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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme von Objekten bei interventionellen angiographischen Untersuchungen mittels einer Röntgendiagnostikeinrichtung mit Röntgenstrahler und Röntgenbilddetektor, Patientenlagerungstisch und Systemsteuerungseinheit.
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Zur diagnostischen Untersuchung und für interventionelle Eingriffe beispielsweise in der Kardiologie, der Radiologie sowie der Neurochirurgie werden zur Bildgebung interventionelle Röntgensysteme eingesetzt, deren typische wesentliche Merkmale beispielsweise mindestens ein C-Bogen, der robotergesteuert sein kann und an dem eine Röntgenröhre und ein Röntgenbilddetektor angebracht sind, ein Patientenlagerungstisch, ein Hochspannungsgenerator zur Erzeugung der Röhrenspannung, eine Systemsteuerungseinheit und ein Bildgebungssystem inklusive mindestens eines Monitors sein können.
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Eine derartige in der 1 als Beispiel dargestellte typische interventionelle Suite mit monoplanem Röntgensystem mit Roboter-montiertem C-Bogen für die Radiologie, Kardiologie oder Neurochirurgie weist beispielsweise einen an einem Ständer in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters 1 drehbar gelagerten C-Bogen 2 auf, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise ein Röntgenstrahler 3 mit Röntgenröhre und Kollimator, und ein Röntgenbilddetektor 4 als Bildaufnahmeeinheit angebracht sind.
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Mittels des beispielsweise aus der
US 7,500,784 B2 bekannten Knickarmroboters
1, welcher bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist, kann der C-Bogen
2 beliebig räumlich verstellt werden, zum Beispiel indem er um ein Drehzentrum zwischen dem Röntgenstrahler
3 und dem Röntgenbilddetektor
4 gedreht wird. Das erfindungsgemäße Röntgensystem
1 bis
4 ist insbesondere um Drehzentren und Drehachsen in der C-Bogen-Ebene des Röntgenbilddetektors
4 drehbar, bevorzugt um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 und um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 schneidende Drehachsen.
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Der bekannte Knickarmroboter 1 weist ein Grundgestell auf, welches beispielsweise auf einem Boden fest montiert ist. Daran ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement für den C-Bogen 2 auf, welches um eine fünfte Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste Rotationsachse rotierbar ist.
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Die Realisierung der Röntgendiagnostikeinrichtung ist nicht auf den Industrieroboter angewiesen. Es können auch übliche C-Bogen-Geräte Verwendung finden.
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Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt ist. Es können aber auch integrierende und eventuell zählende CMOS-Detektoren Anwendung finden.
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Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich auf einem Patientenlagerungstisch 5 zur Aufnahme beispielsweise eines Herzens ein zu untersuchender Patient 6 als Untersuchungsobjekt. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist eine Systemsteuerungseinheit 7 mit einem Bildsystem 8 angeschlossen, das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt und verarbeitet (Bedienelemente sind beispielsweise nicht dargestellt). Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer Monitorampel 9 betrachtet werden.
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Der Dosisbereich, der durch die vielfältigen Anwendungsbereiche dieser Systeme gegeben ist, ist sehr groß. Insbesondere werden sie beispielsweise für die Fluoroskopie, Kardangiographie, digitale Subtraktionsangiographie (DSA) oder 3-D-Bildgebung eingesetzt. Diese Applikationen umfassen Dosen von einigen nGy bis zu etwa 100 μGy, die auf den Röntgenbilddetektor auftreffen und dort bilderzeugend gewandelt werden müssen. Ferner sollte dafür gesorgt werden, dass das elektronische Rauschen des Röntgenbilddetektors keine dominante Rolle spielt. Das Verhältnis aus maximaler Dosis Mm, die der Röntgenbilddetektor noch bildgebend wandeln kann, und elektronischem Rauschen Rm wird als Dynamik bezeichnet. Mit den oben genannten Werten ergibt sich damit ein Dynamikumfang bis zu einem Faktor von 105. Als Dosis ist im Folgenden immer die Empfängerdosis auf dem Röntgenbilddetektor – auch Systemdosis genannt – gemeint.
