WO2014048748A1 - Automatische festlegung einer spektralen verteilung von röntgenstrahlung einer anzahl von röntgenquellen - Google Patents

Automatische festlegung einer spektralen verteilung von röntgenstrahlung einer anzahl von röntgenquellen Download PDF

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WO2014048748A1
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radiation
mes
computed tomography
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Thomas Allmendinger
Thomas Flohr
Bernhard Schmidt
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Siemens Aktiengesellschaft
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Definitions

  • the invention relates to a method for automatic determination of a spectral distribution of X-ray radiation of a number of x-ray sources for multi-energy operation, a method for operating a computed tomography system, a control device for operating a computed tomography system and a computed tomography system.
  • Computed tomography systems have proven useful in a variety of applications and are capable of producing desired image information for the particular application.
  • projection or imaging information which has been generated on the basis of a first spectral distribution of X-radiation and a different second spectral distribution is frequently used.
  • a spectral distribution is often referred to only briefly as "X-ray energy” or "hardness" of the X-ray radiation, since the average energy of the X-ray quanta results or changes with the spectral distribution.
  • the position of the energy maximum of the spectral distribution is given as the value of the X-ray energy.
  • the unit of measurement is typically a voltage, usually in kV.
  • One difficulty here is to select the first and second spectral distributions or energies of the X-ray radiation in such a way that image information desired for the respective application can be generated from the projection information.
  • the desired image information can be based on a specific medical task or question.
  • the task may be For this reason, bone structures are removed from the final CT image ("bone removal") so that contrast agent information from the finished CT image is removed (“virtual non-contrast"), that certain crystalline deposits in the tissue for gout detection in the final CT image (“Gout”) or that the extent of a pulmonary embolism can be analyzed (“Lung-Dual-Energy").
  • a method for automatically determining a spectral distribution of X-radiation according to claim 1, a method for operating a computed tomography system according to claim 6, a control device for operating a computed tomography system according to claim 10 and a computed tomography system according to claim 11.
  • a method is proposed for automatically determining a spectral distribution of X-ray radiation of a number of X-ray sources (ie at least one, preferably two or more, X-ray sources) of a computed tomography system.
  • start control parameters of an X-ray source are determined, which determine the dose and spectral distribution of X-ray radiation of this X-ray source.
  • the start control parameters can be determined in particular as a function of the desired image information mentioned at the outset, which necessitates, for example, a typical dose and a typical spectral distribution.
  • startup control parameters are set that allow for meaningful mapping of a subject of interest, such that reconstructions of image data for a particular area, such as e.g. the heart, the object of examination are possible.
  • the start control parameters may be start values of a radiation source voltage or acceleration voltage and a radiation source current or tube current of the x-ray tube.
  • the startup control parameters may be determined in relation to a normobject that meets certain predetermined anatomical requirements.
  • the start control parameters are formed by a type of normobject control parameter in which a picture quality which is optimal for the respective clinical application is achieved during a computed tomography recording of a norm object.
  • a standard object may typically be an object that corresponds to a so-called normal patient weighing 80kg.
  • an X-ray tube current of 210 mAs is needed at an acceleration voltage of 120 kV.
  • Another example would be a chest examination with the Normobj ect control parameters: acceleration voltage 120kV and tube current 160mA.
  • the values are based on historical experience and are typically used as a precursor. Positioning options in a computed tomography system given. In this way, for many organs or applications, suitable presets are known for a patient weighing 80kg. In addition, it is also conceivable that in determining the standard object control parameters, the body size or the gender of an examination object is taken into account. These start control parameters can, for example, be taken from a known table or database in which control parameters are stored for the relevant standard object in order to be able to generate specific desired image information with the aid of X-ray radiation.
  • an examination object-specific basic control parameter (specific to the examination object individually with respect to the examination object from which the X-ray image data is to be made) is determined, which is based on the expected attenuation of the X-radiation by the Un - Examination object is based.
  • the expected weakening can, for example, be determined automatically from a topogram.
  • a topogram is a quick preview of the examination object, on the basis of which the following computed tomography imaging is usually planned.
  • the expected weakening may however also be determined or estimated from other information about the examination subject, in particular image data from previous examinations. For example, a photograph with an optical camera could also be used for the estimation, wherein, for example, the estimation can be based on a determination of a cross section or diameter of an examination object.
  • the start control parameters known from the database or table are adapted to anatomical conditions of the individual examination object in order to ensure that the quality of the image information obtained is not inferior in relation to a recording to a standard object.
  • a start-up acceleration Tension and a starting tube current for a recording of the abdominal cavity of the examination object of the mentioned table are taken.
  • This starting tube current can then be adapted to the examination subject, for example, in order to determine the tube current as the examination parameter-specific basic control parameter.
  • the known method "CareDose4D" from Siemens can preferably be used for this purpose, thus ensuring that a meaningful computer tomographic image can be generated for the current examination object, which is also referred to below as the patient.
  • first target control parameters and second target control parameters for adjusting the spectral distribution of the X-radiation are determined in a subsequent multi-energy measurement on the examination subject.
  • the first and second target control parameters are also based on the expected attenuation of the X-ray radiation through the examination subject, i. they are created according to the examinations.
  • the inventors have recognized that the determination of the target control parameters is in particular easily possible if it is already ensured that a meaningful image information can be generated. This is made possible in the method according to the invention by taking into account in the method a basic control parameter which ensures the meaningful imaging specifically for the examination, i. E. the determination of the first and second target tax parameters is based on the subject of the investigation
  • first target control parameters and second target control parameters have been determined with the method according to the invention, these can be used in a method according to the invention for operating a computer tomography system.
  • the invention further relates to a control device for a computed tomography system which has a number of x-ray sources.
  • This control device comprises a
  • Interface for detecting the start control parameters of an X-ray source, which determine the dose and spectral distribution of X-rays.
  • the interface may, for example, be connected to the mentioned database or allow access to the likewise mentioned table.
  • the interface can capture input from an operator, so that the determination of the start control parameters can be carried out interactively.
  • control device has a dose determination unit, which is designed to determine, based on the start control parameters, an examining object-specific basic control parameter.
  • the dose determination unit takes into account the expected weakening of the X-ray radiation by the examination object, which, for example, can also be detected by the aforementioned interface.
  • the dose determination unit or the control unit has a separate interface for detecting the expected weakening.
  • control device is equipped with a control parameter determination unit which is designed to automatically determine first target control parameters and second target control parameters for setting a spectral distribution of the X-radiation in a subsequent multi-beam based on the expected attenuation of the X-radiation and the basic control parameter. Determine energy measurement at the examination object.
  • the control parameter determination unit can also be connected to one of the mentioned interfaces for detecting the expected attenuation of the X-ray radiation or can also have a suitable separate interface.
  • the invention comprises a computed tomography system with a number of x-ray sources and the control device according to the invention.
  • control device in particular the control parameter determination unit, the dose determination unit or the mentioned interfaces, can be implemented wholly or partly in the form of software modules in a processor, preferably an imaging system.
  • control unit, the control parameter determination unit, the dose determination unit or the mentioned interfaces can also be embodied as a hardware component, for example in the form of suitably structured ASICs or as software-supported hardware components.
  • a largely software implementation has the advantage that even previously used control units can be easily retrofitted by a software update in order to work in the manner according to the invention.
  • the invention therefore also encompasses a computer program, which is directly loadable in a processor of a programmable computing device, preferably a control device of a computer tomography system, with program code means for carrying out all the steps of the method according to the invention when the program is executed in the processor.
  • a plurality of radiation source voltages (also briefly referred to below without restriction of the generality of x-ray voltage or tube voltage), with which an x-ray source of the imaging system can be operated, based on the Grund Kunststoffparameters a radiation source current below briefly without limitation of the generality Rontgenstrom or Röhrenstrom called) assigned.
  • the various radiation source voltages that are adjustable and available in the computed tomography system may be in the form of a table or in the form of one or more voltage intervals. For example, they are determined so that a maximum energy of the X-ray radiation is not exceeded. The maximum energy of the X-ray radiation can be limited by the maximum available X-ray voltage. Typically, however, given statutory limits are observed, for example, so that an admissible radiation exposure of the patient is not exceeded.
  • the X-ray current assigned to a specific X-ray voltage is in each case determined to ensure that the Rontgenstrom is sufficiently large, so that in the acquisition of projection data with the selected Rontgenschreib despite the attenuation by the patient's body (given the thickness of the patient) sufficient signal arrives at the detector to be able to reconstruct meaningful image information.
  • the image quality may vary greatly depending on the application of the image data or depending on the field of application or clinical task.
  • the optimum image quality, depending on the application is determined, if necessary, by start control parameters for a standard object.
  • the examination object-specific basic control parameters are preferably determined such that the image quality achieved in a recording with basic control parameters of a patient to be imaged corresponds to the image quality of a recording of the standard object with start control parameters.
  • the image quality is described for example by a certain sharpness or so-called noise.
  • the basic control parameter that is to say, for example, a reference X-ray current which is adapted to the patient thickness and which is calculated for the starting X-ray voltage or Normobj ect X-ray voltage
  • the basic control parameter is included in the determination of the X-ray current assigned to an X-ray voltage.
  • several pairs of radiation source voltage and determined radiation source current on the one hand ensure that from the acquired projection data meaningful image information is reconstructed, and on the other hand, the hardness of the X-ray radiation does not exceed certain limits.
  • the radiation source current is preferably assigned to the radiation source voltage on the basis of a water column thickness, wherein the water column thickness is preferably derived or determined from the expected attenuation of the x-ray radiation. It can be determined from the topogram using known reference data of water, a thickness of a water column, which would cause a corresponding to the topogram attenuation of the X-ray radiation. That is, the expected attenuation of the X-ray radiation by the patient is converted into a water column thickness, so that the
  • target control parameters can then be determined, for example.
  • a pair of radiation source voltage and corresponding radiation source current are determined as the first target control parameters, wherein the radiation source voltage is minimal and at the same time the associated radiation source current does not exceed a system limit.
  • this system limit value is preferably defined as follows:
  • computer tomography systems specify maximum permitted radiation source currents at specific radiation source voltages which ensure that a patient is not irradiated with a dose that could lead to damage.
  • the system limit may also be set so that the computed tomography system and in particular the radiation source can be reliably operated. That The system threshold may also take into account that the components of the computed tomography system are not damaged.
  • the maximum radiation source current permitted with respect to the respective radiation source voltage then corresponds, for example, to the system limit value which is predetermined for the respective radiation source voltage.
  • the first target control parameter therefore, of all pairs of x-ray current and x-ray voltage in which the respective system limit value is not exceeded by the x-ray current, exactly the pair which has the lowest x-ray voltage is determined. This ensures, on the one hand, that the maximum dose that the patient experiences is within permissible limits and, on the other, that a meaningful full image information can be generated.
  • a radiation source is controlled such that the softest X-ray radiation (ie, which has the lowest hardness) is set, taking into account the mentioned boundary conditions, which permits meaningful image information, ie for which a determined corresponding radiation source current is permissible.
  • Also preferred as a second target control parameter are a pair of radiation source voltage and corresponding one
  • the system threshold may be a radiation source current given by the computed tomography system or external tables.
  • the pair of radiation source voltage and corresponding radiation source current is determined, which has the hardest X-ray spectrum with which a radiation source can be driven without exceeding a permissible dose and at which meaningful image information can be generated.
  • a separate system limit with respect to the radiation source current can be defined.
  • the pair of radiation source voltage and corresponding radiation source current may each be compared to pairs of radiation source voltage and an associated system limit.
  • the system limit value for a specific radiation source voltage can be determined as described above.
  • the first and second target parameters are selected in the manner described above, it is ensured that the hardest (highest energy) spectrum which produces meaningful image information and does not harm the patient or the tomography system is selected, and the softest spectrum, which also includes these boundary conditions Fulfills.
  • the range of radiation source voltages useful for the given examination object is optimally utilized, for example, to select a maximum distance between the two x-ray energies in a subsequent dual energy measurement. The greater the energy gap, the more clearly the energy-dependent effects in the images become apparent, so that corresponding image differences become more pronounced and the information associated with them can be better determined.
  • the opening of the detector is a so-called "detector collimating", which determines the aperture angle of the detector used with respect to incident X-radiation, but the opening of the detector may also relate to the definition of a number of the detector elements of an X-ray detector used which have a plurality of De
  • the operator of a computed tomography system usually has the option of selecting between different detector collimations or openings of the detector during the recording in order to detect negative effects the scattered radiation on the image quality as far as possible.
