgenbildaufnahmegeräten dieser Art sind Flachdetektoren eingesetzt. Diese haben im Lauf der Jahre die zuvor verwendeten Bildverstärkeranlagen ersetzt. Bei diesen alten Bildverstärkeranlagen war es notwendig, den Abstand zwischen dem Patienten und dem Bildverstärker möglichst gering zu halten, da die zur Erzielung eines ausreichenden Bildes notwendige Strahlungsdosis quadratisch mit dem Abstand des Bildverstärkers zur Röntgenstrahlungsquelle ansteigt. Was die Anzahl der auftreffenden Photonen betrifft, wäre auch bei Verwendung von Flachdetektoren ein möglichst kleiner Abstand zwischen dem Patienten und dem Flachdetektor vorteilhaft. Das Bedienpersonal, insbesondere wenn es die Bedienung von Röntgenbildaufnahmegeräten an solchen mit den Bildverstärkeranlagen gelernt hat, neigt dazu, nach wie vor solche Einstellungen zu wählen, bei denen der Abstand zwischen dem Patienten und dem Flachdetektor möglichst gering ist.
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Es stellt sich die Frage, ob stets eine optimale Bildqualität erzielt wird. Außerdem soll auch die Strahlenbelastung einer Bedienperson durch Streustrahlung, die zuvor im Detektor absorbiert wurde, minimiert werden.
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Aus der
DE 103 45 509 A1 ist es bekannt, für mehrere, die Bildqualität eines Röntgenbildes bestimmende Parameter einer Röntgenvorrichtung graphische Darstellungen auf einer Bedienoberfläche bereitzustellen, die den gesamten Einstellbereich des jeweiligen Parameters wiedergeben, und zwar so, dass mindestens zwei Teilbereiche des Einstellbereichs farblich voneinander abgegrenzt sind. Ein erster Teilbereich entspricht hierbei einer eine gute Bildqualität gewährleistenden Parametereinstellung und ein zweiter Teilbereich einer im Hinblick auf die Bildqualität kritischen Parametereinstellung.
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Als Parameter ist unter anderem auch der Abstand zwischen Röntgenstrahler und Röntgendetektor genannt.
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Die Verteilung der Teilbereiche wird individuell durch empirische Versuche an der speziellen Röntgenvorrichtung und/oder durch Modellrechnungen bestimmt.
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Die
DE 10 2005 006 895 A1 offenbart eine Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Regelungsvorrichtung für die Dauer von Röntgenpulsen, bei der Parameter der Röntgendiagnostikeinstellung einstellbar sind. Aufgrund dieser Parameter wird das ortsfrequenzabhängige Signal/Rauschverhältnis ermittelt und daraus die Dauer des Röntgenpulses und/oder die übrigen, für eine Aufnahme erforderlichen Parameter berechnet.
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Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Weg aufzuzeigen, wie beim Betreiben eines Röntgenbildaufnahmegerätes eine besonders gute Bildqualität erzielt werden kann oder die Dosisbelastung für das behandelnde Personal besonders gering gehalten werden kann.
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Die Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Demgemäß wird zunächst durch das Röntgenbildaufnahmegerät zumindest eine Benutzereingabe zum Verfahren des Röntgen-C-Bogens in eine vorbestimmte Stellung empfangen. Daraufhin wird durch das Röntgenbildaufnahmesystem der Röntgen C-Bogen in die vorbestimmte Stellung verfahren. Während nun im Stand der Technik einer Verfahrbarkeit des Röntgenstrahlungsdetektors keine Beachtung geschenkt wird beziehungsweise allenfalls Eingaben zum Verfahren desselben empfangen werden, ohne dass reagiert wird, wird erfindungsgemäß zu der vorbestimmten Stellung des Röntgen-C-Bogens durch das Röntgenbildaufnahmegerät eine die Bildqualität eines in dieser Stellung zu gewinnenden Röntgenbildes und/oder die Strahlenbelastung einer Bedienperson angebende (also beinhaltende bzw. berücksichtigende) Größe zu einer Mehrzahl von Relativstellungen zwischen Röntgenstrahlungsquelle und Röntgenstrahlungsdetektor ermittelt. In Abhängigkeit von dieser so ermittelten zumindest einen Größe wird durch das Röntgenbildaufnahmegerät eine Maßnahme zum Bewirken eines Verfahrens des Röntgenstrahlungsdetektors getroffen, nämlich der Röntgenstrahlungsdetektor automatisch (also selbsttätig durch das Röntgenbildaufnahmegerät) in die beste Stellung verfahren, bei der also zum Beispiel nach einem bestimmten Kriterium die Größe am besten ist, zum Beispiel die Bildqualität am besten ist, das Signal-zu-Rausch-Verhältnis also ein Maximum hat.