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Das Röntgensystem regelt die Generatorparameter, wie beispielsweise Spannung, Strom und Pulslänge, innerhalb vorgegebener bzw. möglicher Rahmen nun so, dass die Systemdosis in einer definierten Bilddominante erzeugt wird.
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Im Allgemeinen wird nicht auf die Dosis sondern auf ein im Röntgenbilddetektor gemessenes Bildsignal geregelt. Die Beziehung zwischen auftreffender Dosis und Bildsignal wird jedoch in einer Kalibrierung bestimmt, sodass im Folgenden beide Begriffe nebeneinander verwendet werden. Dosis D und Bildsignal S sind durch die Sensitivität s verknüpft (s = S/D).
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Jeder Röntgenbilddetektor, gleich welcher Bauart, weist mindestens eine Rauschquelle auf, die das elektrische Rauschen in einem Detektormodus bestimmt. Im Allgemeinen gibt es mehrere Rauschquellen. Für einen integrierenden Röntgenbilddetektor auf Basis von CsI als Szintillator und amorphem Silizium (aSi) oder CMOS (Photodiode und Auslese-Matrix) zum Beispiel tragen der Dunkelstrom des Pixels, der Ausleseprozess – das Rücksetzen der PIN-Diode –, die Zuleitungen zum Ausleseverstärker, der oder die Verstärker selbst und der Analogzu-Digital-Konverter (ADC) bei. Dies ist keine vollständige oder notwendige Liste von Rauschquellen. Der Punkt ist der, dass die Rauschbeiträge von den vor dem (den) Verstärkern) liegenden Rauschquellen verstärkt werden und die Rauschbeiträge der am Ende der Kette liegenden Rauschquellen unabhängig von der Verstärkung sind. Daher ist i. Allg. das Rauschniveau in jedem Detektormodus unterschiedlich und üblicherweise für den Modus mit der geringsten Verstärkung am niedrigsten.
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Die Dynamik einer Röntgenanlage ist durch den Quotienten Mm/Rm der maximalen wandelbaren Dosis Mm und dem elektronischen Rauschen Rm in dem entsprechenden Mode m definiert. Dies beruht darauf, dass zwei Modi mit gleicher maximaler Dosis Mm aber sehr unterschiedlichem Rauschniveaus Rm nicht die gleiche Dynamik abdecken können. Im Mode mit dem höheren elektronischen Rauschen Rm ”versinkt” ein niedriges Signal schneller. Man unterscheidet zwischen Dynamik (relativer Wert) und Dosisbereichen (absolute Dosiswerte).
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Im Allgemeinen ist die erforderliche Dynamik über alle Applikationen von der Fluoroskopie mit den geringsten Systemdosen pro Bild zur DSA mit den größten Systemdosen pro Bild zu groß, um mit einer einzigen Detektor-internen Verstärkung abgebildet werden zu können.
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Eine gegebene Applikation, wie beispielsweise Fluoroskopie oder DSA, dagegen benötigt nur einen geringeren Dynamikbereich. Jedoch gibt es auch hier wesentliche Unterschiede. Beispielsweise können typische Systemdosen pro Bild für die Fluoroskopie in einem Elektrophysiologielabor deutlich geringer sein als in einer kardiologisch- oder neuroradiologischinterventionellen Umgebung, da im einen Fall röntgenologisch eher besser sichtbare Objekte wie Ablationskatheter u. Ä. dargestellt werden, im anderen Fall eher weniger röntgenopake Objekte wie Stents, Coils oder Mikro-Drähte sichtbar gemacht werden müssen.
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Auch in der Kardangiographie können die erforderlichen Systemdosen variieren. Beispielsweise werden in der pädiatrischen Kardiologie gewöhnlich geringere Systemdosen verwendet als in gewöhnlichen Herzkatheterlaboren.