  • the scattered radiation which is accounted for by a single detector element, increases with the detector collimating or opening. Therefore, with high image quality requirements, lower collimations or openings of the detector tend to be recommended.
  • the quality of the images with regard to possible motion blur may also be dependent on the gantry rotation speed and the image quality may also be limited in that a specific correction method for the correction of scattered radiation effects is selected with the aid of the correction selection parameter.
  • the minimization of the scattered radiation effects can thus additionally be made dependent on expected image information in a further development of the invention.
  • expected image information is to be understood as meaning information with regard to the expected image data which is usually generated when a particular examination object or part of an examination subject is being acquired Type of examination object or how it is the clinical task, ie whether it is, for example, the acquisition of a thorax, the recording of a head or a specific organ, etc., and what type of Measurement (s) to be performed or which combined images (bone images and / or soft tissue images) ultimately to be generated in a dual energy method.
  • first and second target control parameters are determined, each fixed to a certain rotational speed, a certain Detektorollollimierung and a certain type of Correction method for scattered radiation are linked.
  • an optimal scan mode ie, setting of a preferably complete set of system control parameters to automatically control an imaging system for a particular expected image information when linking the first and second target control parameters to other system control parameters.
  • the invention can be used on various types of computer tomography systems.
  • the method can be used, for example, in a computer tomography system which is designed as a single-source system, that is, has only a single X-ray source.
  • a computer tomography system can be controlled such that the x-ray source is temporarily based on the first time during a measurement sequence, ie during the acquisition of projection data of an examination object located in a measurement space of the computer tomography system Target control parameters and temporarily operated based on the second target control parameters.
  • the X-ray source first performs half a revolution (plus the fan angle of the X-ray source) around the measurement space, while it is operated on the basis of the first target control parameters, for example projection data for a reconstruction of image data with a first X-ray energy and then perform another half revolution (plus the fan angle of the X-ray source) while operating based on the second target control parameters, to then acquire, for example, projection data for reconstruction of image data with a second X-ray energy.
  • the first target control parameters for example projection data for a reconstruction of image data with a first X-ray energy
  • another half revolution plus the fan angle of the X-ray source
  • the method described is not limited to computed tomography systems with a single X-ray source.
  • the number of X-ray sources in a development is preferably more than one, for example two, i. it is a dual-source system. It is then possible to operate a first x-ray source of the computed tomography system on the basis of the first target control parameter and a second x-ray source of the computed tomography system on the basis of the second target control parameter.
  • a (even multiple) switching between the first and second target control parameters for one or both of the X-ray sources is not excluded, in particular to perform a multi-energy measurement with more than two different X-ray energies.
  • FIG. 1 shows a flow chart for an embodiment of a
  • FIG. 2 shows a schematic illustration of an exemplary embodiment of a computed tomography system, which is designed for the automatic definition of the spectrum of a plurality of X-ray sources
  • FIG. 3 is a schematic detail view of a control parameter determination unit which automatically determines target control parameters for operating a number of x-ray sources.
  • FIG. 1 shows a method for determining the spectral distribution of X-radiation of a number of X-ray sources for dual energy operation of a computer tomography system.
  • start control parameters A NO RM, U NO RM of the X-ray sources are determined.
  • the start control parameters are starting values for control parameters that determine the dose of the emitted X-radiation and the spectrum of the emitted X-radiation.
  • the spectrum is usually determined by an acceleration voltage (X-ray voltage) between an electron source and a target.
  • the dose is given by a function of the x-ray voltage and a tube current of the x-ray tube.
  • the two-pillar of start X-ray voltage U NO RM and start tube current A NO RM thus forms the start control parameters A NO RM, U NO RM.
  • These start control parameters A NO RM, U NO RM are for a standard object or a Norm patients usually known and can for example be taken directly from a look-up table or database, if the type of the examination subject and / or the measurement task is known. Therefore, it may be sufficient to specify an expected image information P instead of the start control parameters, from which the start control parameters A NO RM, U NO RM or standard control parameters can be determined with the aid of the table.
  • an x-ray voltage U NO RM of 120 kV and a tube current of 120 mAS can be taken from the table for abdominal examination.
  • These standard control parameters ensure that sufficient projection data can be generated for a standard patient to produce the expected image information P.
  • a recording of the abdominal cavity with the help of a Computer tomography system can be done, which is operated with the standard control parameters A NORM , U NORM , when the patient corresponds to a standard patient.
  • the patient intended for examination deviates anatomically from the normed patient, so that it is unavoidable to establish or determine examination-specific property control parameters U PAT / A PAT which enable a computed tomographic image of the patient with the expected image information P. , This takes place within the scope of a further method step V B.
  • the determination of the examination-object-specific basic control parameters U PAT , A pat ie the patient-specific parameters tube current A PAT and tube voltage U PAT , takes place on the basis of the standard control parameters ANORM, UNORM.
  • topogram data T are taken into account and used to plan the subsequent X-ray examination.
  • the topogram data T reflects an expected attenuation of the X-radiation by the examination object or the patient. From the topogram T, for example, a water column thickness D can be determined, which corresponds to the thickness of a water phantom in the unit cm, which causes the same attenuation of X-radiation as the patient.
  • the examination-object-specific basic control parameters U PAT , A pat relate firstly to the operation of the computed tomography system with a computer tomography system. ner single acceleration voltage for an X-ray tube. This operation is also known as so-called single-energy operation. However, the present computed tomography system according to the invention has the possibility of a so-called multi-energy operation. That is, an X-ray tube is at least temporarily operated with a first acceleration voltage U MESI and a second acceleration voltage U MES2 during a measurement sequence. There are, as mentioned above, additional possibilities to obtain an expected image information P.
  • step V c configuration data OP of the computed tomography system are initially taken into account for this purpose.
  • the configuration data OP includes an indication of which tube voltages U SYS i, ... U SYSn an X-ray tube of the computed tomography system can be operated. This data is provided, for example, by a database or by the computed tomography system itself.
  • a suitable tube stream A SYS i, ⁇ ⁇ is also provided ⁇ determined. This can, for example, in
  • Form of a look-up table can be provided for the subsequent steps.
  • a SYSn is again taken into account the water column thickness D, which was determined on the basis of topogram data T.
  • the tube current A SYSI for the tube voltage U SYS i can be calculated as follows: U. 2 ' 3 ⁇ ⁇
  • ⁇ ⁇ ⁇ and ⁇ ⁇ attenuation coefficients which indicate how strong the X-ray radiation with a given
  • a SYSn can be determined, which allows the expected image information P to be generated.
  • a minimum tube voltage U MES i can now be determined whose associated tube current A MES1 specifies the maximum tube current A 0P i, A 0Pn for, for example, the configuration data OP of the imaging system does not exceed the respective acceleration voltage U MESI .
  • step D second target control parameters U MES2 / MES2 SO are determined so that the second tube voltage U MES2 is maximal, but the associated tube current A MES2 is the system limit value A OPI , ⁇ given by the configuration data OP with respect to the tube voltage U MES2 . ⁇ Do not exceed A 0Pn of the tube current.
  • first target control parameters U MESI , A MESI and second target control parameters U MES2 , A MES2 are defined, which have the maximum possible X-ray energy difference for the respective measurement task and the present examination object it is ensured that an expected image information P can be generated both with the first and the second target control parameters.
  • a MESI For example, if the first target control parameters U MESI , A MESI are used for setting the X-ray source for the acquisition of the projection data for the high-energy image data and the second target control parameters U MES2 , A MES2 for setting the X-ray source for the acquisition of the projection data for the low-energy image data Ultimately, it is ensured that a sufficiently good low-energy image and a high-energy image of the examination object with (under the given concrete conditions) the maximum possible energy difference are available for further processing.
  • the terms "low energy image” and "high energy image” are to be understood relative to each other, ie the high energy image is generated with harder X-rays than the low energy image.
  • further measures can contribute to improving the quality of the generated image data.
  • further system control parameters S are used, such.
  • these further control parameters S can likewise be adapted on the basis of the examination subject. This takes place in an optional step V E , which can also be carried out, for example, already when the water column thickness D or the topogram T or the expected image information P are known. That is, the optional step V E could also be executed after step V B or V c .
  • look-up table can be used to specify the further control parameters.
  • the scan mode i. Mode 1 or Mode 2 specifies the control parameters Detector Collimation (Det. Coll.), Rotation Speed of the Gantry (Red Speed) and Correction Selection Parameters (Cor.
  • a scan mode with other control parameters S, for example according to fashion 1 can be set.
  • the further control parameters S include a rotation speed of the gantry V RO T / which according to the above table is in mode 1 0.5 sec / U.
  • the further control parameters S include a detector collimating in which, for example, appropriate mode 1 in the above table simultaneous projection information from a layer of the examination subject using an X-ray detector with 64 detector elements can be detected, based on the finished image data, ie recalculated to the isocenter , the layer thickness is 0.6 mm.
  • the further control parameters S include a correction selection parameter CM, with which it can be determined in which way the correction of scattered radiation effects can take place.
  • CM correction selection parameter
  • Stray radiation has been defined as a correction selection parameter.
  • a type 1 scattered radiation correction for example, 40 extra sensors are used which, for example, are not suitable for the detection of an imaging reaction measurement signal. These extra sensors only serve to detect scattered radiation information based on the
  • the expected image information "Liver-VNC” means that information on a contrast medium saturation of the liver is excluded from the image data in a liver tomogram
  • the correction selection parameter "type 2" means that, for example, 32 detector elements already present on an X-ray detector are not arranged in the direct projection range of the X-ray radiation, can be used to provide scattered radiation information. to detect the scattered radiation effects from the tomogram.
  • the further control parameters S are particularly suitable for optimizing the influence of scattered radiation on the image quality, which is modified by the geometry and attenuation properties of the irradiated object.
  • different acceleration voltages are used for different expected image information, which in turn results in different scattered radiation.
  • the combination of the definition of this optimized parameter set from target control parameters A MES i, MES 2, UMESI, U M ES2 and further control parameters S for determining a fully automatic scan of an examination object thus enables both optimal adjustment of the X-ray sources of the computed tomography system with respect to the ti -Energy operation and at the same time based on these settings, the reduction or correction of stray radiation effects by specifying further control parameters S.
  • the optimal settings for the other control parameters S can for example be based on previously performed calibration measurements and thus in the form of a look-up Table as described above for other expected image information P such as the aforementioned "Gout” - or "Lung-Dual-Energy” measurements are provided.
  • the method automatically provides a combination of first target control parameters and second target control parameters, as well as corresponding collimations, which is optimal for a multi-energy capture.
  • FIG. 2 shows, roughly schematically, the structure of a computer tomography system 10 according to the invention.
  • the CT system 10 consists essentially of a conventional scanner in which a projection measurement data acquisition system with a detector (not shown) is mounted on a gantry. and an X-ray source 100 a , 100 b, which lies opposite the detector, circulates around a measuring space.
  • the illustrated example is a dual source computer tomography system 10 with two x-ray sources 100 a , 100 b arranged at 90 degrees to the gantry and each with an opposing detector.
  • a patient table also not shown
  • the upper part of which can be displaced with a patient 0 thereon relative to the scanner in order to be able to move the patient 0 relative to the projection acquisition data acquisition system through the measurement space.
  • the scanner and the patient table are controlled by a tomograph control device 200, from which control data 230 are sent via a conventional control interface 230 in order to control the tomograph in a known manner in accordance with one or more predetermined protocols.
  • the control data include, among others, the target control parameters A MES i ; U MES I , A MES2 , U MES2 for the X-ray sources 100 a , 100 b .
  • the x-ray source 100 a has an electron source 110 a , which emits electrons onto a target 120 a .
  • the X-ray source 100 a is operated with a tube current A MES i and an acceleration voltage U MES I and emits X-ray radiation Ri in the direction of an examination object 0.
  • the X-ray radiation Ri transmits through the examination object 0, so that projection data is obtained therefrom which reflects a weakening of the X-ray radiation Ri by the examination object O.
  • the second X-ray source 100b has an electron source 110b which is operated with a tube current A MES2 and emits electrons in the direction of a target 120b, which were accelerated with an acceleration voltage U MES2 .
  • an X-ray radiation R 2 is generated, which is emitted in the direction of the examination subject 0 and this also radiates through, so that projection data based on the radiation of the X-ray radiation R 2 can be generated.
  • the x-ray sources 100 a , 100 b can describe a helical trajectory, relative to a coordinate system defined fixedly with respect to the patient 0.
