DE19807639C2

DE19807639C2 - Verfahren zur Modulation der Leistung einer Röntgenröhre eines Computertomographen (CT)

Info

Publication number: DE19807639C2
Application number: DE19807639A
Authority: DE
Inventors: Stefan Popescu
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1997-04-01
Filing date: 1998-02-23
Publication date: 2001-10-31
Anticipated expiration: 2018-02-24
Also published as: DE19807639A1; US5822393A; CN1213375C; JPH10295681A; CN1197961A

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für einen Computer tomographen (CT) zur Reduzierung der der Leistung einer Rönt genröhre des Computertomographen proportionalen Röntgendosis eines Röntgenstrahlenbündels, welches während einer Untersu chung eines Patienten mit dem Computertomographen den Patien ten durchdringt, wobei keine signifikanten Rauschartefakten im rekonstruierten Schnittbild auftreten.

Ein Computertomograph weist in der Regel eine Röntgenröhre, Röntgendetektoren und einen Patientenlagerungstisch auf. Die Röntgenröhre und die Röntgendetektoren sind an einer Gantry angeordnet, welche um den Patientenlagerungstisch rotiert. Der Patientenlagerungstisch kann dabei relativ zu der Gantry bewegt werden. Die Röntgenröhre erzeugt ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel. Dieses Röntgenstrahlenbündel durch dringt bei Untersuchungen eine Schicht eines Objektes, bei spielsweise eine Körperschicht eines Patienten, welcher auf dem Patientenlagerungstisch gelagert ist, und trifft auf die Röntgendetektoren auf. Der Winkel, bei dem das Röntgenstrah lenbündel die Körperschicht des Patienten durchdringt, und gegebenenfalls die Position des Patientenlagerungstisches re lativ zu der Gantry verändert sich während der Bildaufnahme mit dem Computertomographen kontinuierlich.

Die Intensität der Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlenbün dels, welche nach der Durchdringung des Patienten auf die Röntgendetektoren treffen, ist abhängig von der Schwächung der Röntgenstrahlen durch den Patienten. Dabei erzeugt jeder Detektor der Röntgendetektoren in Abhängigkeit von der emp fangene Röntgenstrahlung ein Spannungssignal, welches einer Messung der globalen Transparenz des Körpers für Röntgen strahlen von der Röntgenröhre zu dem entsprechenden Röntgendetektor entspricht. Ein Satz von Spannungssignalen der Rönt gendetektoren, welche Schwächungsdaten entsprechen und für eine spezielle Position der Röntgenstrahlenquelle relativ zu dem Patienten aufgenommen wurden, wird als "Projektion" be zeichnet. Ein Satz von Projektionen, welche an verschiedenen Positionen der Gantry während der Umdrehung der Gantry um den Patienten aufgenommen wurden, wird als "Scan" bezeichnet. Für jede Projektion mißt dabei ein sogenannter Monitordetektor der Röntgendetektoren die Intensität von ungeschwächten Rönt genstrahlen des Röntgenstrahlenbündels, welche zur Normali sierung der Spannungswerte der Spannungssignale der Röntgen detektor und zur Bestimmung der globalen Schwächung der In tensität der Röntgenstrahlen benutzt wird. Der Computertomo graph nimmt viele Projektionen an verschiedenen Positionen der Röntgenstrahlenquelle relativ zum Körper des Patienten auf, um ein Bild zu rekonstruieren, welches einem zweidimen sionalen Schnittbild des Körpers des Patienten oder einem 3D- Bild entspricht. Das gängige Verfahren zur Rekonstruktion ei nes Schnittbildes aus aufgenommenen Schwächungsdaten ist im Stand der Technik als die Technik der gefilterten Rückprojek tion bekannt.

Die Qualität eines rekonstruierten Schnittbildes einer Kör perschicht eines Patienten ist dabei in erster Linie vom Quantenrauschen der Röntgendetektoren abhängig, welches mit der Röntgendosis, welche zur Gewinnung der Schwächungsdaten verwendet wurde, und mit der Strahlenschwächungscharakteri stik des Patienten zusammenhängt. Bildartefakte aufgrund von Rauschen machen sich zunehmend dann bemerkbar, wenn die mit tels der Röntgendetektoren gemessenen Intensitäten der Rönt genstrahlen auf niedrige Werte fällen, entweder weil die applizierte Röntgendosis zu gering oder die Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlenbündels stark durch die Anatomie des Pati enten geschwächt wurde. Um die Spannungssignale der Röntgen detektoren für jede Projektion über dem Rauschen zu halten, muß die Leistung einer Röntgenröhre bei einer Röntgenaufnahme so groß sein, daß die aufgrund der von den Röntgendetektoren empfangenen minimalen Intensität der Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlenbündels, welches den Patienten durchdringt und die Röntgendetektoren erreicht, von den Röntgendetektoren er zeugten Spannungssignale größer sind als das von den Röntgen detektoren erzeugte Rauschen. Trotzdem sollte die Leistung der Röntgenröhre für jede Projektion im Hinblick auf die ge samte Röntgendosis, welcher der Patienten ausgesetzt ist, so gering wie möglich sein. Darin liegt der Grund für die Not wendigkeit, die Leistung der Röntgenröhre des Computertomo graphen während der Aufnahme von Projektionsdaten eines Pati enten zu modulieren, wobei unter der Modulation der Leistung der Röntgenröhre die Modulation der Intensität der von der Röntgenröhre emittierten Röntgenstrahlen eines Röntgenstrah lenbündels verstanden wird.