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Auch die 3-D-Bildgebung arbeitet je nach Anwendungsfeld mit unterschiedlichen Systemdosen pro Bild. Hochkontrastaufnahmen, wie beispielsweise Knochenaufnahmen, benötigen i. Allg. geringere Gesamtdosen und Systemdosen pro Bild als Niedrigkontrastaufnahmen von z. B. Weichteilen oder Hirn.
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Ferner gibt es Anstrengungen, DSA-Dosen für bestimmte Anwendungsfelder zu reduzieren. Die Dosis pro Bild für gewisse Aufnahmen im Körperstamm kann z. B. um einen Faktor Drei gegenüber typischen Aufnahmen in der Neuroradiologie reduziert werden.
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Um das Problem eines einzigen großen Dynamikbereichs zu umgehen werden mehrere kleinere Dynamikbereiche gebildet, die jeweils einen gewissen Dosisbereich abbilden können. Dies wird durch mehrere anwählbare Verstärkungsstufen realisiert. Dadurch entstehen mehrere Detektormodi, die jeweils einen gewissen Dosisbereich (Dynamik) abbilden können. Beispielsweise kann der Gesamtdynamikbereich in zwei, drei oder mehrere kleinere Dynamikbereiche unterteilt werden, die jeweils mit einem anderen Teil der Gesamtdynamik überlappen und in Summe die gesamte Dynamik überdecken. In der Praxis sind Detektormodi zusätzlich durch andere Parameter definiert, wie z. B. die effektive Pixelgröße oder die Bildfrequenz. Jeder Detektormodus DMm sei durch mindestens zwei Parameter beschrieben, das Niveau des elektronischen Rauschens Rm, das dosisäquivalent angegeben werden kann, und der maximalen Dosis Mm, die er in der Lage ist, bildgebend zu wandeln, d. h. ohne in Sättigung (Saturation) zu gelangen. In der Praxis wird ein Detektormodus DMm durch weitere Parameter beschrieben, wie beispielsweise die Bit-Auflösung (Grauwerteauflösung), effektive Pixelgröße – Pixel können z. B. zusammengefasst (gebinnt) werden und größere effektive Pixel bilden – und die Bildfrequenz, um die wichtigsten zu nennen.
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Jede Applikation – Fluoroskopie, Kardangiographie, DSA, 3-D-Bildgebung, etc. – wird nun heute typischerweise auf einen dieser Detektormodi abgebildet. Für einen Röntgenbilddetektor mit drei Modi – hier sei nur die Systemdosis berücksichtigt und nicht weitere Parameter wie effektive Pixelgröße (Pixelbinning) oder Bildfrequenz – wird beispielsweise für fluoroskopische Anwendungen der Detektormodus DM1 mit höchster Verstärkung angewählt, für die Kardangiographie der Detektormodus DM2 mit mittlerer Verstärkung, und für DSA der Detektormodus DM3 mit geringster Verstärkung.
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Dieses Vorgehen ist suboptimal, da nicht immer der bestmögliche Detektormodus DMm gewählt wird, der sicherstellt, dass einerseits die erforderliche Bild-Dynamik – die Abdeckung, d. h. Wandelbarkeit der maximalen und minimalen Dosen, bei denen der Röntgenbilddetektor nicht übersteuert ist – gegeben ist und andererseits das elektronische Rauschen minimal ist.
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Dies liegt zum einen daran, dass der Übergang von erforderlichen Systemdosen für die verschiedenen Anwendungsfelder, wie beispielsweise Fluoroskopie, Kardangiographie, DSA, Niedrig-Dosis-Akquisitionen, 3-D-Bildgebung usw., fließend ist.