  • the detectors acquire projection measurement data, which are transferred to a measurement data interface (not shown for reasons of clarity) of the control device 200. These projection measurement data are then further processed in a reconstruction device.
  • the X-ray radiations R 1 and R 2 can look at their spectrum, that is to say their energy, and their intensity, so that the projection measurement data for the reconstruction of high-energy image data and for the reconstruction of low-energy image data of a dual can be used simultaneously with the two projection measurement data acquisition systems - Energy measurement can be generated.
  • the finished reconstructed computed tomographic image data (volume image data and / or sectional images) are then transferred to an output interface which then stores the image data, for example in a memory of the control device 200 and / or for output to a screen of a user interface of the control device 200.
  • the image data can be fed via the output interface into a network connection connected to the computed tomography system, for example a radiological information system (RIS) or another medical image processing system, such as PACS, or stored in bulk storage there or output to printers connected there ,
  • RIS radiological information system
  • PACS personal computer image processing system
  • the control device 200 also has the following components:
  • the patient-specific basic control parameters A PAT and U PAT are determined on the basis of the water column thickness D and the start control parameters A NORM , U NORM .
  • These data D, A NORM , U NORM are received by the dose determination unit 220 as well as the expected image information P, ie information about the examination subject type and the measurement tasks, and possibly topogram data T, which contain patient-specific or examination-object-specific attenuation information, via an interface 210 of the computed tomography system 10.
  • the dose determination unit 220 may operate based on, for example, the well-known CareDose4D algorithm.
  • the basic control parameter U PAT with respect to the tube voltage is equal to the standard control parameter U NORM .
  • the basic control parameter A PAT which corresponds to a patient-specific tube current A PAT , is transmitted to a control parameter determination unit 250, as described above first pair or two-tuple of target control parameters U MESI , A MESI determined and this transmitted using a control interface 230 respectively to the first X-ray source 100 a and a second pair or two-tuple of target control parameters U MES2 , A MES2 determined and this transmitted to a second X-ray source 100 b .
  • the one X-ray source 100 a with a high energy, determined by the voltage value U MESI the first target control parameters U MESI , A MESI , and the other X-ray source 100 b with a relatively lower energy, determined by the voltage value U MES2 of second target control parameters U MES2 , A MES2 operated.
  • the control device 200 shown schematically as a block may also be constructed of a plurality of functionally connected components arranged spatially spaced from each other could be.
  • the dose determination unit 220, the control parameter determination unit 250 and the interface 210 can be designed separately from the other components of the control unit 200, for example as a stand-alone module or in the form of software on a separate programmable computing device.
  • control parameter determination unit 250 has a
  • Optimization unit 260 on the basis of the patient-individual tube current A PAT and the patient-individual attenuation information, ie the topogram data T and a water column thickness D, the optimization performs.
  • the optimization performs.
  • two-tuples each consisting of possible acceleration voltages U SYS i,
  • UsYsn is calculated with corresponding tube currents A S YSI to A S Ys n , so that the expected image information P can be generated with the aid of the calculated tuples A SYS: L , U SYS i to A SYSn , U SYSn .
  • These data are transmitted to a correlation unit 270 which compares with configuration data OP of the imaging system, ie, a comparison with system current thresholds A 0P i, A 0Pn of the tube current given by the acceleration voltage imaging system, then first target control parameters U MESI , A MESI and second target control parameters U MES2 , A MES2 , as described with reference to FIG.
  • the expected image information P can also be transmitted to the optimization unit 260.
  • the optimization unit 260 can then determine further control parameters for each tuple U SYS i, A SYS i, for example the detector opening DC, the gantry rotation speed V ROT and a correction selection parameter CM, as also described with respect to FIG. which makes it possible to switch between different methods for scattered radiation correction.
  • the parameters determined in this way are then preferred to those shown in FIG. te control interface 230, so that the control interface 230 can provide all parameters that describe a so-called. Scan mode. This means that no additional intervention by the operator is necessary to determine an optimal scan mode.
  • control device or the computed tomography system are merely exemplary embodiments which can be modified by the person skilled in various ways without departing from the scope of the invention.
  • the method is also applicable to computed tomography systems with only one X-ray source.
  • the computer tomography system can also have, in addition to the two X-ray sources shown in FIG. 1, further X-ray sources in which the inventive method can then be used to ensure that the energy gaps between the X-ray energies of the different X-ray sources are optimized.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur automatischen Festlegung einer spektralen Verteilung der Röntgenstrahlung (R1, R2) einer Anzahl von Röntgenquellen (100a, 100b) eines Computertomographiesystems (10). Dabei werden zunächst Start-Steuerparameter (ANORM, UNORM) einer Röntgenquelle (100a, 100b) festgelegt werden, welche die Dosis und spektrale Verteilung von Röntgenstrahlung bestimmen. Basierend auf einer erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (R1, R2) durch ein Untersuchungsobjekt (O) wird dann ausgehend von den Start-Steuerparametern (ANORM, UNORM) ein untersuchungsobj ektspezifischer Grund-Steuerparameter (APAT) ermittelt. Anschließend werden basierend auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (R1, R2) durch das Untersuchungsobjekt (O) und dem Grund-Steuerparameter (APAT) erste Ziel-Steuerparameter (AMES1, UMES1) und zweite Ziel -Steuerparameter (AMES2, UMES2) zur Einstellung der spektralen Verteilung der Röntgenstrahlung (R1, R2) in einer nachfolgenden Multi -Energie-Messung an dem Untersuchungsobjekt (O) ermittelt. Außerdem werden ein Verfahren zum Betrieb eines Computertomographiesystems (10), eine hierfür geeignete Steuereinrichtung (200) für ein Computertomographiesystem (10) sowie ein Computertomographiesystem (10) mit einer solchen Steuereinrichtung (200) beschrieben.

Description

Beschreibung
Automatische Festlegung einer spektralen Verteilung von Röntgenstrahlung einer Anzahl von Röntgenquellen
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur automatischen Festlegung einer spektralen Verteilung von Röntgenstrahlung einer Anzahl von Röntgenquellen zum Multi-Energy-Betrieb, ein Verfahren zum Betrieb eines Computertomographiesystems, eine Steuereinrichtung zum Betrieb eines Computertomographiesystems und ein Computertomographiesystem.
Computertomographiesysteme haben sich bei einer Vielzahl von Anwendungen bewährt und sind in der Lage, für die jeweilige Anwendung eine gewünschte Bildinformation zu erzeugen. Zur Verbesserung der Qualität der Bildinformation und Erschließung neuer Anwendungen werden häufig Projektions- oder Abbildungsinformationen genutzt, die auf Basis einer ersten spektralen Verteilung von Röntgenstrahlung und einer dazu unter- schiedlichen zweiten spektralen Verteilung erzeugt wurden. Man spricht in diesem Zusammenhang von einer Dual -Energy- Messung oder auch Multi-Energy-Messung, wenn zwei oder mehr unterschiedliche spektrale Verteilungen verwendet werden. Eine spektrale Verteilung wird oft nur kurz als „Röntgenener- gie" oder „Härte" der Röntgenstrahlung bezeichnet, da sich ja mit der spektralen Verteilung die mittlere Energie der Rönt- genquanten ergibt bzw. ändert. Dabei wird als Wert der Rönt- genenergie in der Regel die Lage des Energiemaximums der spektralen Verteilung angegeben. Als Maßeinheit wird typi- scherweise eine Spannung, meist in kV, angegeben.
Eine Schwierigkeit dabei ist, die ersten und zweiten spektralen Verteilungen bzw. Energien der Röntgenstrahlung so zu wählen, dass eine für die jeweilige Anwendung gewünschte Bil- dinformation aus den Projektionsinformationen erzeugt werden kann. Beispielsweise kann der gewünschten Bildinformation eine bestimmte medizinischen Aufgabe oder Fragestellung zu Grunde liegen. Die Aufgabe kann beispielsweise darin beste- hen, dass Knochenstrukturen aus dem fertigen CT-Bild entfernt sind („Bone-removal") , dass Kontrastmittelinformationen aus dem fertigen CT-Bild entfernt sind („Virtual -Non-Contrast " ) , dass bestimmte kristalline Einlagerungen in Gewebe zu Gicht- erkennung im fertigen CT-Bild erkennbar sind („Gout") oder, dass das Ausmaß einer Lungenembolie analysiert werden kann („Lung-Dual-Energy") . Außerdem kann es - nicht nur im Multi- Energy-Betrieb - notwendig sein, die verwendeten spektralen Verteilungen auch an das Untersuchungsobjekt anzupassen, wenn beispielsweise bestimmte anatomische Merkmale des Untersuchungsobjekts bzw. Patienten dies erfordern.
Bereits für die Anpassung einer Röntgenenergie an die anatomischen Merkmale des Untersuchungsobjekts ist eine enorme Er- fahrung eines Bedieners des Bildgebungssystems notwendig, um optimale Steuerungsparameter zur Erzeugung der gewünschten Bildinformation zu ermitteln. Beispielsweise sind dazu Randbedingungen hinsichtlich der Strahlenbelastung des Patienten zu berücksichtigen. Deshalb ist eine Reihe von Verfahren be- kannt, welche die Anpassung der Betriebsparameter eines Computertomographiesystems automatisieren bzw. semiautomatisch unterstützen. Für Multi -Energy-CT-Aufnahmen ist diese Aufgabe dementsprechend schwieriger. Somit ist es eine Aufgabe der Erfindung, eine Möglichkeit anzugeben, die Einstellung von Betriebsparametern eines Computertomographiesystems zum Multi -Energy-Betrieb zu vereinfachen . Diese Aufgabe wird mit Hilfe eines Verfahrens zur automatischen Festlegung einer spektralen Verteilung von Röntgenstrahlung nach Anspruch 1, eines Verfahrens zum Betrieb eines Computertomographiesystems nach Anspruch 6, einer Steuereinrichtung zum Betrieb eines Computertomographiesystems nach Anspruch 10 und einem Computertomographiesystem nach Anspruch 11 gelöst. Erfindungsgemäß wird ein Verfahren zur automatischen Festlegung einer spektralen Verteilung von Röntgenstrahlung einer Anzahl von Röntgenquellen (d.h. mindestens eine, vorzugsweise zwei oder mehrere, Röntgenquellen) eines Computertomographie- Systems vorgeschlagen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden Start-Steuerparameter einer Röntgenquelle festgelegt, welche die Dosis und spektrale Verteilung von Röntgenstrahlung dieser Röntgenquel- le bestimmen. Die Start-Steuerparameter können insbesondere in Abhängigkeit von der eingangs erwähnten gewünschten Bildinformation festgelegt werden, die beispielsweise eine typische Dosis und eine typische spektrale Verteilung notwendig macht. Somit sind Start-Steuerparameter festgelegt, die eine sinnvolle Abbildung eines Untersuchungsobjekts ermöglichen, so dass Rekonstruktionen von Bilddaten für einen bestimmten Bereich, wie z.B. das Herz, des Untersuchungsobjekts möglich sind. Beispielsweise kann es sich bei den Start-Steuerparametern um Start-Werte einer Strahlungsquellenspannung bzw. Beschleunigungsspannung und eines Strahlungsquellenstromes bzw. Röhrenstroms der Röntgenröhre handeln.
Die Start-Steuerparameter können in Bezug auf ein Normobjekt festgelegt sein, welches bestimmte, vorgegebene anatomische Voraussetzungen erfüllt. Die Start-Steuerparameter werden in diesem Fall also durch eine Art Normobj ekt-Steuerparameter gebildet, bei denen bei einer Computertomographie-Aufnähme eines Normobjekts eine für den jeweiligen klinischen Anwendungsfall optimale Bildqualität erreicht wird. Ein Normobjekt kann typischerweise ein Objekt sein, welches einem sogenannten Normalpatienten mit einem Gewicht von 80kg entspricht. Z.B. es ist bekannt, dass für eine Abdomenuntersuchung für einen Normalpatienten ein Röhrenstrom einer Röntgenröhre von 210 mAs bei einer Beschleunigungsspannung von 120 kV benötigt wird. Ein weiteres Beispiel wäre eine Thoraxuntersuchung mit den Normobj ekt-Steuerparametern : Beschleunigungsspannung 120kV und Röhrenstrom 160 mAs. Die Werte ergeben sich aus der historischen Erfahrung und werden typischerweise als Vorein- Stellungsmöglichkeiten in einem Computertomographiesystem vorgegeben. In dieser Art sind für sehr viele Organe oder Anwendungen geeignete Voreinstellungsmöglichkeiten für einen Patienten mit einem Gewicht von 80kg bekannt. Darüber hinaus ist ebenfalls denkbar, dass bei der Festlegung der Normobjekt-Steuerparameter die Körpergröße oder auch das Geschlecht eines Untersuchungsobjekts berücksichtigt wird. Diese Start- Steuerparameter können beispielsweise einer bekannten Tabelle oder Datenbank entnommen werden, in der für das betreffende Normobjekt Steuerparameter hinterlegt sind, um bestimmte gewünschte Bildinformationen mit Hilfe von Röntgenstrahlung erzeugen zu können.