Die meisten konventionellen Methoden, welche die Leistung der Röntgenröhre eines Computertomographen während eines CT-Scans modulieren, um die Leistung der Röntgenröhre und somit die Intensität der Röntgenstrahlen an die aktuelle, zu untersu chende anatomische Region des Patienten anzupassen, verwenden einen sogenannten "Pre-scan" oder einen sogenannten "Scout- Scan" zur Gewinnung von Informationen, welche das Schwä chungsprofil der Körperschicht eines Patienten betreffen. Das Schwächungsprofil ist dabei die maximale Schwächung der Rönt genstrahlen pro Projektion als Funktion des Gantry-Winkels. Ein Pre-Scan wird z. B. mit konstanter Leistung der Röntgen röhre bzw. konstanter Intensität der Röntgenstrahlung gewon nen, um ein Schwächungsprofil für eine komplette Schicht zu berechnen und zu speichern. Das Schwächungsprofil wird an schließend für den Prozeß der Modulation der Leistung der Röntgenröhre in der nachfolgenden Schicht verwendet. Dieses Verfahren ist beispielsweise geeignet für die Spiralcomputer tomographie, welche gekennzeichnet ist durch die Rotation der Gantry um den Patienten und die gleichzeitige translatorische Bewegung des Patientenlagerungstisches in einer im wesentli chen rechtwinklig zu der Ebene des fächerförmigen Röntgen strahlenbündels verlaufenden Richtung des Computertomographen, wenn aufeinanderfolgende Körperschichten dicht beiein ander liegen und das Schwächungsprofil von einer Körper schicht zu der anderen Körperschicht nahezu identisch ist. Das Verfahren hat aber den Nachteil, daß der Patient einer erhöhten Röntgendosis ausgesetzt wird. Wenn aber die transla torische Geschwindigkeit des Patientenlagerungstisches hoch ist oder wenn der Abstand zwischen aufeinanderfolgenden Kör perschichten groß ist, ist die Genauigkeit dieses Verfahrens unzureichend.

Für Untersuchungen einzelner Körperschicht mit einem Compu tertomographen sind beispielsweise aus der US 5,379,333 und der DE 195 32 535 A1 Verfahren bekannt, welche mindestens zwei orthogonale Projektionen (Scout-Scans) einer Körper schicht eines Patienten erfordern, um ein Profil für die Mo dulation der Leistung der Röntgenröhre zu erhalten. Auch die se Verfahren haben viele Nachteile:

- eine erhöhte Röntgendosis für den Patienten infolge der zu sätzlichen Röntgenstrahlung, welche zur Gewinnung der Scout-Projektionen benötigt wird;
- eine geringe Übereinstimmung des auf Basis der zwei ortho gonalen Projektionen berechneten Schwächungsprofils zu dem realen Schwächungsprofil infolge der Tatsache, daß die zwei orthogonalen Projektionen nicht notwendigerweise die maxi male Schwächung der Röntgenstrahlung einer Körperschicht, insbesondere bei Untersuchungen mittels Kontrastmittel, finden;
- eine zusätzliche Röntgendosis für den Patienten und nicht homogenes Rauschen im rekonstruierten Schnittbild infolge der Tatsache, daß das berechnete Schwächungsprofil nicht mit dem reale Schwächungsprofil übereinstimmt;
- Bewegungen des Patienten und/oder Bewegungen durch Atmung zwischen dem Scout-Scan und dem Scan für die eigentliche Untersuchung, welche das Schwächungsprofil verändern, ver ursachen weitere Fehler.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren für einen Computertomographen zur Verfügung zu stellen, bei welchem die Röntgendosis eines Röntgenstrahlenbündels, wel ches einen Patienten während der Aufnahme von Projektionsda ten durchdringt, so gering wie möglich ist, ohne Artefakte durch Rauschen in dem rekonstruierten Schnittbild signifikant zu erhöhen, wobei die Methode für alle gängigen Scan-Mode einsetzbar ist: Spiral-, Sequenz-, Rotations- und Tomogramm- Mode.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Ver fahren, bei dem die Leistung einer Röntgenröhre eines Compu tertomographen kontinuierlich moduliert wird, basierend auf aufgenommenen Schwächungsdaten der Röntgenstrahlung. Projek tionen von Körperschichten eines Patienten werden gemessen und der Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels pro Projektion ermittelt. Alle oder einige der ermittelten Werte pro Projektion werden gespei chert und basierend auf mindestens einem (oder mehreren) von diesen gespeicherten Werten der Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels für die nächste Projektion vorhergesagt. Basierend auf diesen vorhergesagten Wert der maximalen Schwächung wird die Leistung der Röntgen röhre des Computertomographen für die nächste Projektion der art ermittelt und entsprechend eingestellt, daß die minimale Intensität der Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlenbündels, welches den Patienten durchdringt und auf die Röntgendetekto ren des Computertomographen trifft, in den Röntgendetektoren die Erzeugung von Spannungssignalen bewirkt, welche größer sind als das Quantenrauschen der Röntgendetektoren. Auf diese Weise werden Pre-Scans oder Scout-Scans mit allen ihren Nach teilen vermieden. Des weiteren wird die Röntgendosis des Röntgenstrahlenbündels, welches den Patienten während der Aufnahme der Patientenprojektionsdaten durchdringt, wesent lich vermindert und die gesamte Dosis der Röntgenstrahlen, welche den Patienten während der gesamten Untersuchung durch dringt, vermindert.