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Zum anderen kommt erschwerend dazu, dass die erforderliche Systemdosis i. Allg. auf die gewählte Zoomstufe angepasst werden muss. Ein Röntgenbilddetektor mit maximaler Bildgröße von beispielsweise 30 × 40 cm2 kann über die gesamte Fläche bestrahlt und ausgelesen werden, aber auch – über mehrere Zoomstufen – beispielsweise herunter bis zu 11 × 11 cm2. Die erforderliche Dosis wird auf die Zoomstufe angepasst. Die relative Dosis vom kleinsten zum größten Zoomformat kann je nach Bauart und Systemphilosophie z. B. zwischen 5 und 1 liegen, also wesentlich zur erforderlichen Dynamik beitragen. Diese Beziehung zwischen Abweichung von der generell beschriebenen Dosis und von der für ein bestimmtes Detektorformat davon abgeleitet benötigten Dosis wird Zoom-Dosis-Faktor (ZDF) genannt.
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Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, eine einfache automatisierte Anwahl des optimalen Detektormodus auf Basis von sich aus der Applikation ergebenden Randbedingungen zu ermöglichen.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß für ein Verfahren durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausbildungen sind in den abhängigen Patentansprüchen angegeben.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch folgende Schritte gelöst:
- S1) Einmalige Festlegung mehrerer Detektormodi m mit kleineren Dynamikbereichen, die jeweils einen gewissen Dosisbereich abbilden können,
- S2) Anwahl der gewünschten Applikation über die entsprechenden Organprogramme am System,
- S3) Bestimmung der für die gewünschte Applikation benötigten Bilddynamik,
- S4) Ermittlung der gewünschten Empfängerdosis DS auf dem Röntgenbilddetektor aus der gewünschten Applikation,
- S5) Korrektur der gewünschten Empfängerdosis DS mit dem Zoom-Dosis-Faktor (ZDF) zur Bildung einer effektiven Empfängerdosis Deff,
- S6) Bestimmung der typisch maximalen effektiven Dosis DH_eff und der typisch minimalen effektiven Dosis DL_eff auf Basis der effektiven Empfängerdosis Deff und des ”Hell”-Faktors FH und des ”Dunkel”-Faktors FL,
- S7) Selektion aufgrund der effektiven Dosen DH_eff und DL_eff aus einer Menge der möglichen Detektormodi Mm desjenigen optimalen Detektormodus DMm, für den sowohl die Bedingung DH_eff < Mm gilt, als auch bei dem die typisch niedrigste effektive Dosis DL_eff einen maximalen Abstand zu dem elektronischen Rauschen Rm aufweist, und
- S8) Erstellung der Bildaufnahmen mit den zu diesem ausgewählten Detektormodus DMm gehörenden Aufnahmeparametern.
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Dadurch ergibt sich eine automatische Optimierung der Bildqualität bei Röntgenbilddetektoren mit mehreren Dynamikbereichen. Diese einmalige Festlegung mehrerer Detektormodi Mm gemäß Schritt S1) kann i. Allg. bereits per Design, beispielsweise in der Hardware, beispielsweise durch Wahl geeigeter Kapazitäten vor der Ladungs-Spannungs- oder Ladungs-Strom-Wandlung, erfolgen.
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Erfindungsgemäß können zur Bestimmung der für die gewünschte Applikation benötigten Bilddynamik gemäß Schritt S3)
- (i) das typische Bildsignal SD in der Dominante,
- (ii) das typisch höchste Bildsignal SH in hellen Bereichen, das noch bildgebend gewandelt werden soll und
- (iii) das typisch niedrigste Bildsignal SL, das im Bild auftreten kann,
ermittelt werden, wobei die abzubildende Gesamtdynamik sich aus dem ”Hell”-Faktor FH = SH/SD (14) und dem ”Dunkel”-Faktor FL = SD/SL (15) durch die Gleichung FG = FH × FL berechnet.