Weiterhin wird in dem erfindungsgemäßen Verfahren, ausgehend von den Start-Steuerparametern, ein untersuchungsobj ektspezi - fischer Grundsteuerparameter (untersuchungsobj ektspezifisch heißt individuell bezüglich des Untersuchungsobjekts, von dem die Röntgen-Bilddaten anzufertigen sind) ermittelt, der auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung durch das Un- tersuchungsobj ekt basiert. Die erwartete Schwächung kann beispielsweise automatisch aus einem Topogramm ermittelt werden. Ein Topogramm ist eine schnelle Voraufnahme des Untersuchungsobjekts, auf deren Basis in der Regel die nachfolgende computertomographische Bildgebung geplant wird. Die erwartete Schwächung kann aber eventuell auch aus anderen Informationen über das Untersuchungsobjekt, insbesondere Bilddaten aus vorherigen Untersuchungen, ermittelt oder abgeschätzt werden. Beispielsweise könnte auch einen Aufnahme mit einer optischen Kamera zur Abschätzung herangezogen werden, wobei beispiels- weise die Abschätzung auf einer Bestimmung eines Querschnitts bzw. Durchmessers eines Untersuchungsobjekts beruhen kann.
Dabei werden insbesondere die aus der Datenbank oder Tabelle bekannten Start-Steuerparameter an anatomische Gegebenheiten des individuellen Untersuchungsobjekts angepasst, um dafür zu sorgen, dass die Qualität der erhaltenen Bildinformation im Verhältnis zu einer Aufnahme an einen Normobjekt nicht schlechter ist. Z. B. könnte eine Start-Beschleunigungs- Spannung und ein Start-Röhrenstrom für eine Aufnahme des Bauchraumes des Untersuchungsobjekts der erwähnten Tabelle entnommen werden. Dieser Start-Röhrenstrom kann dann beispielsweise noch an das Untersuchungsobjekt angepasst werden, um den Röhrenstrom als untersuchungsobj ektspezifischen Grundsteuerparameter festzulegen. Bevorzugt kann dazu das bekannte Verfahren „CareDose4D" der Firma Siemens eingesetzt werden. Somit ist sichergestellt, dass für das gegenwärtige Untersuchungsobjekt, das im Folgenden auch als Patient bezeichnet wird, eine sinnvolle computertomographische Abbildung erzeugt werden kann.
Weiterhin werden in dem erfindungsgemäßen Verfahren erste Ziel -Steuerparameter und zweite Ziel -Steuerparameter zur Ein- Stellung der spektralen Verteilung der Röntgenstrahlung in einer nachfolgenden Multi -Energie-Messung an dem Untersuchungsobjekt ermittelt. Die ersten und zweiten Ziel-Steuerparameter basieren dabei ebenfalls auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung durch das Untersuchungsobjekt, d.h. sie werden untersuchungsobj ektspezifisch erstellt.
Die Erfinder haben dabei erkannt, dass die Ermittlung der Ziel -Steuerparameter insbesondere dann einfach möglich ist, wenn bereits sichergestellt ist, dass eine sinnvolle Bildin- formation erzeugt werden kann. Dies wird in dem erfindungsgemäßen Verfahren dadurch ermöglicht, dass ein Grundsteuerparameter, der die sinnvolle Bildgebung untersuchungsobj ektspezi - fisch sicherstellt, in dem Verfahren berücksichtigt wird, d.h. die Ermittlung der ersten und zweiten Zielsteuerparame- ter erfolgt auf Basis des untersuchungsobj ektspezifischen
Grundsteuerparameters, also beispielsweise des untersuchungsobj ektobj ektspezifischen Röhrenstroms .
Wenn mit dem erfindungsgemäßen Verfahren erste Ziel-Steuer- parameter und zweite Ziel -Steuerparameter ermittelt worden sind, können diese in einem erfindungsgemäßen Verfahren zum Betrieb eines Computertomographiesystems eingesetzt werden. Die Erfindung betrifft ferner eine Steuereinrichtung für ein Computertomographiesystem, welches eine Anzahl von Röntgenquellen aufweist. Diese Steuereinrichtung umfasst eine
Schnittstelle zur Erfassung der Start-Steuerparameter einer Röntgenquelle, welche die Dosis und spektrale Verteilung von Röntgenstrahlung bestimmen. Die Schnittstelle kann beispielsweise mit der erwähnten Datenbank verbunden sein oder den Zugriff auf die ebenfalls erwähnte Tabelle ermöglichen. Darüber hinaus ist ferner auch denkbar, dass die Schnittstelle Einga- ben eines Bedieners erfassen kann, sodass interaktiv die Festlegung der Start-Steuerparameter erfolgen kann.
Weiterhin weist die Steuereinrichtung eine Dosisermittlungseinheit auf, die dazu ausgebildet ist, ausgehend von den Start-Steuerparametern, einen untersuchungsobj ektspezifischen Grundsteuerparameter zu ermitteln. Die Dosisermittlungseinheit berücksichtigt dabei die zu erwartende Schwächung der Röntgenstrahlung durch das Untersuchungsobjekt, die beispielsweise ebenfalls durch die zuvor genannte Schnittstelle erfasst werden kann.
Alternativ ist auch denkbar, dass die Dosisermittlungseinheit bzw. die Steuereinheit eine separate Schnittstelle zur Erfassung der zu erwartenden Schwächung aufweist.
Ferner ist die Steuereinrichtung mit einer Steuerparameter- Ermittlungseinheit ausgestattet, welche dazu ausgebildet ist, basierend auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung und dem Grundsteuerparameter automatisch erste Ziel-Steuer- parameter und zweite Ziel -Steuerparameter zur Einstellung einer spektralen Verteilung der Röntgenstrahlung in einer nachfolgenden Multi -Energie-Messung an dem Untersuchungsobjekt zu ermitteln. Auch die Steuerparameter-Ermittlungseinheit kann mit einer der erwähnten Schnittstellen zur Erfassung der er- warteten Schwächung der Röntgenstrahlung verbunden sein oder auch eine geeignete separate Schnittstelle aufweisen. Darüber hinaus umfasst die Erfindung ein Computertomographie- System mit einer Anzahl von Röntgenquellen und der erfindungsgemäßen Steuereinrichtung. Ein Großteil der Komponenten der Steuereinrichtung, insbesondere die Steuerparameter-Ermittlungseinheit, die Dosisermittlungseinheit oder die erwähnten Schnittstellen, können ganz oder teilweise in Form von Softwaremodulen in einem Prozessor, bevorzugt eines Bildgebungssystems , realisiert werden. Ebenso können die Steuereinheit, die Steuerparameter-Ermittlungseinheit, die Dosisermittlungseinheit oder die erwähnten Schnittstellen aber auch als Hardwarekomponente ausgebildet sein, beispielsweise in Form von geeignet aufgebauten ASICs, oder als durch Software unterstützte Hardwarekomponenten. Ei- ne weitgehend softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Steuereinheiten auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Die Erfindung umfasst daher auch ein Computerprogramm, welches di- rekt in einem Prozessor einer programmierbaren Recheneinrichtung, bevorzugt einer Steuereinrichtung eines Computertomographiesystems, ladbar ist, mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in dem Prozessor ausgeführt wird.
Weitere, besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen sowie der nachfolgenden Beschreibung, wobei die unabhängigen Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
Zum Erhalt der Zielsteuerparameter wird vorzugsweise mehreren Strahlungsquellenspannungen (im Folgenden auch kurz ohne Be- schränkung der Allgemeinheit Röntgenspannung oder Röhrenspannung genannt) , mit denen eine Röntgenquelle des Bildgebungssystems betrieben werden kann, jeweils auf Basis des Grundsteuerparameters ein Strahlungsquellenstrom im Folgenden auch kurz ohne Beschränkung der Allgemeinheit Rontgenstrom oder Röhrenstrom genannt) zugeordnet . Die verschiedenen in dem Computertomographiesystem einstellbaren und verfügbaren Strahlungsquellenspannungen können in Form einer Tabelle oder in Form von ein oder mehreren Spannungsintervallen vorgegeben sein. Sie sind beispielsweise so festgelegt, dass eine maximale Energie der Röntgenstrahlung nicht überschritten wird. Dabei kann die maximale Energie der Röntgenstrahlung durch die maximale verfügbare Rontgenspannung begrenzt sein. Typi- scherweise werden aber vorgegebene beispielsweise gesetzliche Grenzwerte beachtet, so dass eine zulässige Strahlenbelastung des Patienten nicht überschritten wird.
Der einer bestimmten Rontgenspannung zugeordnete Rontgenstrom wird dabei jeweils so ermittelt, dass sichergestellt wird, dass der Rontgenstrom ausreichend groß ist, so dass bei der Akquisition von Projektionsdaten mit der ausgewählten Rontgenspannung trotz der Abschwächung durch den Körper des Patienten (bei der gegebenen Dicke des Patienten) noch ausrei- chend Signal am Detektor ankommt, um sinnvolle Bildinformation rekonstruieren zu können. Dabei darf die Bildqualität je nach Anwendung der Bilddaten bzw. je nach Einsatzgebiet oder klinischer Aufgabenstellung stark schwanken. Die je nach Anwendungsfall optimale Bildqualität wird gegebenenfalls durch Start-Steuerparameter für ein Normobjekt bestimmt. Die unter- suchungsobj ektspezifischen Grundsteuerparameter sind bevorzugt so bestimmt, dass die Bildqualität, die bei einer Aufnahme mit Grundsteuerparametern eines abzubildenden Patienten erzielt wird, der Bildqualität einer Aufnahme des Normobjekts mit Start-Steuerparametern entspricht. Die Bildqualität wird dabei beispielsweise durch eine bestimmte Schärfe bzw. sogenanntes Rauschen beschrieben. Um dies sicherzustellen, wird der Grundsteuerparameter (also beispielsweise ein an die Patientendicke angepasster Referenz -Rontgenstrom, welcher für die Start-Rontgenspannung bzw. Normobj ekt-Rontgenspannung berechnet wird) in die Ermittlung des einer Rontgenspannung zugeordneten Röntgenstroms einbezogen. Auf diese Weise werden jeweils mehrere Paare aus Strahlungsquellenspannung und zuge- ordnetem Strahlungsquellenstrom ermittelt, die einerseits sicherstellen, dass aus den akquirierten Projektionsdaten eine sinnvolle Bildinformation rekonstruierbar ist, und andererseits die Härte der Röntgenstrahlung bestimmte Grenzen nicht überschreitet.
In einem alternativen Beispiel kann auf die Ermittlung der Paare verzichtet werden und lediglich eine funktionelle Beschreibung gegeben sein, mit deren Hilfe die Paare ermittel - bar sind. So gilt z.B. näherungsweise folgende Formel um Röhrenstrom und Beschleunigungsspannung so einzustellen, dass etwa gleich starkes Bildrauschen erzielt wird, wobei Elektronik-Rauschen oder auch das genaue Spektrum der Röntgenquelle ignoriert werden: U2'4 · A = CONST . Dabei ist U die Strahlungs- quellenspannung und A der Strahlungsquellenstrom. Mit dieser Formel kann nun ausgehend einem gegebenen Strom - Spannungs- paar, mit dessen Hilfe der Wert CONST festgelegt ist, eine funktionelle Beschreibung jedes beliebigen anderen Paares nährungsweise gegeben werden. Eine exakte Umrechnung bzw. au- tomatische funktionelle Beschreibung kann beispielsweise mit dem auf CareDose4D aufbauenden Produkt CareKV von Siemens erreicht werden.