Eine Variante der Erfindung sieht vor, ein relativ schnelles und einfaches Verfahren zur Vorhersage des Wertes der maxima len Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels der nächsten Projektion zur Verfügung zu stellen. Das Verfahren der Vorhersage verwendet dabei den Wert der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels der vorausge gangenen Projektion(en), um den zu erwartenden Wert der maxi malen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels für die nächste Projektion zu finden. Das einfachste und da her bevorzugte Verfahren ist die sogenannte Vorhersage erster Ordnung, die davon ausgeht, daß der Wert der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels der nächsten Projektion annähernd gleich dem Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels der vorausgegange nen Projektion ist:

A_{max_pred}(t) = A_{max_real}(t - 1),

wobei
A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbün dels der nächsten Projektion, und
A_{max_real}(t - 1) der ermittelte und gespeicherte Wert der maxi malen Schwächung der Intensität des Röntgen strahlenbündels der vorangegangenen Projektion ist.

Es kann aber auch ein Verfahren zweiter Ordnung zur Vorhersa ge verwendet werden. Dieses Verfahren gebraucht die Werte der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbün dels der letzten zwei Projektionen, um den Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels der nächsten Projektion vorherzusagen:

A_{max_pred}(t) = 2A_{max_real}(t - 1) - A_{max_real}(t - 2),

wobei
A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbün dels der nächsten Projektion,
A_{max_real}(t - 1) der ermittelte und gespeicherte Wert der maxi malen Schwächung der Intensität des Röntgen strahlenbündels der vorausgegangenen Projekti on, und
A_{max real}(t - 2) der ermittelte und gespeicherte Wert der maxi malen Schwächung der Intensität des Röntgen strahlenbündels der vorletzten Projektion ist.

Das bedeutet, daß der Prozeß der Modulation der Leistung der Röntgenröhre in der Regel nach zwei Projektionen und norma lerweise nach weniger als einem Grad der Rotation der Gantry des Computertomographen beginnt, wobei z. B. der Computerto mographen SOMATOM Plus 4 von Siemens in einem Operationsmode eine Rotationszeit der Gantry von 750 Millisekunden bei einer Auflösung von ca. drei Projektionen pro Grad besitzt.

Eine Variante der Erfindung liegt in der Strategie der Modu lation der Leistung der Röntgenröhre. Das Verfahren verwendet zwei Eingangsparameter: die gewünschte Energiedichte (ρ) und die maximale während einer Projektion erlaubte Leistung der Röntgenröhre. Die Energiedichte ist ein Parameter, welcher die beste Kontrolle über die Qualität eines rekonstruierten Schnittbildes gibt. Eine höhere Energiedichte hat ein besse res Signal-Rausch-Verhältnis im rekonstruierten Schnittbild zur Folge und damit eine bessere Bildqualität. Basierend auf dem vorhergesagten Wert der maximalen Schwächung der Intensi tät des Röntgenstrahlenbündels werden die Energiedichte und die maximal zulässige Leistung der Röntgenröhre für eine Pro jektion derart ermittelt, daß die minimale Intensität der er zeugten Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlenbündels, welches den Patienten durchdringt und die Röntgendetektoren des Com putertomographen erreicht, die Erzeugung von Spannungssigna len durch die Röntgendetektoren bewirkt, welche größer sind als das Quantenrauschen der Röntgendetektoren, wobei die Lei stung der Röntgenröhre auf die maximal erlaubte Leistung be grenzt ist. Der Wert der Energiedichte wird nur so hoch wie notwendig gewählt oder so hoch wie es für eine gute Qualität eines rekonstruierten Schnittbildes erforderlich ist. Ein be vorzugtes Verfahren zur Bestimmung der Leistung einer Rönt genröhre eines Computertomographen für eine bestimmte Projek tion ist

P_est = (A_{max_pred}(t))^-1ρ

falls (P_est < P_max), dann gilt P_est = P_max
wobei
P_est die zu ermittelnde und einzustellende Leistung der Röntgenröhre für die nächste Projektion,
P_max die maximal zulässige Leistung der Röntgenröhre für eine Projektion,
ρ die gewünschte Energiedichte, und
A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels der nächsten Projektion ist.