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Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn zur Bestimmung der für die gewünschte Applikation benötigten Bilddynamik aufgrund des ”Hell”-Faktors FH und des ”Dunkel”-Faktors FL gemäß Schritt S3) als zusätzliche Untersuchungs-spezifische Randbedingungen von Patientendetails, dem zu untersuchenden Organ, der vorgesehenen Angulation und/oder dem zu verwendenden Röntgenspektrum abhängige Parameter Verwendung finden.
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In vorteilhafter Weise kann zur Bestimmung der gewünschten Applikation gemäß Schritt S3) die Anwahl der entsprechenden Organprogramme an der Systemsteuerungseinheit erfasst werden.
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Erfindungsgemäß können zur Bestimmung der für die gewünschte Applikation benötigten Bilddynamik aufgrund des ”Hell”-Faktors FH und des ”Dunkel”-Faktors FL gemäß Schritt S3) als zusätzliche Untersuchungs-spezifische Randbedingungen die Angulation über den angesteuerten Ist-Zustand von C-Bogen und Patientenlagerungstisch berechnet, die Patientendicke als Bestandteil der vor der Untersuchung systemseitig eingetragenen Patienteninformation erfasst, das Organ bzw. der Körperbereich durch die Anwahl des entsprechenden Organprogramms an der Systemsteuerungseinheit erfasst und/oder das Röntgenspektrum sich aus den verwendeten Generatorwerten (Spannung, Röntgenfilter) und dem ”Wasserwert” abgeschätzt werden.
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Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Wasserwert aus vorangegangenen Aufnahmen bei gleicher Geometrie aus Generatordaten und mittlerem Bildsignal am Röntgenbilddetektor ermittelt und/oder aus der Angulation, einem Patientenmodell und/oder der Patientendicke abgeschätzt wird.
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In vorteilhafter Weise kann die automatische Selektion des optimalen Detektormodus DMm aus der in einer Liste hinterlegten Menge der verfügbaren Detektormodi DMm gemäß Schritt S7) zusätzlich die Bildfrequenz und das Pixelbinning direkt in hinterlegten Regeln berücksichtigen.
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Erfindungsgemäß können die jeweils einen gewissen Dosisbereich abbildenden Dynamikbereiche durch mehrere anwählbare Verstärkungsstufen realisiert werden.
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Vorteilhaft wird gemäß Schritt e) der Modus ausgewählt, der die geringste Verstärkung aufweist und die Bedingung DH_eff < Mm erfüllt.
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Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
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1 ein bekanntes Röntgen-C-Bogen-System für die Radiologie, Kardiologie oder Neurochirurgie mit einem Industrieroboter als Tragvorrichtung,
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2 einen erfindungsgemäßen Verfahrensablauf,
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3 einen weiteren erfindungsgemäßen Verfahrensablauf mit zusätzlichen Randbedingungen und
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4 einen erweiterten erfindungsgemäßen Verfahrensablauf mit zusätzlichen Randbedingungen.
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In der 2 ist als Teil der Systemsteuerungseinheit 7 ein Grundprinzip der erfindungsgemäßen Systemsteuerungsabfolge zur automatisierten Anwahl des optimalen Detektormodus DMm auf Basis der Randbedingungen dargestellt, die sich aus der Applikation ergeben.
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Ausgehend von den Randbedingungen 10 der Applikation werden die Systemdosis 11 (DS) oder Empfängerdosis sowie die Zoomeinstellungen 12 erfasst und daraus unter Zuhilfenahme des Zoom-Dosis-Faktors die effektive Systemdosis 13 (Deff) berechnet. Ebenfalls aus den Randbedingungen 10 der Applikation werden der ”Hell”-Faktor 14 (FH) und der ”Dunkel”-Faktor 15 (FL) abgeleitet und zusammen mit der effektiven Systemdosis 13 die maximale effektive Dosis 16 (DH_eff) und die minimale effektive Dosis 17 (DL_eff) bestimmt. Aufgrund dieser Werte der effektiven Dosis 16 und 17 wird aus der Menge 18 der verfügbaren Detektormodi eine automatische Selektion 19 durchgeführt und daraus der optimale Detektormodus 20 ausgewählt, für den sowohl DH_eff < Mm gilt, als auch bei dem die typisch niedrigste effektive Dosis DL_eff einen maximalen Abstand zu dem elektronischen Rauschens Rm aufweist. Mit diesem ausgewählten Detektormodus DMm werden dann nachfolgend die Bildaufnahmen erstellt.