Bevorzugt wird der Strahlungsquellenstrom der Strahlungsquel - lenspannung auf Basis einer Wassersäulendicke zugeordnet, wobei die Wassersäulendicke bevorzugt aus der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung abgeleitet bzw. ermittelt wird. Dabei kann aus dem Topogramm unter Nutzung von bekannten Referenzdaten von Wasser eine Dicke einer Wassersäule ermittelt werden, die eine zu dem Topogramm korrespondierende Schwächung der Röntgenstrahlung bedingen würde. Das heißt, die erwartete Schwächung der Röntgenstrahlung durch den Patienten wird in eine Wassersäulendicke umgerechnet, so dass die
Schwächung durch den Patienten der Schwächung durch ein Was- serphantom mit einer solchen Wassersäulendicke entspricht. Auf Basis der Paare von Strahlungsquellenspannungen und zugeordneten Strahlungsquellenströmen, können dann beispielsweise Ziel -Steuerparameter ermittelt werden. In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung werden als erste Ziel-Steuerparameter ein Paar aus Strahlungsquellenspannung und korrespondierendem Strahlungsquellenstrom ermittelt, bei dem die Strahlungsquellenspannung minimal ist und bei dem gleichzeitig der zugeordnete Strahlungsquellenstrom einen Systemgrenzwert nicht überschreitet.
Dieser Systemgrenzwert ist dabei bevorzugt wie folgt festgelegt: Typischerweise sind in Computertomographiesystemen zu bestimmten Strahlungsquellenspannungen jeweils maximal er- laubte Strahlungsquellenströme vorgegeben, die sicherstellen, dass ein Patient nicht mit einer Dosis bestrahlt wird, die zu Schädigungen führen könnte. Darüber hinaus kann der Systemgrenzwert auch so festgelegt sein, dass das Computertomographiesystem und insbesondere die Strahlungsquelle zuverlässig betrieben werden kann. D.h. in dem Systemgrenzwert kann auch berücksichtigt sein, dass die Komponenten des Computertomographiesystems keinen Schaden nehmen. Der bezüglich der jeweiligen Strahlungsquellenspannung erlaubte maximale Strahlungsquellenstrom entspricht dann beispielsweise dem System- grenzwert, der für die jeweilige Strahlungsquellenspannung vorgegeben ist. Somit kann ähnlich einer Look-Up-Tabelle jeweils für alle ermittelten Paare von Strahlungsquellenspannung und korrespondierendem Strahlungsquellenstrom festgestellt werden, ob der Strahlungsquellenstrom den jeweiligen vorgegebenen Systemgrenzwert nicht überschreitet.
Als erste Ziel-Steuerparameter wird also von allen Paaren von Röntgenstrom und Röntgenspannung, bei welchem der jeweilige Systemgrenzwert durch den Röntgenstrom nicht überschritten wird, genau das Paar ermittelt, welches die niedrigste Röntgenspannung aufweist. Somit wird einerseits sichergestellt, dass die Maximaldosis, die der Patient erfährt, innerhalb zulässiger Grenzwerte liegt und andererseits, dass eine sinn- volle Bildinformation erzeugt werden kann. Dabei wird eine Strahlungsquelle so angesteuert, dass die unter Berücksichtigung der genannten Randbedingungen weichste Röntgenstrahlung (d.h. welche die geringste Härte aufweist) eingestellt wird, die eine sinnvolle Bildinformation erlaubt, d.h. für die ein ermittelter korrespondierender Strahlungsquellenstrom zulässig ist.
Bevorzugt werden außerdem als zweite Ziel -Steuerparameter ein Paar aus Strahlungsquellenspannung und korrespondierendem
Strahlungsquellenstrom ermittelt, bei dem der korrespondierende Strahlungsquellenstrom einen Systemgrenzwert nicht überschreitet und dabei gleichzeitig die Strahlungsquellenspannung maximal ist. Der Systemgrenzwert kann wiederum ein durch das Computertomographiesystem oder externe Tabellen vorgegebener Strahlungsquellenstrom sein. Somit werden als zweite Zielsteuerparameter das Paar aus Strahlungsquellenspannung und korrespondierendem Strahlungsquellenstrom ermittelt, welches das härteste Röntgenspektrum aufweist, mit dem eine Strahlungsquelle angesteuert werden kann, ohne dass eine zulässige Dosis überschritten wird und bei dem eine sinnvolle Bildinformation erzeugt werden kann.
Für jede Strahlungsquellenspannung kann ein eigener System- grenzwert bezüglich des Strahlungsquellenstroms definiert sein. In diesem Fall kann das Paar aus Strahlungsquellenspannung und korrespondierendem Strahlungsquellenstrom jeweils mit Paaren aus Strahlungsquellenspannung und einem zugeordneten Systemgrenzwert verglichen werden. Dabei kann der System- grenzwert für eine bestimmte Strahlungsquellenspannung wie oben beschrieben festgelegt werden.
Werden die ersten und zweiten Zielparameter in der zuvor beschriebenen Weise ausgewählt, wird sichergestellt, dass das härteste (energiereichste) Spektrum, welches eine sinnvolle Bildinformation erzeugt und den Patienten oder auch das Tomographiesystem nicht schädigt, ausgewählt wird und das weichste Spektrum, welches diese Randbedingungen ebenfalls erfüllt. Somit wird der Bereich der bei dem gegebenen Untersuchungsobjekt sinnvoll anwendbaren Strahlungsquellenspannungen optimal ausgenutzt, um z.B. bei einer nachfolgenden Dual -Energy- Messung einen maximalen Abstand der beiden Röntgenenergien zu wählen. Je größer der Energieabstand ist, um so deutlicher treten nämlich die energieabhängigen Effekte in den Bildern zu Tage, so dass dementsprechende die Bildunterschiede deutlicher hervortreten und sich die damit verbundenen Informationen besser ermitteln lassen.
Somit kann mittels der Erfindung für vielfältige Anwendungen eine Verbesserung der Bildqualität bei Multi-Energy- Aufnahmen, insbesondere Dual -Energy-Aufnahmen, erreicht werden .
Ferner kann in einer Weiterbildung des Verfahrens zum Betrieb eines Computertomographiesystems, basierend auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung durch ein Untersuchungs- objekt und einer erwarteten Bildinformation, wenigstens ein weiterer Systemsteuerparameter der Gruppe
- Öffnung eines Detektors für Röntgenstrahlung des Computertomographiesystems ,
- Gantry-Umdrehungsgeschwindigkeit um eine Systemachse des Computertomographiesystems, und
- Korrekturauswahlparameter zur Auswahl eines Korrekturverfahrens für die Korrektur von Streustrahlungseffekten der Röntgenstrahlung, festgelegt werden.
Bei der Öffnung des Detektors handelt es sich insbesondere um eine sogenannte „Detektorkollimierung" , die den Öffnungswinkel des verwendeten Detektors gegenüber einfallender Röntgenstrahlung vorgibt. Die Öffnung des Detektors kann aber auch die Festlegung einer Anzahl der verwendeten Detektorelemente eines Röntgendetektors betreffen, der eine Vielzahl von De- tektorelementen aufweist. Üblicherweise hat der Bediener eines Computertomographiesystems nämlich die Möglichkeit, bei der Aufnahme zwischen verschiedenen Detektorkollimierungen bzw. Öffnungen des Detektors zu wählen, um negative Effekte der Streustrahlung auf die Bildqualität so weit wie möglich auszuräumen. Zum einen nimmt die Streustrahlung, die auf ein einzelnes Detektorelement entfällt, mit der Detektorkollimie- rung bzw. Öffnung zu. Daher werden bei hohen Anforderungen an die Bildqualität tendenziell eher geringere Kollimierungen bzw. Öffnungen des Detektors empfohlen.
Ferner kann die Qualität der Bilder in Bezug auf etwaige Be- wegungsunschärfe auch von der Gantry-Umdrehungsgeschwindig- keit abhängig und die Bildqualität auch wiederum auch dadurch begrenzt sein, dass ein bestimmtes Korrekturverfahren zur Korrektur von Streustrahlungseffekten mit Hilfe des Korrekturauswahlparameters ausgewählt wird. Neben der Festlegung der ersten und zweiten Ziel -Steuerparameter kann also in einer Weiterbildung der Erfindung, die Minimierung der Streustrahlungseffekte zusätzlich von einer erwarteten Bildinformation abhängig gemacht werden. Unter einer „erwarteten Bildinformation" sind dabei im Sinne der vorlie- genden Erfindung Informationen bezüglich der erwarteten Bilddaten zu verstehen, die bei einer Aufnahme eines bestimmten Untersuchungsobjekts oder Teils eines Untersuchungsobjekts üblicherweise erzeugt werden. Die erwarteten Bildinformation hängen also davon ab, um was für eine Typ von Untersuchungs- Objekt es sich handelt bzw. wie die Messaufgabe (der „clini- cal task") ist, d.h. ob es sich beispielsweise um die Aufnahme eines Brustkorbs handelt, die Aufnahme eines Kopfes oder eines bestimmten Organs etc. und welche Art von Messung (en) durchgeführt werden soll bzw. welche kombinierten Bilder (Knochenbilder und/oder Weichteilbilder) letztlich bei einem Dual -Energy-Verfahren erzeugt werden sollen. Dabei können beispielsweise in Form einer Look-Up-Tabelle für die erwartete Bildinformation und die erwartete Schwächung der Röntgenstrahlung bzw. Wassersäulendicke erste und zweite Ziel- Steuerparameter ermittelt werden, die dann jeweils fest mit einer bestimmten Rotationsgeschwindigkeit, einer bestimmten Detektorkollimierung und einer bestimmten Art des Korrekturverfahrens für Streustrahlung verknüpft sind. Somit ergibt sich ein optimaler Scan-Mode, d. h. eine Einstellung eines bevorzugt vollständigen Satzes von Systemsteuerparametern zur automatischen Steuerung eines Bildgebungssystems für eine bestimmte erwartete Bildinformation, wenn die ersten und zwei- ten Ziel -Steuerparameter mit weiteren Systemsteuerparametern verknüpft werden .
Somit entfällt die Notwendigkeit, diese genannten Systemsteuerparameter durch einen Bediener auszuwählen, so dass eine optimale Bildqualität beispielsweise durch Verwendung des optimalen Scan-Mode für die Ermittlung der erwarteten Bildinformation sichergestellt werden kann.
Die Erfindung kann an verschiedenen Typen von Computertomo- graphiesystemen genutzt werden.
Das Verfahren kann beispielsweise bei einem Computertomographiesystem genutzt werden, das als Single-Source-System ausgelegt ist, d. h. lediglich eine einzige Röntgenquelle auf- weist. Zur Durchführung einer Dual -Energy-Messung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren kann ein solches Computertomographiesystem so gesteuert werden, dass die Röntgenquelle während einer Messsequenz, d. h. während der Erfassung von Projektionsdaten eines sich in einem Messraum des Computertomo- graphiesystems befindlichen Untersuchungsobjekts, zeitweise auf Basis der ersten Ziel-Steuerparameter und zeitweise auf Basis der zweiten Ziel-Steuerparameter betrieben wird. Beispielsweise ist es denkbar, dass die Röntgenquelle zuerst einen halben Umlauf (zuzüglich des Fächerwinkels der Röntgen- quelle) um den Messraum durchführt, während sie auf Basis der ersten Ziel-Steuerparameter betrieben wird, um z.B. Projektionsdaten für eine Rekonstruktion von Bilddaten mit einer ersten Röntgenenergie zu akquirieren, und dann einen weiteren halben Umlauf (zuzüglich des Fächerwinkels der Röntgenquelle) durchführt, während sie auf Basis der zweiten Ziel-Steuerparameter betrieben wird, um dann z.B. Projektionsdaten für eine Rekonstruktion von Bilddaten mit einer zweiten Röntgenenergie zu akquirieren. Alternativ kann während eines (mehr- fachen) Umlaufs auch ein mehrmaliges schnelles Umschalten zwischen dem Betrieb der Röntgenquelle auf Basis der ersten Ziel -Steuerparameter und dem Betrieb der Röntgenquelle auf Basis der zweiten Ziel-Steuerparameter erfolgen, um so „quasi parallel" Projektionsdaten für eine Rekonstruktion von Bilddaten mit der ersten und zweiten Röntgenenergie zu akquirie- ren .