Eine weitere Variante der Erfindung umfaßt ein im Vergleich zu bekannten Verfahren andersartiges Verfahren zur Modulation des Anodenstrom der Röntgenröhre zur Einstellung der Leistung der Röntgenröhre des Computertomographen. Die bekannten Ver fahren verwenden die Modulation des Heizstromes zur indirek ten Einstellung des Anodenstrom und auf diese Weise der Lei stung der Röntgenröhre. Dieser Form der Einstellung des An odenstroms hat den Nachteil, daß die Einstellung des Anoden stroms relativ langsamen und somit die Modulation der Lei stung der Röntgenröhre relativ langsamen erfolgt, wobei nicht die notwendige Geschwindigkeit erreicht wird, welche erfor derlich ist, um dem realen Schwächungsprofil zu folgen. Dies erfordert zusätzliche geschwindigkeitskorrigierende Prozedu ren, die drei Nachteile beinhalten: Extra Rechenzeit, zusätz liche Röntgendosis und Rauschinhomogenitäten. Diese Nachteile werden um so bedeutender, je höher die Geschwindigkeit der Gantry ist. Um diese Nachteile zu vermeiden, verwendet die Erfindung eine Röntgenröhre mit einer dritten Elektrode in Form einer Gitterelektrode. Durch die Modulation der Gitter- Kathoden-Spannung gemäß der einzustellenden Leistung der Röntgenröhre kann die Leistung der Röntgenröhre dem kontinuierlich vorhergesagten Schwächungsprofil sogar bei hohen Ro tationsgeschwindigkeiten der Gantry praktisch verzögerungs frei folgen.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Ansicht eines Teils eines Computer tomographen, welcher zur Gewinnung von Schnittbildern einer Körperschicht eines Patienten verwendet wird,

Fig. 2 ein schematisches Blockdiagramm von Komponenten eines Computertomographen zur Ausführung des erfindungsge mäßen Verfahrens,

Fig. 3 ein typisches Signalprofil von mit Röntgendetektoren eines Computertomographen gemessen Signalen einer Projektion einer Körperschicht eines Patienten,

Fig. 4 ein Signalprofil von Schwächungwerten von Röntgen strahlen für eine Projektion einer Körperschicht ei nes Patienten,

Fig. 5 ein typisches Schwächungsprofil, welches bei einer vollständigen Umdrehung der Gantry um einen Patienten im Schulterbereich gewonnen wurde,

Fig. 6 ein Schwächungsprofil in Form eines Tomogramms, und

Fig. 7 eine graphische Veranschaulichung des Verfahrens zweiter Ordnung zur Vorhersage des nächsten Schwä chungswertes.

Fig. 1 zeigt in einer schematischen Ansicht einen Teil eines Computertomographen dritter Generation aufweisend eine Rönt genquelle in Form einer Röntgenröhre 1, die ein fächerförmi ges Röntgenstrahlenbündel 2 in Richtung auf eine Detektorbank 3 von beispielsweise 768 Röntgendetektoren emittiert. Sowohl die Röntgenröhre 1 als auch die Detektorbank 3 sind an einer Gantry 4 angeordnet, welche kontinuierlich um einen Patienten P rotieren kann. Der Patient P liegt auf einem in Fig. 1 nicht gezeigten Patientenlagerungstisch, der sich in die Gantry 4 erstreckt. Die Gantry 4 rotiert in einer x-y-Ebene eines in Fig. 1 gezeigten karthesischen Koordinatensystems x-y-z. Der Patientenlagerungstisch ist entlang der z-Achse des karthesi schen Koordinatensystems beweglich.

Fig. 2 zeigt eine andere Ansicht des Computertomographen drit ter Generation von Fig. 1. Fig. 2 ist ein schematisches Block diagramm, welches die Systemkomponenten eines rückgekoppelten Systems zur Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahrens zur situationsangepaßten Modulation der Leistung der Röntgenröhre 1 zeigt, um die Röntgendosis der Röntgenstrahlen des Röntgen strahlenbündels 2, welches während der Aufnahme von Patien tenprojektionsdaten den Patienten P durchdringt, schnell mo dulieren und vermindern zu können. Das rückgekoppelte System weist einen Minimumdetektor 5, einen Servo-Kontroller 6 und einen Leistungsmodulator 7 auf. Die Schleife des rückgekop pelten Systems ist geschlossen und weist eine Röntgenröhre 1 mit einer Gitterelektrode 12 zur schnellen Modulation der Röntgendosis des Röntgenstrahlenbündels 2, welches den Pati enten durchdringt, den Patienten P, die Detektorbank 3, ein Meßsystem 9 und eine Hochgeschwindigkeitsverbindung 10 auf. Ein Hochspannungsgenerator 8 versorgt die Röntgenröhre 1 mit einer Hochspannung von ca. 120 kV auf. Ein Bildrechner 11 ist zur Rekonstruktion von Schnittbildern von Körperschichten des Patienten P basierend auf aufgenommenen Patientenprojektions daten vorhanden.

Während des Betriebes des Computertomographen durchdringt das fächerförmige Röntgenstrahlenbündel 2, welches von der Rönt genröhre 1 emittiert wird, eine Körperschicht des Patienten P und trifft auf die Detektorbank 3. Die Röntgendetektoren der Detektorbank 3 erzeugen infolge der empfangenen Röntgenstrah len Spannungssignale an den 768 verschiedenen Detektorkanä len, welche durch das Meßsystem 9 gesammelt werden. Ein Satz von Spannungssignalen der Röntgendetektor, welcher für eine bestimmte Position der Röntgenröhre 1 relativ zu dem Patien ten P gewonnen wird, wird als Projektion bezeichnet. Fig. 3 zeigt ein typisches Signalprofil einer Projektion, wobei die Amplituden der Spannungssignale der Röntgendetektor in einer Hilfseinheit als eine Funktion der Detektornummer angegeben sind. Der Computertomograph nimmt bis zu 1000 Projektionen und mehr pro Umdrehung der Gantry 4 um den Patienten P auf, um ein Schnittbild einer Körperschicht des Patienten P mit der an sich bekannten gefilterten Rückprojektion, welche im wesentlichen mittels des Bildrechners 11 erfolgt, rekonstru ieren zu können. Die rekonstruierten Schnittbilder werden normalerweise auf einem in Fig. 2 nicht gezeigten, mit dem Bildrechner 11 verbundenen Monitor angezeigt.