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Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass sich der Abstand zwischen Röntgenstrahlungsquelle und Röntgenstrahlungsdetektor auf die Bildqualität wie auch auf die Strahlenbelastung einer Bedienperson auswirkt. Hierzu kann eine quantitative Aussage gemacht werden, die mehr oder weniger genau bzw. detailliert sein kann. Aufgrund der quantitativen Aussage kann dann entschieden werden, ob die ohne weitere Maßnahme gegebene Stellung des Röntgenstrahlungsdetektors akzeptabel ist oder nicht. Im letzteren Fall wird dann die Maßnahme zum Bewirken eines Verfahrens getroffen.
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Das Verfahren arbeitet besonders präzise und es wird eine besonders hohe Bildqualität eines räumlichen Bildes erzielt werden, weil die Größe zu einer Mehrzahl von Stellungen des Röntgenstrahlungsdetektors bezüglich des Röntgen-C-Bogens ermittelt wird und diejenige Stellung ermittelt wird, bei der die Bildqualität eines Röntgenbildes, das bei dieser Stellung aufgenommen wird, am besten ist. Man erhält gewissermaßen einen Kurvenverlauf zu der Größe abhängig von einem Verfahrparameter für den Röntgenstrahlungsdetektor und kann dann die Stellung ermitteln, bei der die Kurve ein Maximum (beziehungsweise bei anderer Definition ein Minimum) aufweist.
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Die Quantifizierung der Bildqualität kann den ganzen Strahlengang berücksichtigen.
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Dies beginnt damit, dass die Röntgenstrahlungsquelle von einer Punktquelle verschieden ist. Der Einfluss der Abweichung der Röntgenstrahlungsquelle von einer Punktquelle kann dann in einem Faktor berücksichtigt werden. Je größer die Strecke ist, über die die Röntgenstrahlung fokussiert wird, desto mehr wirkt sich eine Unschärfe im Fokus aus. Man kann zu der Röntgenstrahlung ein Strahlungsprofil ermitteln (den sog. Brennfleck). Dieses Profil kann einer Fouriertransformation unterzogen werden, und sofern die Fouriertransformierten so normiert werden, dass bei Frequenz Null der Wert Eins erzielt wird, lässt sich unmittelbar ein Faktor ermitteln, der in die Größe eingehen kann.
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Im Strahlengang folgt der Röntgenstrahlungsquelle das Bildobjekt nach. Je nach dem Abstand des Röntgenstrahlungsdetektors von der Röntgenstrahlungsquelle und damit auch vom Bildobjekt, wenn der Röntgenstrahlungsdetektor verfahren wird, kann sich der Anteil an zu dem Röntgenstrahlungsdetektor gelangender Streustrahlung ändern. Dies lässt sich einfach dadurch erklären, dass ausgehend von einem beliebigen Punkt im Bildobjekt der Röntgenstrahlungsdetektor mit zunehmendem Abstand vom Bildobjekt in einem kleineren Raumwinkel liegt, sodass weniger Streustrahlung zum Röntgenstrahlungsdetektor gelangt.
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Der Faktor kann insbesondere aus Tabellen entnommen werden oder aufgrund einer numerischen Simulation ermittelt werden.
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Schließlich gelangt die Röntgenstrahlung zum Röntgenstrahlungsdetektor, und es kann auch ein Faktor, der die Leistungsfähigkeit desselben berücksichtigt, in die Größe eingehen. Die Leistungsfähigkeit wird durch die Ausbeute an Röntgenstrahlungsquanten bestimmt, andererseits auch durch das Verhältnis der Objektgröße zur Pixelgröße. Beide Effekte können in einen einzigen Faktor eingehen, den man als „detective quantum efficiency” bezeichnen kann.