Jedoch ist das beschriebene Verfahren nicht auf Computertomo- graphiesysteme mit einer einzelnen Röntgenquelle beschränkt. Die Anzahl der Röntgenquellen beträgt in einer Weiterbildung bevorzugt mehr als eins, beispielsweise zwei, d.h. es handelt sich um ein Dual -Source-System . Es kann dann eine erste Röntgenquelle des Computertomographiesystems auf Basis der ersten Ziel -Steuerparameter und eine zweite Röntgenquelle des Computertomographiesystems auf Basis der zweiten Ziel-Steuerparameter betrieben werden. Dabei ist natürlich ein (auch mehrmaliges) Umschalten zwischen den ersten und zweiten Ziel- Steuerparametern für eine oder beide der Röntgenquellen nicht ausgeschlossen, um insbesondere eine Multi -Energy-Messung mit mehr als zwei verschiedenen Röntgenenergien durchzuführen.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Dabei sind in den verschiedenen Figuren gleiche Komponenten mit identischen Bezugsziffern versehen. Es zeigen:
Figur 1 ein Flussdiagramm für ein Ausführungsbeispiel eines
Verfahrens zur Festlegung der spektralen Verteilung von Röntgenstrahlung einer Anzahl von Röntgenquellen,
Figur 2 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiel eines Computertomographiesystems, das zur auto- matischen Festlegung des Spektrums mehrerer Röntgenquellen ausgebildet ist, und Figur 3 eine schematische Detailansicht einer Steuerparameter-Ermittlungseinheit, welche Ziel-Steuerparameter zum Betrieb einer Anzahl von Röntgenquellen automatisch ermittelt.
Figur 1 zeigt ein Verfahren zur Festlegung der spektralen Verteilung von Röntgenstrahlung einer Anzahl von Röntgenquellen zum Dual -Energy-Betrieb eines Computertomographiesystems. Dabei werden in einem anfänglichen Schritt VA auf Basis einer erwarteten Bildinformation, d.h. basierend auf Informationen über den Typ des Untersuchungsobjekt bzw. die Messaufgabe, Start -Steuerparameter ANORM , UNORM der Röntgenquellen festgelegt. Bei den Start-Steuerparameter handelt es sich um Startwerte für Steuerparameter, die die Dosis der abgegebenen Röntgenstrahlung und das Spektrum der abgegebenen Röntgenstrahlung bestimmen. Bei einer Röntgenröhre wird das Spektrum in der Regel durch eine Beschleunigungsspannung (Röntgenspan- nung) zwischen einer Elektronenquelle und einem Target bestimmt. Die Dosis ist durch eine Funktion der Röntgenspannung und einem Röhrenstrom der Röntgenröhre gegeben. Das Zweiertu- pel aus Start -Röntgenspannung UNORM und Start -Röhrenstrom ANORM bildet also die Start-Steuerparameter ANORM , UNORM · Diese Start- Steuerparameter ANORM , UNORM sind für ein Normobjekt bzw. einen Normpatienten in der Regel bekannt und können beispielsweise direkt aus einer Look-Up-Tabelle bzw. Datenbank entnommen werden, wenn der Typ des Untersuchungsobjekts und/oder die Messaufgabe bekannt ist. Deshalb kann es ausreichen, an Stelle der Start-Steuerparameter wahlweise eine erwartete Bildinformation P vorzugeben, aus welcher die Start-Steuerparameter ANORM , UNORM bzw. Norm-Steuerparameter mit Hilfe der Tabelle bestimmt werden können. Beispielsweise kann für einen Normpatienten, der ein Gewicht von 80 kg aufweist, für eine Abdomenuntersuchung eine Röntgenspannung UNORM von 120 kV und ein Röhrenstrom von 120 mAS der Tabelle entnommen werden. Diese Norm-Steuerparameter stellen sicher, dass für einen Normpatienten ausreichend Projektionsdaten erzeugt werden können, um die erwartete Bildinformation P zu erzeugen. Das heißt, dass in diesem Fall eine Aufnahme des Bauchraums mit Hilfe eines Computertomographiesystems erfolgen kann, welches mit den Norm-Steuerparameter ANORM, UNORM betrieben wird, wenn der Patient einem Normpatienten entspricht. In der Regel weicht der zur Untersuchung vorgesehene Patient jedoch anatomisch von dem Normpatienten ab, so dass es unumgänglich ist, untersuchungsobj ektspezifische Grundsteuerparameter UPAT / APAT festzulegen bzw. zu ermitteln, die eine compu- tertomographische Abbildung des Patienten mit der erwarteten Bildinformation P ermöglichen. Dies erfolgt im Rahmen eines weiteren Verfahrensschritt VB. Die Ermittlung der untersuchungsobj ektspezifischen Grundsteuerparameter UPAT , Apat, d. h. der patientenindividuellen Parameter Röhrenstrom APAT und Röhrenspannung UPAT, erfolgt auf Basis der Norm-Steuerparameter ANORM , UNORM ·
Zusätzlich werden Topogrammdaten T berücksichtigt und zur Planung der nachfolgenden Röntgenuntersuchung herangezogen. Die Topogrammdaten T geben eine erwartete Schwächung der Röntgenstrahlung durch das Untersuchungsobjekt bzw. den Patienten wieder. Aus dem Topogramm T kann beispielsweise eine Wassersäulendicke D ermittelt werden, die der Dicke eines Wasserphantoms in der Einheit cm entspricht, welches die gleiche Schwächung von Röntgenstrahlung hervorruft wie der Patient. Aus dem Dreiertupel, bestehend aus den Start- Steuerparametern ANORM , UNORM und der Wassersäulendicke D können dann beispielsweise mit einem bekannten Verfahren wie dem genannten „CareDose4D" untersuchungsobj ektspezifische Grundsteuerparameter UPAT , APAT berechnet werden, die eine patien- tenindividuelle Röhrenspannung UPAT und einen patientenindividuellen Röhrenstrom ΑΡΑτ vorgeben. Das heißt, die Grundsteuerparameter UPAT / APAT legen nunmehr eine Dosis bzgl . der Röntgenstrahlung und ein verwendetes Spektrum der Röntgenstrahlung fest, welche es ermöglichen, für den zu untersuchenden Patienten die erwartete Bildinformation P mit Hilfe des Computertomographiesystems zu erzeugen. Die untersuchungsobj ektspezifischen Grundsteuerparameter UPAT , Apat beziehen sich zunächst auf den Betrieb des Computertomographiesystems mit ei- ner einzelnen Beschleunigungsspannung für eine Röntgenröhre. Dieser Betrieb ist auch als sog. Single-Energy-Betrieb bekannt . Das vorliegende erfindungsgemäße Computertomographiesystem weist jedoch die Möglichkeit zu einem sog. Multi -Energy- Betrieb auf. Das heißt, eine Röntgenröhre wird wenigstens zeitweise mit einer ersten Beschleunigungsspannung UMESI und einer zweiten Beschleunigungsspannung UMES2 während einer Messsequenz betrieben. Damit bestehen, wie eingangs erwähnt, zusätzliche Möglichkeiten, eine erwartete Bildinformation P zu erhalten. Mit Hilfe der nachfolgend beschriebenen Schritte Vc und VD sollen daher nun optimale Ziel -Steuerparameter UMESI, AMESI und UMES2, MES2, d.h. Röhrenströme AMESi , AMES2 und Röhren- Spannungen UMESI, UMES2 für einen Dual -Energy-Betrieb ermittelt werden .
Im Schritt Vc werden hierzu zunächst Konfigurationsdaten OP des Computertomographiesystems berücksichtigt. Typischerweise umfassen die Konfigurationsdaten OP eine Angabe darüber, mit welchen Röhrenspannungen USYSi , ... USYSn eine Röntgenröhre des Computertomographiesystems betrieben werden kann. Diese Daten werden beispielsweise durch eine Datenbank oder durch das Computertomographiesystem selbst zur Verfügung gestellt.
Für die in den Konfigurationsdaten OP vorgegebenen Röhrenspannungen USYSI, USYSN - oder wahlweise in einem bestimmten Raster mit vorgegebenem Abstand zwischen den Röhrenspannungen USYSI, ···, USYsn - wird ferner jeweils ein geeigneter Röhren- ström ASYSi , ΑΞΥΞη bestimmt. Dieser kann beispielsweise in
Form einer Look-Up-Tabelle für die nachfolgenden Schritte zur Verfügung gestellt werden.
Zur Berechnung der jeweils passenden Röhrenströme ASYSi ,
ASYSn wird wiederum die Wassersäulendicke D, die basierend auf Topogrammdaten T ermittelt wurde, berücksichtigt. Der Röhrenstrom ASYSI für die Röhrenspannung USYSi kann beispielsweise exemplarisch wie folgt berechnet werden: U. 2'3 · Δ
'D
USYSl e
Dabei sind μΞΥΞι und μΡΑΤ Schwächungskoeffizienten, die aussa- gen, wie stark die Röntgenstrahlung mit einem gegebenen
Spektrum bzw. gegebenen Energie oder Röhrenspannung USYSi bzw. UPAT von einem Objekt pro Zentimeter Wassersäulendicke D geschwächt wird. Das heißt, die Schwächungskoeffizienten μΞΥΞι, μΡΑΤ sind normiert auf ein Wasserphantom und sind ebenfalls einer Tabelle oder Datenbank entnehmbar. Es ist auch möglich eine vorhergehende Kalibrierungsmessung zur Bestimmung der jeweiligen Schwächungskoeffizienten μΞΥΞι, μΡΑτ vorzunehmen. Somit kann mit Hilfe der Gleichung (1) für jede mögliche Einstellung des Computertomographiesystems bezüglich der Röhren- Spannung USYSi, USYSn ein zugehöriger Röhrenstrom ASYS1,
ASYSn ermittelt werden, der es ermöglicht, dass die erwartete Bildinformation P erzeugt wird.
Die dabei den Röhrenspannung USYSi, USYSn zugeordneten Röh- renströme ASYS1, ASYSn berücksichtigen jedoch zunächst noch nicht, dass bestimmte Dosiswerte eingehalten werden sollten, um den Patienten nicht zu gefährden oder zu schädigen. Typischerweise liegen diese Grenzen aber bereits als Systemgrenzwerte A0pi, A0pn, meist in den Konfigurationsdaten OP, des Computertomographiesystems vor. Alternativ können sie auch auf andere Weise vorgegeben werden, beispielsweise durch eine Datenbank, eine verfügbare Tabelle oder Eingabe des Bedieners wie dies gestrichelt angedeutet ist. Um eine bestimmte Dosis nicht zu überschreiten, liegt beispielsweise für jede mögli- che Röhrenspannungen des Computertomographiesystems, ein maximaler Röhrenstrom A0Pi, A0Pn vor, bei dem die Grenzwerte zum Schutz des Patienten sicher eingehalten werden.
Im Schritt VD kann nun eine minimale Röhrenspannung UMESi be- stimmt werden, deren zugeordneter Röhrenstrom AMES1 den beispielsweise durch die Konfigurationsdaten OP des Bildgebungs- systems vorgegebenen maximalen Röhrenstrom A0Pi, A0Pn für die jeweilige Beschleunigungsspannung UMESI nicht überschreitet . Das Tupel aus der minimalen Röhrenspannung UMESI und dem zugehörigen zulässigen (d.h. unterhalb des jeweiligen Systemgrenzwerts AOPI, A0Pn liegenden) Röhrenstrom AMESi, bildet dabei die gesuchten ersten Ziel-Steuerparameter UMESI, AMESI . Ferner werden im Schritt D zweite Ziel -Steuerparameter UMES2 / MES2 SO bestimmt, dass die zweite Röhrenspannung UMES2 maximal ist, aber der zugehörige Röhrenstrom AMES2 die durch die Konfigurationsdaten OP bezüglich der Röhrenspannung UMES2 gegebe- nen Systemgrenzwert AOPI, ···, A0Pn des Röhrenstroms nicht überschreitet .