Für jede Projektion während der Aufnahme von Patientenprojek tionsdaten erzeugt derjenige Röntgendetektor der Detektorbank 3, der die niedrigste Intensität der Röntgenstrahlen erhält, das minimalste Spannungssignal und zeichnet dieses und somit die maximale Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlen bündels 2 für diese Projektion auf. Das Spannungssignal die ses Röntgendetektors ist am empfindlichsten in bezug auf das Quanten- und das elektronische Rauschen eines Röntgendetek tors. Um das Spannungssignal jedes Röntgendetektors der De tektorbank 3 daher über dem Rauschen des Röntgendetektors zu halten, ist es notwendig, die Leistung der Röntgenröhre 1 für eine bestimmte Projektion so groß zu wählen, daß die minimale Intensität der Röntgenstrahlen, die einen Röntgendetektor der Detektorbank 3 erreicht, größer ist als ein vorgegebener Wert, der sicherstellt, daß das beim Empfang von Röntgen strahlung erzeugte Spannungssignal des Röntgendetektors, wel cher die minimale Intensität der Röntgenstrahlen einer Pro jektion empfängt, über dem Rauschen liegt. Nur in diesem Fall sind die gemessenen Spannungssignale der Röntgendetektor für die Rekonstruktion von im wesentlichen rauschfreien Schnitt bildern des Patienten P brauchbar.

Der Computertomograph weist außerdem einen Referenzdetektor (Monitorkanal oder Monitordetektor) auf, welcher für jede Projektion die ungeschwächte Intensität der Röntgenstrahlen des Röntgenstrahlenbündels 2 mißt, wobei das an diesem Monitordetektor gemessene Spannungssignal zur Bestimmung des glo balen Schwächungswertes eines jeden Röntgendetektors der De tektorbank 3 verwendet wird.

Fig. 4 zeigt ein typisches Signalprofil von globalen Schwä chungswerten einer gemessenen Projektion, wobei die ermittel ten globalen Schwächungswerte als Funktion der Detektornummer gezeigt sind. Ein Schwächungswert Null eines Röntgendetektors der Detektorbank 3 würde dabei bedeutet, daß dieser Röntgen detektor keine Röntgenstrahlung empfangen hätte.

Im Gegensatz hierzu werden die Werte der maximalen Schwä chung, welche pro Projektion als Funktion des Gantry-Winkels bestimmt werden, als Schwächungsprofil bezeichnet. Fig. 5 zeigt ein typisches Schwächungsprofil im Schulterbereich des Patienten P. Das in Fig. 6 gezeigte Schwächungsprofil zeigt die Werte der maximalen Schwächung pro Projektion als eine Funktion der Position des Patienten P entlang der z-Achse und gehört zu dem sogenannten Tomogramm-Mode.

Die Absicht des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht nun dar in, kontinuierlich die Werte des Schwächungsprofil, wie es beispielsweise in Fig. 5 dargestellt ist, Wert für Wert wäh rend der Aufnahme von Patientenprojektionsdaten vorherzusa gen, wobei die Werte des vorhergesagten Schwächungsprofil we nigstens im wesentlichen annähernd gleich den Werten des Schwächungsprofils sind, welches auf Basis der Spannungssigna le der Röntgendetektor bestimmt wird. Basierend auf dem vor hergesagten Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels 2 der nächsten Projektion wird die Leistung der Röntgenröhre 1 während der nächsten Projektion ermittelt und entsprechend eingestellt, so daß die Leistung der Röntgenröhre 1 bzw. die Intensität der entsprechend er zeugten Röntgenstrahlung dem zu durchstrahlenden, anatomi schen Körperbereich des Patienten P, welcher bei der nächsten Projektion untersucht wird, angepaßt wird.

Wie erwähnt, werden die von den 768 Röntgendetektoren pro Projektion erzeugten Spannungssignale von dem Datenmeßsystem 9 gesammelt. Unter Verwendung der Hochgeschwindigkeitsverbin dung 10 wertet der Minimumdetektor 5 die von den Röntgende tektoren der Detektorbank 3 pro Projektion gemessenen Span nungssignale aus und bestimmt den Spannungswert U_{Kanal_min} des kleinsten Spannungssignals der Röntgendetektoren pro Projek tionen. Der Minimumdetektor bestimmt auch den Spannungswert U_Monitor des Spannungssignals des Monitordetektors und übermit telt beide Spannungswerte an den Servo-Kontroller 6. Der Ser vo-Kontroller 6 benutzt den Spannungswert U_Monitor des Span nungssignals des Monitordetektors und den Spannungswert U_Ka _{nal_min} des kleinsten Spannungssignals der Röntgendetektoren pro Projektionen, um beispielsweise durch Berechnung den Wert A_{max_real} der größten Schwächung der Intensität des Röntgen strahlenbündels 2 der Projektion zu bestimmen:

Dieser Wert wird in einem Speicher des Servo-Kontrollers 6 zur Vorhersage gespeichert, um die Leistung der Röntgenröhre 1 für die nächste Projektion nur so hoch wie notwendig einzu stellen. Wie viele solcher Werte A_{max_real} gespeichert werden müssen, ist abhängig von dem Verfahren, welches für die Vor hersage des Wertes der maximalen Schwächung der Intensität der Röntgenstrahlung der nächsten Projektion verwendet wird.