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Werden in der Größe drei Faktoren berücksichtigt und die Strahlenbelastung einer Bedienperson hintangestellt, ist diese Größe nichts anderes als das Signal-zu-Rausch-Verhältnis in einem Röntgenbild, das bei der vorbestimmten Stellung des Röntgen-C-Bogens und der Stellung des Röntgenstrahlungsdetektors, zu denen die Größe ermittelt wird, gewonnen werden würde. Hierbei wird das Signal-zu-Rausch-Verhältnis in Abhängigkeit von Raumfrequenzen im Raum eines Bildobjekts angegeben.
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Neben der Stellung des Röntgen-C-Bogens können auch andere Einflussfaktoren die Bildqualität bestimmen, und zwar auf eine für unterschiedliche Abstände des Röntgenstrahlendetektors von der Röntgenstrahlungsquelle unterschiedliche Weise. Daher wird bei einer bevorzugten Ausführungsform auch zumindest eine weitere Eingabe zur Festlegung von Bedingungen bei der Aufnahme empfangen und diese zumindest eine weitere Eingabe bei der Ermittlung der Größe berücksichtigt. Durch die Eingabe kann beispielsweise die Dicke und Beschaffenheit des bestrahlten Objektes angegeben werden, die Höhe des Patiententischs, auf dem der Patient als Bildobjekt liegt, eine Pulsrate für die Röntgenstrahlung, die von der Röntgenstrahlung bewirkte Dosisleistung u. v. a. m. angegeben werden. All dies kann bei der Ermittlung der Größe berücksichtigt werden.
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Um die Bedienperson durch die Maßnahme zum Bewirken eines Verfahrens des Röntgenstrahlungsdetektors und ein dadurch eingeleitetes solches Verfahren des Röntgenstrahlendetektors nicht zu entmündigen, kann vorgesehen sein, dass bei einer zunächst eingenommenen Stellung des Röntgen-C-Bogens, nämlich bei einer solchen Stellung, die aufgrund von Steuerbefehlen einer Bedienperson eingenommen ist bzw. unverändert geblieben ist, eine Vergrößerung ermittelt wird. Nach einem Verfahren des Röntgenstrahlungsdetektors aufgrund der bewirkten Maßnahme aufgenommene Röntgenbilder können dann nachbearbeitet werden, und zwar so, dass ein Bild mit der zuvor ermittelten Vergrößerung dargestellt wird. Sollte die Bedienperson die Stellung des Röntgenstrahlungsdetektors so gewählt oder bewusst so belassen haben, dass eine ganz bestimmte Vergrößerung erzielt wird, so ändert sich an der Vergrößerung durch das Verfahren des Röntgenstrahlungsdetektors nichts, wodurch die Akzeptanz des erfindungsgemäßen Verfahrens erhöht werden kann.
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Nachfolgend wird eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung unter Bezug auf die Zeichnung beschrieben, in der die 1 schematisch ein Röntgenbildaufnahmesystem bzw. -gerät, nämlich ein Röntgenangiographiegerät zeigt, mit dem das erfindungsgemäße Verfahren durchführbar ist.
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Ein im Ganzen mit 100 bezeichnetes Röntgenangiographiegerät weist einen Röntgen-C-Bogen 10 auf. Dieser ist in an sich bekannter Weise als ganzes drehbar und um eine Drehachse verkippbar. Der Röntgen-C-Bogen 10 trägt eine Röntgenstrahlungsquelle 12 und einen Röntgenstrahlungsdetektor 14. Der Röntgenstrahlungsdetektor 14 ist gegenüber dem Röntgen-C-Bogen 10 in Richtung zur Röntgenstrahlungsquelle 12 hin bzw. von dieser weg verfahrbar, siehe den Doppelpfeil 16, der die Verfahrmöglichkeit verdeutlicht. Vorliegend gezeigt ist ein Patiententisch 18, auf dem sich ein Patient 20 befindet. Zum Patienten 20 sei eine Bildebene 22 definiert. Der Abstand dieser Bildebene 22 zur Röntgenstrahlungsquelle 12 ist als SOD bezeichnet, der Abstand zwischen der Röntgenstrahlungsquelle 12 und dem Röntgenstrahlungsdetektor 14 als SID bezeichnet. Durch Verfahren des Röntgenstrahlungsdetektors 14 lässt sich dieser letztere Abstand SID verändern, und damit auch der Abstand zwischen Röntgenstrahlungsdetektor 14 und der Bildebene 22, SID–SOD.