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Die oben beschriebene Problematik wird nun wie folgt in einem automatisierten Prozess gelöst.
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Aus der gewünschten Applikation wird die benötigte Bilddynamik entnommen. Diese sei gegeben durch drei Werte:
- (i) das typische Bildsignal SD in der Dominante,
- (ii) das typisch höchste Bildsignal SH in hellen Bereichen, das noch bildgebend gewandelt werden soll, und
- (iii) das typisch niedrigste Bildsignal SL, das im Bild auftreten kann. Das relative Bildsignal zwischen normalen (Dominante) und dunklen Bereichen sei durch den ”Dunkel”-Faktor FL = SD/SL gegeben, das relative Bildsignal zwischen normalen und hellen Bereichen sei durch den ”Hell”-Faktor FH = SH/SD gegeben. Die Gesamtdynamik, die abgebildet werden muss, ist dann durch FG = FH × FL gegeben.
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Aus der Applikation, beispielsweise Radiographie, Fluoroskopie, DSA, 3-D-Bildgebung, Kardangiographie, etc., wird die gewünschte Systemdosis entnommen.
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Die gewünschte Systemdosis DS wird mit dem Zoom-Dosis-Faktor korrigiert und ergibt eine effektive Systemdosis Deff.
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Auf Basis der effektiven Systemdosis Deff und des Faktors FL wird die typisch höchste effektive Dosis DH_eff als auch die typisch niedrigste effektive Dosis DL_eff bestimmt.
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Schließlich wird aus der Liste der möglichen Detektormodi derjenige Modus m gewählt, für den sowohl DH_eff < Mm gilt als auch DL_eff einen maximalen Abstand zu Rm hat. Im Allgemeinen wird dies derjenige Modus sein der die geringste Verstärkung hat und die Beziehung DH_eff < Mm erfüllt.
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Der Vorteil des oben beschriebenen Verfahrens liegt darin, die Bildqualität zu optimieren, da eine optimale Aussteuerung gewährleistet ist, d. h.
- • gleichzeitige Wandlung der am wenigsten absorbierenden Bereiche im Patienten, so dass sich eine höchste einfallende Dosis auf bzw. größtes Bildsignal im Röntgenbilddetektor ergibt, ohne Saturierung des Röntgenbilddetektor und
- • größtmöglicher Abstand der niedrigsten Dosen vom elektrischen Rauschen, um den Anteil des elektrischen Rauschens vom Gesamtrauschen zu minimieren.
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Eine Verfeinerung des oben beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahrens der automatisierten Anwahl des optimalen Detektormodus DMm auf Basis der Randbedingungen, die sich aus der Applikation und weiteren Untersuchungs-spezifischen Randbedingungen (z. B. Patientengewicht, Angulation, Röntgenspektrum, Organ) ergeben, wird im Folgenden beschrieben.
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Die erforderlichen Faktoren FL und FH können in der Praxis von verschiedenen Aufnahmebedingungen abhängen:
- • von den Patientendetails
wie z. B. Gewicht und Größe (BMI) und eventuell Geschlecht und Alter
- • von dem zu untersuchenden Organ
der zentrale Bereich des Schädels hat eine geringere Dynamik als z. B. ein Thorax
- • von der anzuwendenden Applikation
3-D-Aufnahmeserien überdecken i. Allg. eine höhere Dynamik als beispielsweise eine fluoroskopische Untersuchung im Bauch-Beckenbereich
- • von der vorgesehenen Angulation
steile Angulationen, bzw. laterale Projektionen erfordern i. Allg. eine höhere Dynamik als z. B. a. p. (anteriorposterior) Projektionen
- • von dem zu verwendenden Röntgenspektrum
ein ”weicheres” Spektrum generiert bei demselben Objekt i. Allg. eine höhere Dynamik als ein ”hartes” Spektrum.