Am Ende des Schritts VD sind also erste Ziel-Steuerparameter UMESI, AMESI und zweite Ziel-Steuerparameter UMES2 , AMES2 festge- legt, die für die jeweilige Messaufgabe und das vorliegende Untersuchungsobjekt den maximal möglichen Röntgenenergieun- terschied aufweisen, bei dem sichergestellt ist, dass sowohl mit den ersten als auch den zweiten Ziel -Steuerparameter eine erwartete Bildinformation P so erzeugt werden kann. Werden beispielsweise die erste Ziel-Steuerparameter UMESI, AMESI zur Einstellung der Röntgenquelle für die Akquisition der Projektionsdaten für die Hochenergiebilddaten genutzt und die zweiten Ziel-Steuerparameter UMES2, AMES2 zur Einstellung der Röntgenquelle für die Akquisition der Projektionsdaten für die Niedrigenergiebilddaten, so ist letztlich gewährleistet, dass ein ausreichend gutes Niedrigenergiebild und ein Hochenergiebild des Untersuchungsobjekts mit (unter den gegebenen konkreten Bedingungen) maximal möglichem Energieunterschied für die Weiterverarbeitung zur Verfügung stehen. Die Begriffe „Niedrigenergiebild" und „Hochenergiebild" sind dabei relativ zueinander zu verstehen, d.h. das Hochenergiebild wird mit härterer Röntgenstrahlung erzeugt, als das Niedrigenergiebild. Neben dieser durch den maximal möglichen Abstand der Röntgen- energien erreichten Optimierung können noch weitere Maßnahmen dazu beitragen, die Qualität der erzeugten Bilddaten zu verbessern . Zum Betrieb des Computertomographiesystem werden weitere Systemsteuerungsparameter S verwendet, wie z. B. die Öffnung eines Röntgendetektors , die Umdrehungsgeschwindigkeit der Gan- try oder die Möglichkeit zur Einstellung verschiedener Korrekturmethoden zur Minimierung von Streustrahlungseffekten. Um beispielsweise einen optimalen Scan-Mode zu ermitteln, können diese weiteren Steuerparameter S ebenfalls auf Basis des Untersuchungsobjekts angepasst werden. Dies erfolgt in einem optionalen Schritt VE, der beispielsweise auch schon dann ausgeführt werden kann, wenn die Wassersäulendicke D bzw. das Topogramm T oder die erwartete Bildinformation P bekannt sind. Das heißt, der optionale Schritt VE könnte auch bereits nach dem Schritt VB oder Vc ausgeführt werden.
Beispielsweise kann zur Vorgabe der weiteren Steuerparameter die folgende Look-Up-Tabelle verwendet werden.
Wassersäulendicke Erwartete Bildinformation Scan Mode
< 30 cm Bone removal Mode 1 30 cm Bone removal Mode 2
< 30 cm Liver VNC Mode 2 > 30 cm Liver VNC Mode 2 Der Scan Mode, d.h. Mode 1 oder Mode 2, gibt dabei die Steuerparameter Detektorkollimierung (Det. Koll.), Rotationsgeschwindigkeit der Gantry (Rot. Geschw.) und Korrekturauswahl - Parameter (Kor. Ausw.) beispielweise gemäß nachfolgender Tabelle vor:
Scan Mode Det . -Koll . Rot. Geschw. Kor. Ausw.
Mode 1 64x0.6mm 0.5 Sek/U Typ 1
Mode 2 32x0.6mm 0.5 Sek/U Typ 2 Diese Angaben sind dabei wie folgt zu interpretieren.
Basierend auf einer bestimmten Wassersäulendicke D des Patienten, beispielsweise wenn dem Patienten ein die Wassersäu- lendicke D von weniger als 30 cm zugeordnet ist, und basierend auf der erwarteten Bildinformation P, die beispielsweise darin besteht, dass bestimmte Knochenkonfigurationen aus dem fertigen Computertomographiebild herauszurechnen ist (Bone removal) , kann ein Scan Mode, mit weiteren Steuerparametern S, beispielsweise gemäß Mode 1 eingestellt werden. D.h. die weiteren Steuerparameter S umfassen eine Umdrehungsgeschwindigkeit der Gantry VROT/ die gemäß obiger Tabelle im Mode 1 0,5 Sek/U beträgt. Ferner beinhalten die weiteren Steuerpara- meter S eine Detektorkollimierung bei der, beispielsweise gemäße Mode 1 in obiger Tabelle gleichzeitig Projektionsinformationen aus einer Schicht des Untersuchungsobjekts mit Hilfe eines Röntgendetektors mit 64 Detektorelementen erfasst werden können wobei, bezogen auf die fertigen Bilddaten, d.h. rückgerechnet auf das Isozentrum, die Schichtdicke 0,6 mm beträgt. Darüber hinaus umfassen die weiteren Steuerparameter S einen Korrekturauswahlparameter CM, mit dem festgelegt werden kann, auf welche Art und Weise die Korrektur von Streustrahlungseffekten erfolgen kann. Gemäß obiger Tabelle ist bei- spielsweise gemäß Mode 1 ein Typ 1 für die Korrektur der
Streustrahlung als Korrekturauswahlparameter festgelegt worden. Bei einer Typ 1 Streustrahlungskorrektur werden beispielsweise 40 Extrasensoren verwendet, die beispielsweise nicht zur der Detektion eines bildgebenden Proj ektionsmess- Signals geeignet sind. Diese Extrasensoren dienen nur dazu, eine Streustrahlungsinformation zu erfassen, anhand der
Streustrahlungseffekte aus den Bilddaten herausgerechnet werden können . Die weiteren Einträge in obigen Tabellen sind in analoger
Weise zu interpretieren. Dabei bedeutet die erwartete Bildinformation „Liver-VNC", dass bei einem Lebertomogramm Informationen bzgl . einer Kontrastmittelsättigung der Leber aus den Bilddaten herausgerechnet sind. Ferner bedeutet der Korrek- turauswahlparameter „Typ 2", dass beispielsweise 32 ohnehin auf einem Röntgendetektor vorhandene Detektorelemente, die nicht im direkten Projektionsbereich der Röntgenstrahlung angeordnet sind, genutzt werden, um Streustrahlungsinformatio- nen zu erfassen, anhand der die Streustrahlungseffekte aus dem Tomogramm herausgerechnet werden können.
Die weiteren Steuerparameter S sind vor allem geeignet, den Einfluss von Streustrahlung auf die Bildqualität zu optimieren, der durch Geometrie und Schwächungseigenschaften des durchstrahlten Objekts verändert wird. Dabei wird insbesondere berücksichtigt, dass für verschiedene erwartete Bildinformationen auch verschiedene Beschleunigungsspannungen verwen- det werden, die dann wiederum in unterschiedlicher Streustrahlung resultieren. Die Kombination der Festlegung dieses optimierten Parametersatzes aus Ziel -Steuerparametern AMESi, MES2 , UMESI , UMES2 und weiteren Steuerparametern S zur Festlegung eines vollautomatischen Scans eines Untersuchungsobjekts, er- möglicht also sowohl eine optimale Einstellung der Röntgenquellen des Computertomographiesystems hinsichtlich des Mul- ti -Energy-Betriebs und gleichzeitig basierend auf diesen Einstellungen, die Reduktion bzw. Korrektur von Streustrahlungseffekten durch Vorgabe weiterer Steuerparameter S. Die opti- malen Einstellungen für die weiteren Steuerparameter S können beispielsweise auf vorab durchgeführten Kalibrationsmessungen beruhen und somit in Form einer Look-Up-Tabelle wie oben beschrieben auch für andere erwartete Bildinformationen P wie beispielsweise die eingangs erwähnte „Gout"- oder „Lung-Dual- Energy" -Messungen zur Verfügung gestellt werden.
Somit bietet das Verfahren basierend auf Topogrammdaten T bzw. auf extrahierten Schwächungsinformationen automatisch eine für eine Multi-Energy-Aufnähme optimale Kombination aus ersten Ziel -Steuerparametern und zweiten Ziel -Steuerparametern sowie entsprechender Kollimierungen .
Figur 2 zeigt grob schematisch den Aufbau eines erfindungsgemäßen Computertomographiesystems 10.
Das CT-System 10 besteht dabei im Wesentlichen aus einem üblichen Scanner, in welchem an einer Gantry ein Projektions- messdaten-Akquisitionsystem mit einem Detektor (nicht darge- stellt) und einer dem Detektor gegenüberliegenden Röntgenquelle 100a, 100b um einen Messraum umläuft. Im dargestellten Beispiel handelt es sich um ein Dual -Source-Computer- tomographiesystem 10 mit zwei an der Gantry unter 90° zuein- ander angeordneten Röntgenquellen 100a, 100b und jeweils einem gegenüberliegenden Detektor. Vor dem Scanner befindet sich ein Patiententisch (ebenfalls nicht dargestellt) , dessen oberer Teil mit einem darauf befindlichen Patienten 0 relativ zum Scanner verschoben werden kann, um den Patienten 0 rela- tiv zum Proj ektionsmessdaten-Akquisitionssystem durch den Messraum hindurch bewegen zu können.
Angesteuert werden der Scanner und der Patiententisch durch eine Tomographen-Steuereinrichtung 200, von der aus über eine übliche Steuerschnittstelle 230 Steuerdaten gesandt werden, um den Tomographen gemäß einem oder mehrerer vorgegebener Protokolle auf bekannte Art und Weise zu steuern. Die Steuerdaten umfassen u. a. die Ziel -Steuerparameter AMESi; UMES I, AMES2, UMES2 für die Röntgenquellen 100a, 100b. Dabei weist die Rönt- genquelle 100a eine Elektronenquelle 110a auf, die Elektronen auf ein Target 120a abgibt. Die Röntgenquelle 100a wird dabei mit einem Röhrenstrom AMESi und einer Beschleunigungsspannung UMES I betrieben und gibt Röntgenstrahlung Ri in Richtung eines Untersuchungsobjekts 0 ab. Die Röntgenstrahlung Ri durch- strahlt das Untersuchungsobjekt 0, so dass daraus Projektionsdaten erhalten werden, die eine Abschwächung der Röntgenstrahlung Ri durch das Untersuchungsobjekt 0 wiedergeben. E- benso weist die zweite Röntgenquelle 100b eine Elektronenquelle 110b auf, die mit einem Röhrenstrom AMES2 betrieben wird und Elektronen in Richtung eines Targets 120b aussendet, die mit einer Beschleunigungsspannung UMES2 beschleunigt wurden. Dabei wird eine Röntgenstrahlung R2 erzeugt, die in Richtung des Untersuchungsobjekts 0 ausgesandt wird und dieses ebenfalls durchstrahlt, so dass auch Projektionsdaten auf Basis der Durchstrahlung der Röntgenstrahlung R2 erzeugt werden können . Durch die Bewegung des Patienten 0 entlang der Systemachse, und den gleichzeitigen Umlauf der Strahlungsquellen kann dabei ein dreidimensionaler Raumbereich des Patienten 0 erfasst werden. Insbesondere können die Röntgenquellen 100a, 100b während der Messung eine helixförmige Trajektorie, bezogen auf ein fest gegenüber dem Patienten 0 definierten Koordinatensystem, beschreiben. Die Detektoren akquirieren dabei Projektionsmessdaten, die an eine aus Gründen der Übersichtlichkeit nicht dargestellte Messdatenschnittstelle der Steuerein- richtung 200 übergeben werden. Diese Projektionsmessdaten werden dann in einer Rekonstruktionseinrichtung weiterverarbeitet .
Die Röntgenstrahlungen Rl und R2 können sich dabei hinsieht - lieh ihres Spektrums, also ihrer Energie, und ihrer Intensität unterscheiden, so dass mit den beiden Proj ektionsmessda- ten-Akquisitionssystemen gleichzeitig die Projektionsmessdaten für die Rekonstruktion von Hochenergiebilddaten und für die Rekonstruktion von Niedrigenergiebilddaten einer Dual- Energy-Messung erzeugt werden können.
Die fertigen rekonstruierten computertomographischen Bilddaten (Volumenbilddaten und/oder Schnittbilder) werden dann an eine Ausgabeschnittstelle übergeben, welche die Bilddaten dann beispielsweise in einem Speicher der Steuereinrichtung 200 hinterlegt und/oder zur Ausgabe auf einen Bildschirm einer Benutzerschnittstelle der Steuereinrichtung 200 übergibt. Ferner können die Bilddaten über die Ausgabeschnittstelle in eine an das Computertomographiesystem angeschlossenes Netz- werkverbindung, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS) oder ein anderes medizinische Bildverarbeitungssystem, wie beispielsweise PACS, einspeist werden bzw. in dort vorhandenen Massenspeicher hinterlegt oder auf dort angeschlossenen Druckern ausgegeben werden. Die Daten können auch in beliebiger Weise weiterverarbeitet und dann ggf. gespeichert oder ausgegeben werden. Um nun das Computertomographiesystem 10 mit dem oben erläuterten erfindungsgemäßen Verfahren optimal betreiben zu können, weist die Steuereinrichtung 200 zudem folgende Komponenten auf :
In einer Dosisermittlungseinheit 220 werden auf Basis der Wassersäulendicke D und der Start-Steuerparameter ANORM, UNORM die patientenindividuelle Grundsteuerparameter APAT bzw. UPAT ermittelt werden. Diese Daten D, ANORM, UNORM erhält die Dosis- ermittlungseinheit 220 ebenso wie die erwartete Bildinformation P, d.h. Informationen über den Untersuchungsobj ekttyp und die Messaufgaben, und eventuell Topogrammdaten T, die eine patientenindividuelle bzw. untersuchungsobj ektspezifische Schwächungsinformation enthalten, über eine Schnittstelle 210 des Computertomographiesystems 10.