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Das Röntgenangiographiegerät weist eine Datenverarbeitungseinrichtung 24 auf, die über Eingabemittel 26 und 28 bedienbar ist; beispielhaft ist als Eingabemittel 26 eine Tastatur und als Eingabemittel 28 ein Bedienknüppel gezeigt. Auf Bildschirm 30 kann angezeigt werden, was eine Bedienperson eingegeben hat. Später aufgenommene Röntgenbilder können ebenfalls auf diesem Bildschirm 30 angezeigt werden.
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Vorliegend sei vorausgesetzt, dass eine Bedienperson bei Anwesenheit eines auf dem Patiententisch 18 liegenden Patienten 20 mittels der Eingabeeinrichtungen 26 bzw. 28 den Röntgen-C-Bogen 10 in eine vorbestimmte Stellung verfahren habe, nämlich in die vorliegend gezeigte Stellung. Gegebenenfalls hat er auch den Röntgenstrahlungsdetektor 14 verfahren. Ferner hat die Bedienperson Eingaben gemacht, über die die Bedingungen der Erzeugung eines Röntgenbildes eingegeben werden, z. B. die Röntgenstrahlungsdosis (gegebenenfalls über eine an der Röntgenstrahlungsquelle 12 anliegende Spannung). Er kann neben der Angulation und Rotation des Röntgen-C-Bogens die Tischhöhe des Tischs 18 eingestellt haben und auch die Pulsrate für die Erzeugung von Röntgenbildern festgelegt haben. Nachdem all diese Eingaben gemacht sind, setzt die Berechnung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR(u, v) ein, wobei u, v Rauschfrequenzen in der Bildebene 22 sind. Das Signal zu Rauschverhältnis SNR(u, v) wird für eine Vielzahl von Stellungen des Röntgenstrahlungsdetektors 14 in die er gemäß dem Peil 16 verfahrbar ist, berechnet, beispielsweise für eine Vielzahl von Abständen SID.
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Es werden hierbei drei Komponenten berücksichtigt.
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Zunächst wird die so genannte Brennfleckverunschärfung berücksichtigt:
Die von der Röntgenstrahlungsquelle 12 ausgehende Röntgenstrahlung kann durch einen Brennfleck in der Fokusebene beschrieben werden. Dieser Brennfleck hat ein durch die Ausdehnung der Röntgenstrahlungsquelle 12 bestimmtes Profil. Nun lässt sich dieses Profil einer Fouriertransformation unterziehen und diese so normieren, dass bei Werten von u = v = 0 die Fouriertransformation einen Wert von gleich Eins hat. Bezeichnet man diese Fouriertransformation als MTF(u, v) so gilt: SNR(u, v) ~ MTF(u·γ/γ – 1, v·γ/γ – 1) = f1. Hierbei ist γ der Vergrößerungsfaktor, SID geteilt durch SOD. Die Anpassung im Argument der Funktion erfolgt deswegen, weil die Größe SNR(u, v) für ein am Röntgenstrahlungsdetektor 14 erhaltenes Röntgenbild gilt, so dass der Vergrößerungsfaktor zu berücksichtigen ist.
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Zur Berechnung von SNR(u, v) muss ferner die Streustrahlung berücksichtigt werden, also Strahlung, die im Patienten 20 gestreut wird und dennoch zum Röntgenstrahlungsdetektor 14 gelangt. Für diese Abhängigkeit gibt es keine Formel. Sie kann numerisch simuliert werden oder zuvor gemessen und dann tabelliert in einem Speicher der Datenverarbeitungseinrichtung 24 abgelegt sein. Man erhält so einen weiteren Faktor f2, wobei SNR(u, v) ~ f2.