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Dies wird in 3 dadurch berücksichtigt, dass vor dem ”Hell”-Faktor 14 und dem Dunkelfaktor 15 gemäß 2 zusätzliche Randbedingungen 21 eingefügt werden, die aus Patientendetails 22, der Art des zu untersuchenden Organs 23, der vorgesehenen Angulation 24 sowie dem dem zu verwendenden Röntgenspektrum 25 ermittelt werden.
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Diese Abhängigkeiten können im Prinzip zumindest qualitativ in der Berechnung berücksichtigt werden, indem FL, der ”Dunkel”-Faktor 15, und FH, der ”Hell”-Faktor 14, als Funktion dieser Größen definiert werden, so das folgt:
FL = FL (Aufnahmebedingungen) und
FH = FH (Aufnahmebedingungen).
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Die Aufnahmebedingungen sind in der Regel zumindest grob verfüg- und abrufbar:
- (i) die Applikation wird über die Anwahl entsprechender Organprogramme am System eingestellt,
- (ii) die Angulation kann über den angesteuerten Ist-Zustand von C-Arm und Tisch berechnet werden,
- (iii) die Patientendicke ist i. Allg. Bestandteil der Patienteninformation, die vor der Untersuchung systemseitig eingetragen wird,
- (iv) das Organ bzw. der Körperbereich ergibt sich ebenfalls durch die Anwahl des Organprogramms und
- (v) das Röntgenspektrum lässt sich aus den verwendeten Generatorwerten (Spannung, Röntgenfilter) und dem ”Wasserwert” abschätzen. Der Wasserwert beschreibt die Absorption, die durch den Patienten entsteht und zu einer Aufhärtung des Spektrums führt. Der Wasserwert lässt sich entweder aus vorangegangenen Aufnahmen bei gleicher Geometrie (Angulation, Tischposition) aus Generatordaten und mittlerem Bildsignal am Röntgenbilddetektor ermitteln oder gegebenenfalls aus der Angulation, einem Patientenmodell und der Patientendicke abschätzen.
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Wie weiter oben beschrieben, gehen auch weitere Parameter ein, die einen Detektormodus DMm vollständig beschreiben, wie beispielsweise die Bildrate oder Bildfrequenz und das Pixelbinning. Dies führt allerdings möglicherweise lediglich zu einer größeren Anzahl von Modi, die von der Systemsteuerungseinheit 7 verwaltet werden müssen. Das oben beschriebene Verfahren wird dennoch in gleicher Weise durchgeführt, wobei eben diese zusätzlichen Randbedingungen, wie beispielsweise Bildrate und Pixelbinning, noch weiter zu berücksichtigen sind.
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In der 4 ist eine weitere erfindungsgemäße Ausführung der automatisierten Anwahl des optimalen Detektormodus DMm auf Basis der Randbedingungen, die sich aus der Applikation, weiteren Untersuchungs-spezifischen Randbedingungen (z. B. Patientengewicht, Angulation, Röntgenspektrum, Organ) und weiteren applikations-relevanten Faktoren als zusätzliche Randbedingungen des Röntgenbilddetektors 4 (z. B. Bildfrequenz, Pixelbinning) ergeben, dargestellt. Der wesentliche Ablauf entspricht dem in der 3 dargestellten Verfahrensablauf. Die Bildfrequenz 26 und das Pixelbinning 27 werden direkt der automatischen Selektion 19 zugeführt, die aufgrund hinterlegter Regeln aus der in einer Liste hinterlegten Menge der verfügbaren Detektormodi 18 den erforderlichen Detektormodus DMm auswählt.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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