Falls ein lineares Verfahren erster Ordnung zur Vorhersage verwendet wird, wird der höchstwahrscheinlich zu erwartende Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgen strahlenbündels 2 der nächsten Projektion durch folgende Gleichung bestimmt:

A_{max_pred}(t) = A_{max_real}(t - 1),

wobei A_{max_real}(t - 1) der gespeicherte Wert der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels 2 der voraus gegangenen Projektion ist basierend auf den gemessenen Patientenprojektionsdaten und A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlen bündels 2 der nächsten Projektion ist. In diesem Fall wird jeweils nur ein Wert A_{max_real} gespeichert, welcher von dem Wert des nächsten bestimmten Wertes A_maxreal+1 überschrieben wird. In der Regel werden nur so viele Werte der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels 2 der vorausgegangenen Projektionen in dem Speicher des Servo- Kontrollers 6 gespeichert, wie zur Vorhersage des nächsten Wertes notwendig sind.

Im Falle der vorliegenden bevorzugten Ausführungsform der Er findung wird ein lineares Verfahren zweiter Ordnung zur Vor hersage verwendet, um den am meisten zu erwartenden Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbün dels 2 der nächsten Projektion zu ermitteln, wobei die Vor hersage gemäß der folgenden Gleichung erfolgt, gemäß der nur die Werte der maximalen Schwächung der Intensität des Rönt genstrahlenbündels 2 der letzten zwei Projektionen zur Vor hersage gespeichert werden:

A_{max_pred}(t) = 2A_{max_real}(t - 1) - A_{max_real}(t - 2),

wobei
A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbün dels 2 der nächsten Projektion,
A_{max_real}(t - 1) der ermittelte und gespeicherte Wert der maxi malen Schwächung der Intensität des Röntgen strahlenbündels 2 der vorausgegangenen Projek tion, und
A_{max_real}(t - 2) der ermittelte und gespeicherte Wert der maxi malen Schwächung der Intensität des Röntgen strahlenbündels 2 der vorletzten Projektion ist.

Wie die graphische Darstellung in Fig. 7 zeigt, nutzt das li neare Verfahren zweiter Ordnung zur Vorhersage die Kontinui tät des Verlaufs des Schwächungsprofils, um den am meisten zu erwartenden Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels 2 der nächsten Projektion zu schätzen.

Verschiedene im Rahmen der Erfindung liegende Verfahren zur Vorhersage sind dabei für unterschiedliche Scan-Modes eventu ell besser geeignet.

Hierzu gehören Verfahren, welche beispielsweise auf Extrapo lationsalgorithmen, Polynomapproximation, Taylor-Reihen, Spline-Interpolation, Verfahren erster, zweiter, bis n-ter Ordnung zur Vorhersage etc. basieren.

Auf der Basis des vorhergesagten Wertes der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels 2 der näch sten Projektion bestimmt der Servo-Kontroller 6 nun, bei spielsweise durch Berechnung, die einzustellende Leistung der Röntgenröhre 1 gemäß folgender Gleichung und zwar nur so hoch, wie für die nächste Projektion notwendig:

P_est = (A_{max_pred}(t))^-1ρ

Falls (P_est < P_max), dann gilt P_est = P_max.

ρ ist die Energiedichte. Je größer dieser Parameter ist, de sto größer ist die Leistung der Röntgenröhre 1, insbesondere die Intensität der Röntgenstrahlung, welche die Röntgendetek toren erreicht, und desto größer ist das Signal-Rausch- Verhältnis des rekonstruierten Schnittbildes. Dieser Parame ter wird so hoch gewählt, wie es für die Rekonstruktion von Schnittbildern hoher Qualität des Patienten P aus den gemes senen Patientenprojektionsdaten erforderlich ist. P_max ist da bei die maximal zulässige Leistung der Röntgenröhre 1 für ei ne Projektion. Falls die berechnete Leistung der Röntgenröhre 1 P_est höher ist als die maximal zulässige Leistung P_max, wird die einzustellende Leistung gleich der maximal zulässigen Leistung P_max gewählt.

Die entsprechend bestimmte Leistung wird durch den Leistungs modulator 7 eingestellt, welcher ein entsprechendes Signal von dem Servo-Kontroller 6 erhält und die Spannung an der Gitterelektrode 12 der Röntgenröhre 1 steuert. Durch die Mo dulation der Leistung der Röntgenröhre 1 wird auf diese Weise die Röntgendosis, welcher ein Patient P während einer Unter suchung ausgesetzt ist, moduliert, welche basierend auf dem Verfahren zur Vorhersage im wesentlichen auf ein Minimum re duziert wird.