Wie erwähnt, kann die Dosisermittlungseinheit 220 beispielsweise auf Basis des bekannten CareDose4D-Algorithmus arbeiten. In dem in Figur 2 dargestellten Beispiel entspricht der Grundsteuerparameter UPAT bezüglich der Röhrenspannung gleich dem Norm- Steuerparameter UNORM · Der Grundsteuerparameter APAT, der einem patientenindividuellen Röhrenstrom APAT entspricht, wird an eine Steuerparameter-Ermittlungseinheit 250 übermittelt, die wie oben beschrieben ein erstes Paar bzw. Zweier- Tupel von Ziel -Steuerparametern UMESI, AMESI ermittelt und diese mit Hilfe einer Steuerschnittstelle 230 jeweils an die erste Röntgenquelle 100a übermittelt und ein zweites Paar bzw. Zweier-Tupel von Ziel -Steuerparametern UMES2 , AMES2 ermittelt und dieses an eine zweite Röntgenquelle 100b übermit- telt. Somit wird die eine Röntgenquelle 100a, mit einer hohen Energie, festgelegt durch den Spannungswert UMESI der ersten Ziel -Steuerparameter UMESI, AMESI, und die andere Röntgenquelle 100b mit einer im Verhältnis niedrigeren Energie, festgelegt durch den Spannungswert UMES2 der zweiten Ziel -Steuerparameter UMES2, AMES2 betrieben. Dabei ist darauf hinzuweisen, dass die schematisch als Block dargestellte Steuereinrichtung 200 auch aus mehreren funktionell verbundenen Komponenten aufgebaut sein kann, die räumlich voneinander beabstandet angeordnet sein können. Beispielsweise können die Dosisermittlungseinheit 220, die Steuerparameter-Ermittlungseinheit 250 sowie die Schnittstelle 210 separat gegenüber den übrigen Komponenten der Steuereinrichtung 200, beispielsweise als eigenstän- dige Baugruppe oder in Form von Software auf einer separaten programmierbaren Recheneinrichtung ausgebildet sein.
Wie die maximale Differenz der Röntgenenergien erreicht werden kann, ist noch einmal genauer in Figur 3 verdeutlicht. Dazu weist die Steuerparameter-Ermittlungseinheit 250 eine
Optimierungseinheit 260 auf, die auf Basis des patientenindividuellen Röhrenstroms APAT und der patientenindividuellen Schwächungsinformation, d. h. den Topogrammdaten T bzw. einer Wassersäulendicke D, die Optimierung durchführt. Wie bereits bezüglich Figur 1 beschrieben, werden jeweils Zweier-Tupel , bestehend aus möglichen Beschleunigungsspannungen USYSi,
UsYsn mit korrespondierenden Röhrenströmen ASYSI bis ASYsn berechnet, so dass die erwartete Bildinformation P mit Hilfe der berechneten Tupel ASYS:L, USYSi bis ASYSn, USYSn erzeugt werden kann. Diese Daten werden an eine Korrelationseinheit 270 ü- bermittelt, die einen Vergleich mit Konfigurationsdaten OP des Bildgebungssystems durchführt, d. h. einen Vergleich mit Systemgrenzwerten A0Pi, A0Pn des Röhrenstroms, die durch das Bildgebungssystem für Beschleunigungsspannungen vorgegeben sind, wobei dann erste Ziel -Steuerparameter UMESI, AMESI und zweite Ziel -Steuerparameter UMES2 , AMES2 , wie bezüglich Figur 1 beschrieben, ermittelt werden.
Zusätzlich kann auch der Optimierungseinheit 260 die erwarte- te Bildinformation P übermittelt werden. Anhand der erwarteten Bildinformation P können dann von der Optimierungseinheit 260, wie ebenfalls bezüglich Figur 1 beschrieben, für jedes Tupel USYSi, ASYSi weitere Steuerungsparameter ermittelt werden, beispielsweise die Detektoröffnung DC, die Gantry- Umdrehungsgeschwindigkeit VROT und ein Korrekturauswahlparameter CM, der es ermöglicht, zwischen verschiedenen Verfahren zur Streustrahlungskorrektur umzuschalten. Die so ermittelten Parameter werden dann bevorzugt an die in Figur 2 dargestell- te Steuerschnittstelle 230 übermittelt, so dass die Steuerschnittstelle 230 sämtliche Parameter zur Verfügung stellen kann, die einen sog. Scan-Mode beschreiben. Das heißt, dass keine zusätzlichen Eingriffe des Bedieners notwendig sind um einen optimalen Scan-Mode zu bestimmen.
Abschließend ist darauf hinzuweisen, dass die Merkmale sämtlicher Ausführungsbeispiele oder in Figuren offenbarter Weiterbildungen in beliebiger Kombination verwendet werden kön- nen. Es wird abschließend ebenfalls darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorhergehend detailliert beschriebenen Verfahren, der Steuereinrichtung bzw. dem Computertomographie- System lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Das Verfahren ist z.B., wie schon erläutert, auch an Computertomographie- Systemen mit nur einer Röntgenquelle anwendbar. Ebenso kann das Computertomographiesystem aber auch zusätzlich zu den beiden in der Figur 1 eingezeichneten Röntgenquellen weitere Röntgenquellen aufweisen, bei denen dann mit dem Erfindungsgemäßen Verfahren dafür gesorgt werden kann, dass die Energieabstände zwischen den Röntgenenergien der verschieden Röntgenquellen optimiert sind. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein" bzw. „eine" nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließen die Begriffe „Einheit" oder „Modul" nicht aus, dass die betreffenden Komponenten aus mehreren zusammenwirkenden Teil -Komponenten bestehen, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur automatischen Festlegung einer spektralen Verteilung der Röntgenstrahlung (Ri, R2) einer Anzahl von Röntgenquellen (100a, 100b) eines Computertomographiesystems (10) , wobei
- Start-Steuerparameter (ANORM , UNORM) einer Röntgenquelle
(100a, 100b) festgelegt werden, welche die Dosis und spektrale Verteilung von Röntgenstrahlung bestimmen,
- basierend auf einer erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (Ri, R2) durch ein Untersuchungsobjekt (0) ausgehend von den Start-Steuerparametern (ANORM , UNORM) ein untersu- chungsobj ektspezifischer Grund-Steuerparameter (APAT) ermittelt wird,
- basierend auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (Ri, R2) durch das Untersuchungsobjekt (0) und dem Grund-Steuerparameter (APAT) erste Ziel -Steuerparameter (AMESi, UMESI) und zweite Ziel -Steuerparameter (AMEs2/ UMES2) zur Einstellung der spektralen Verteilung der Röntgenstrahlung (Ri, R2) in einer nachfolgenden Multi -Energie-Messung eine nachfolgenden Multi -Energie-Messung an dem Untersuchungsobjekt (0) ermittelt werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei mehreren Strahlungsquel - lenspannungen (USYSi, USYSn) , mit denen eine Röntgenquelle
(100a, 100b) des Computertomographiesystems (10) betrieben werden kann, jeweils auf Basis des Grund-Steuerparameters
(APAT) ein Strahlungsquellenstrom (ASYSi, ASYSn) zugeordnet wird .
3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Strahlungsquellenstrom (ASYSi, ASYSn) der Strahlungsquellenspannung (USYSi, USYsn) auf Basis einer Wassersäulendicke (D) zugeordnet wird, und bevorzugt die Wassersäulendicke (D) aus der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (Ri( R2) ermittelt wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
wobei als erste Ziel-Steuerparameter (AMESi, UMESI) ein Paar aus Strahlungsquellenspannung (UMESI) und zugeordnetem Strahlungsquellenstrom (AMESi) ermittelt wird,
bei dem die Strahlungsquellenspannung (UMESI) minimal ist und gleichzeitig der zugeordnete Strahlungsquellenstrom (AMESi) einen ersten Systemgrenzwert (A0PI,..., A0Pn) nicht überschreitet .
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4,
wobei als zweite Ziel -Steuerparameter (AMES2, UMES2) ein Paar aus Strahlungsquellenspannung (UMES2) und zugeordnetem Strahlungsquellenstrom (AMES2 ) ermittelt werden,
bei dem die Strahlungsquellenspannung (UMES2) maximal ist und gleichzeitig der zugeordnete Strahlungsquellenstrom (AMES2) einen zweiten Systemgrenzwert (A0PI,..., A0pn) nicht überschreitet .
6. Verfahren zum Betrieb eines Computertomographiesystems (10) wobei erste Ziel -Steuerparameter (AMESi, UMESI) und zweite Ziel -Steuerparameter (AMES2, UMES2) mit einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5 ermittelt werden und eine Anzahl von Röntgenquellen (100A, 100B) des Computertomographiesystems (10) auf Basis der ersten Ziel-Steuerparameter (AMESi, UMESI) und der zweiten Ziel -Steuerparameter (AMESi, UMESI) betrieben wird.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei basierend auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (Ri( R2) durch ein Un- tersuchungsobj ekt (0) und einer erwarteten Bildinformation (P) wenigstens einer der weiteren Systemsteuerparameter (S) der Gruppe
- Öffnung (DC) eines Detektors für Röntgenstrahlung des Computertomographiesystems (10) ,
- Gantry-Umdrehungsgeschwindigkeit (VR0T) ,
- Korrekturauswahlparameter (CM) zur Auswahl eines Korrekturverfahrens, welches zur Korrektur von Streustrahlungseffekten der Röntgenstrahlung (Ri( R2) dient, festgelegt wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 oder 7, wobei eine Röntgenquelle (100a, 100b) während einer Messsequenz zeitweise auf Basis der ersten Ziel-Steuerparameter (AMESi, UMESI) und zeitweise auf Basis der zweiten Ziel-Steuerparameter (AMESi, UMESI) betrieben wird.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei die An- zahl der Röntgenquellen mehr als eins beträgt und vorzugsweise eine erste Röntgenquelle (100a) des Computertomographie - Systems (10) auf Basis der ersten Ziel-Steuerparameter (AMESi, UMESI) und eine zweite Röntgenquelle (100b) des Computertomographiesystems (10) auf Basis der zweiten Ziel- Steuerparameter (AMESi, UMEsi) betrieben wird.
10. Steuereinrichtung (200) für ein Computertomographiesystem (10) , welches eine Anzahl von Röntgenquellen (100a, 100b) aufweist, mit folgenden Komponenten:
- eine Schnittstelle (210) zur Erfassung von Start- Steuerparametern (ANORM, UNORM) einer Röntgenquelle (100a, 100b) / welche die Dosis und spektrale Verteilung von Röntgenstrahlung bestimmen,
- eine Schnittstelle (210) zur Erfassung einer erwarteten
Schwächung der Röntgenstrahlung (Ri( R2) durch ein zu untersuchendes Untersuchungsobjekt (0) ,
- eine Dosisermittlungseinheit (220) , welche dazu ausgebildet ist, basierend auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (Ri, R2) ausgehend von den Start-Steuerparametern (ANORM, UNORM) einen untersuchungsobj ektspezifischen Grundsteuerparameter (APAT) zu ermitteln,
- eine Steuerparameter-Ermittlungseinheit (250) , welche dazu ausgebildet ist, basierend auf der erwarteten Schwächung der Röntgenstrahlung (Ri( R2) und dem Grund-Steuerparameter (APAT) automatisch erste Ziel -Steuerparameter (AMESi, UMEsi) und zweite Ziel -Steuerparameter (AMES2, UMEs2) zur Einstellung einer spektralen Verteilung der Röntgenstrahlung (Ri( R2) in einer nachfolgenden Multi -Energie-Messung an dem Untersuchungsobjekt (0) zu ermitteln.
11. Computertomographiesystem (10) mit einer Anzahl von Rönt- genquellen (100a, 100b) und einer Steuereinrichtung (200) gemäß Anspruch 10.
12. Computerprogrammprodukt, welches direkt in einem Prozessor einer programmierbaren Recheneinrichtung, insbesondere eines Computertomographiesystems (10) , ladbar ist, mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte der Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 auszuführen, wenn das Programm in dem Prozessor ausgeführt wird.
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