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Schließlich muss auch die so genannte Detektorperformance des Röntgenstrahlungsdetektors 14 berücksichtigt werden. Es gibt bei diesem ein elektrisches Rauschen, wenn die Zahl der Röntgenquanten, die auf den Röntgenstrahlungsdetektor auftreffen, gering ist: Auf den einzelnen Detektorelementen, die Bildelementen (Pixeln) eines Röntgenbildes entsprechen, treffen nämlich dann nur einzelne Röntgenstrahlungsquanten auf. Die Detektorperformance ist auch von der Raumfrequenz abhängig, insbesondere, sobald die Raumfrequenz die Größe der Detektorelemente erreicht: Objekte, die kaum größer als die einzelnen Detektorelemente sind, sind nämlich schlecht abbildbar. Es lässt sich somit ein weiterer f3 ermitteln, wobei SNR(u, v) ~ DQE(uγ, vγ) = f3. Die Bezeichnung ”DQE” steht hierbei für die ”Detective Quantum Efficiency”, in der sowohl das elektrische Rauschen als auch die Frequenzabhängigkeit berücksichtigt sind.
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Somit lässt sich das Signal zur Rauschverhältnis SNR(u, v) berechnen zu: SNR(u, v) = c·f1·f2·f3, wobei c ein Proportionalfaktor ist.
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Die oben genannten Formelabhängigkeiten sind als solche bereits in einem Artikel beschrieben, nämlich in dem Artikel ”Spatial Frequency-Dependent Signal-to-Noise Ratio as a Generalized Measure of Image Quality” von Philip Bernhardt, Lothar Bätz, Ernst-Peter Rührnschopf, Martin Hoheisel, der in Medical Imaging 2005: Physics of Medical Imaging; edited by Flynn, Michael J.; Proceedings of the SPIE, Vol. 5745, pp. 407–418 im Jahre 2005 veröffentlicht wurde und dessen Inhalt durch Inbezugnahme soweit als für das vorherrschende Patentrecht möglich in die vorliegende Anmeldung aufgenommen wird.
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Es wird nun das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR(u, v) wie oben ausgeführt für eine Mehrzahl von Stellungen des Röntgenstrahlungsdetektors 14 ermittelt, so dass man eine Kurve von SNR(u, v) in Abhängigkeit von SID bzw. einem Verfahrparameter erhält. Diese Kurve weist ein Maximum auf. Derjenige Abstand SID, bei dem das Maximum herrscht, ist somit der Abstand, bei dem die Bildqualität am Besten ist.
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Nachdem das Röntgenangiographiegerät 100 durch seine Datenverarbeitungseinrichtung 24 diesen besten Abstand SID ermittelt hat, bewirkt es selbsttätig ein Verfahren des Röntgenstrahlungsdetektors 14 derart, dass dieser Abstand eingenommen wird. Alternativ kann einer Bedienperson auf dem Bildschirm 30 mitgeteilt werden, wie weit der Röntgenstrahlungsdetektor 14 zu verfahren ist. Ferner alternativ kann lediglich ein Warnsignal abgegeben werden, wenn die aktuelle Stellung des Röntgenstrahlungsdetektors 14 besonders ungünstig ist, z. B. die Größe SNR(u, v) um einen vorbestimmten Wert oder Prozentsatz vom besten Wert abweicht.
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Zusätzlich oder alternativ zur Verwendung des Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR(u, v) kann auch ermittelt werden, wie die Strahlenbelastung einer Bedienperson ist, welche ebenfalls von der Stellung des Röntgenstrahlungsdetektors 14 abhängig ist. Es kann eine zweite Größe ermittelt werden, und es kann ein Algorithmus festgelegt werden, in welcher Weise die beiden Größen zu gewichten bzw. zu berücksichtigen sind, um einen optimalen Abstand SID zu finden. Die Datenverarbeitungseinrichtung 24 kann vor dem Bewirken des Verfahrens des Röntgenstrahlungsdetektors 14 ermitteln, wie die Vergrößerung γ ist und nach einem Verfahren des Röntgenstrahlungsdetektors 14 aufgenommene Röntgenbilder so skalieren, dass man auf dem Bildschirm 30 Röntgenbilder mit einer Vergrößerung γ angezeigt erhält.