Die Verwendung einer Röntgenröhre 1, welche eine zwischen der Kathode und Anode der Röntgenröhre 1 angeordnete Gitterelek trode 12 aufweist, ist dabei sehr vorteilhaft, da die Gitte relektrode 12 verglichen mit konventionellen Röntgenröhren schnellere Änderungen des Anodenstroms und somit der Leistung der Röntgenröhre 1 in kurzer Zeit erlaubt. Wie Studien mit einem homogenen elliptischen Wasserphantom (40 cm × 14 cm) zeigen, ist die maximale Geschwindigkeit der Änderung der elektrischen Leistung der Röntgenröhre 1, z. B. aufgezeichnet für eine 750 Millisekunden Rotationszeit der Gantry eines SOMATOM Plus 4 Computertomographen aufweisend die Röntgenröh re 1 mit der Gitterelektrode 12, 1,8 kW pro Millisekunde oder fast 6-mal schneller als die Änderung der Leistung einer kon ventionellen Röntgenröhre ohne eine Gitterelektrode, welche zur indirekten Einstellung des Anodenstroms die bekannte Mo dulation des Heizstroms der Kathode verwendet. Die im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels verwendete Röntgenröhre 1, welche die Gitterelektrode 12 aufweist, arbeitet ähnlich wie eine Triode. Der Heizstrom steuert wie gewöhnlich den ma ximal verfügbaren Anodenstrom, der augenblickliche Anoden strom wird aber durch die Gitter-Kathoden-Spannung gesteuert. Dies erlaubt eine schnellere Anstiegszeit der Leistung der Röntgenröhre 1. Das zwischen der Kathode und der Anode vor handene elektrische Beschleunigungsfeld für die aus der Ka thode austretenden Elektronen ist dabei immer konstant, wo durch die Energie der Elektronen, welche auf die Anode tref fen, konstant ist. Auf diese Weise erhält man das Strahlen spektrum der Röntgenröhre 1.

Andere Teststudien, welche das Verfahren der vorliegenden Er findung verwenden, wurden mit einem Satz real gemessener Schwächungsdaten eines Patienten mit einem SOMATOM Plus 4 Computertomographen vorgenommen. Der Satz beinhaltet 26382 Projektionen über 25 Rotationen der Gantry um den Patienten. Das Computertomograph war wie folgt konfiguriert:
Rotationszeit der Gantry: 0,75 Sekunden
Hochspannung der Röntgenröhre: 120 kV
Röhrenstrom: 170 mA
Z Profil: SILM
Breite der Körperschicht des Patienten: 8 mm
Spirallänge: 122 mm
anatomische Region des Patienten: Mediastinum- Lunge

Das real gemessene Schwächungsprofil des gesamten Scans wurde verglichen mit dem vorhergesagten Schwächungsprofil der 26382 Projektionen unter Verwendung des linearen Verfahrens zweiter Ordnung zur Vorhersage mit dem Ergebnis, daß ein maximaler Fehler von nur 3,98% über den 26382 Projektionen auftrat. Dies zeigt die sehr gute Leistung des erfindungsgemäßen Ver fahrens. Darüber hinaus kann dieser Fehler durch die Wahl ei ner größeren Energiedichte ρ kompensiert werden.

Verglichen mit dem konventionellen Konzept der Modulation der Leistung einer Röntgenröhre weist das Verfahren der situati onsangepaßten Modulation der Leistung einer Röntgenröhre ge mäß der vorliegenden Erfindung drei entscheidende Vorteile auf:

- kein Pre- oder Scout-Scans,
- keine Fehler aufgrund der Voraussetzung, daß das Schwä chungsprofil für zwei aufeinanderfolgende Schichten iden tisch ist, und
- das erfindungsgemäße Verfahren arbeitet für alle gängigen Scan-Modes: Spiral-Scan, Sequenz-Scan, Rotations-Scan und sogar Tomogramm-Scan gleich gut.

Die zuvor erwähnten Scan-Modes sind dabei wie folgt defi niert:

a) Beim Spiral-Mode werden viele aufeinanderfolgende Schnittbilder eines Patienten erzeugt, wobei der Patient kontinuierlich entlang der z-Achse eines karthesischen Koordinatensystems bei langsamer Geschwindigkeit bewegt wird und die Gantry gleichzeitig um den Patienten ro tiert.
b) Beim Sequenz-Mode werden viele aufeinanderfolgende Schnittbilder eines Patienten gewonnen werden, wobei der Patient nach jeder kompletten Rotation der Gantry um den Patienten ein Stück in Richtung der Z-Achse bewegt wird.
c) Beim Rotations-Mode werden Transversalschnitte durch den Patienten P senkrecht zu der z-Achse gewonnen. Dabei ist der Patient P fest und die Gantry rotiert um mindestens 180° um die z-Achse, wobei viele aufeinanderfolgende Pro jektionen aufgenommen werden, um genügend Schwächungsda ten für die Rekonstruktion eines Bildes zu gewinnen.
d) Beim Tomogramm-Mode ist die Gantry stationär, d. h. die Röntgenröhre bleibt in der Regel in einer vertikalen oder horizontalen Position, und der Patientenlagerungstisch wird mit dem Patienten P kontinuierlich entlang der z- Achse durch den fächerförmigen stationären Röntgenstrahl bewegt. Die aufeinanderfolgenden Projektionen werden für die Rekonstruktion eines zweidimensionalen Bildes ähnlich dem klassischen Röntgenschattenbild verwendet, das die globale Transparenz des Körpers für Röntgenstrahlung re präsentiert.

Zu Beginn eines Scans, welcher gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren ausgeführt wird, sendet der Bildrechner 11 im übri gen ein Synchronisationssignal aus, das den Servo-Kontroller 6 anweist, den Prozeß der Vorhersage neu zu beginnen. Die In itialisierungsperiode des Prozesses der Vorhersage dauert da bei eine Zeit, welcher gleich der Zeit ist, welche notwendig ist, um die Anzahl der Projektionen auszuführen, welche für die Vorhersage erforderlich ist. Während der Initialisie rungsperiode verwendet der Servo-Kontroller 6 die Nominallei stung oder eine Vorhersage mit einer kürzeren Analysetiefe zur Modulation der Leistung der Röntgenröhre 1.

Claims

1. Verfahren zur situationsangepaßten Modulation der Leistung einer Röntgenröhre (1) eines Computertomographen zur Redu zierung der Röntgendosis eines Röntgenstrahlenbündels (2), welches einen Patienten (P) durchdringt und auf Röntgende tektoren (3) des Computertomographen während der Aufnahme von Projektionen von Körperschichten des Patienten (P) auf trifft, umfassend folgende Schritte, welche während der Aufnahme von Projektionen durchgeführt werden:

a) Ermittlung des Wertes der maximalen Schwächung der In tensität des Röntgenstrahlenbündels (2) pro Projektion aus mit den Röntgendetektoren (3) gemessenen Patienten projektionsdaten einer Projektion,
b) Speicherung des ermittelten Wertes,
c) Vorhersage des Wertes der maximalen Schwächung der In tensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion basierend auf wenigstens einem der gespei cherten Werte,
d) Ermittlung der Leistung der Röntgenröhre (1) für die nächste Projektion basierend auf dem entsprechend vor hergesagten Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion derart, daß die aufgrund der von den Röntgendetektoren (3) empfangenen Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) von den Röntgendetektoren (3) erzeugten, Patienten projektionsdaten entsprechenden Signale über dem Quan tenrauschen der Röntgendetektoren (3) liegen, und
e) Einstellung der Leistung der Röntgenröhre (1) für die nächste Projektion gemäß der ermittelten Leistung der Röntgenröhre (1).

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Vorhersage des Wertes der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion auf einem linearen Verfahren erster Ordnung basiert, wobei die Vorhersage des Wertes der maximalen Schwächung der nächsten Projektion die Ermittlung und Speicherung des Wertes der maximalen Schwächung der letzten Projektion umfaßt.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem das lineare Verfahren erster Ordnung charakterisiert ist durch die Gleichung
A_{max_pred}(t) A_{max_real}(t - 1),
wobei
A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwä chung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion, und
A_{max_real}(t - 1) der ermittelte und gespeicherte Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der vorausgegangenen Projektion ist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Vorhersage des Wertes der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion auf einem linearen Verfahren zweiter Ordnung basiert, wobei die Vorhersage des Wertes der maximalen Schwächung der nächsten Projektion die Ermittlung und Speicherung der Werte der maximalen Schwächung der letzten zwei Projektionen umfaßt.

5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem das lineare Verfahren zweiter Ordnung charakterisiert wird durch die Gleichung
A_{max_pred}(t) = 2A_{max_real}(t - 1) - A_{max_real}(t - 2),
wobei
A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion,
A_{max_real}(t - 1) der ermittelte und gespeicherte Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der vorausgegangenen Projektion, und
A_{max_real}(t - 2) der ermittelte und gespeicherte Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der vorletzten Projektion ist.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem die Ermittlung der Leistung der Röntgenröhre (1) auf dem vorher gesagten Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion, einer vorgebbaren Energiedichte (ρ) des Röntgenstrahlenbündels und einer vorgebbaren maximal zulässigen Leistung der Röntgen röhre (1) basiert.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem die Ermittlung der Leistung der Röntgenröhre (1) nach folgender Gleichung erfolgt:
P_est = (A_max__pred(t))^-1ρ
falls (P_est < P_max), dann gilt P_est = P_max
wobei
P_est die zu ermittelnde und einzustellende Leistung der Röntgenröhre (1),
P_max die maximal zulässige Leistung der Röntgenröhre (1) für eine Projektion,
ρ die Energiedichte, und
A_{max_pred}(t) der vorhergesagte Wert der maximalen Schwächung der Intensität des Röntgenstrahlenbündels (2) der nächsten Projektion ist.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem die mit einer Anode und Kathode versehene Röntgenröhre (1) eine zwischen der Kathode und Anode angeordnete spannungsgesteuerte Gitterelektrode (12) zur Einstellung der Leistung der Röntgenröhre (1) aufweist, wobei die Einstellung der Leistung der Röntgenröhre (1) auf der Steuerung einer zwischen der Gitterelektrode (12) und der Kathode anlegbaren Spannung beruht.