DE19532535A1

DE19532535A1 - Modulation von Röntgenröhrenstrom während einer CT Abtastung mit Modulationsbegrenzung

Info

Publication number: DE19532535A1
Application number: DE19532535A
Authority: DE
Inventors: Thomas Louis Toth; Jonathan Richard Schmidt
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1994-09-06
Filing date: 1995-09-02
Publication date: 1996-03-07
Also published as: IL114972A0; US5450462A; IL114972A; JPH08206107A; JP3802588B2

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine Computer-Tomo graphie(CT)-Bildgebungseinrichtung und insbesondere auf die Verringerung der auf einen Patienten ausgeübten Rönt gendosis, ohne Rauschartefakte in dem Bild signifikant zu vergrößern.

In einer Röntgentomographieeinrichtung projiziert eine Röntgenquelle ein fächerförmiges Bündel, das kolli miert wird, um in einer X-Y Ebene von einem kartesischen Koordinatensystem zu liegen, die die "Bildebene" genannt wird. Das Röntgenbündel tritt durch das abzubildende Ob jekt, wie beispielsweise einen Patienten, hindurch und trifft auf ein Feld beziehungsweise eine Array von Strah lungsdetektoren auf. Die Intensität der durchgelassenen Strahlung ist abhängig von der Schwächung des Röntgenbün dels durch das Objekt, und jeder Detektor erzeugt ein ge trenntes elektrisches Signal, das ein Maß der Bündel schwächung ist. Die Schwächungsmessungen von allen Detekto ren werden getrennt gewonnen, um das Durchlässigkeitsprofil zu erzeugen.

Die Quelle und die Detektor-Array in einem üblichen CT System werden auf einem Gestell in der Ebene und um das Objekt herum gedreht, so daß sich der Winkel, unter dem das Röntgenbündel das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgenschwächungsmessungen aus der Detektor-Ar ray bei einem gegebenen Winkel wird als eine "Ansicht bzw. View" genannt, und eine "Abtastung bzw. Scan" des Objektes weist einen Satz von Ansichten auf, die bei unterschiedli chen Winkelorientierungen bei einer oder mehr Umdrehungen der Röntgenquelle und des Detektors gemacht werden. Bei ei ner 2D Abtastung werden Daten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das einer zweidimensionalen Scheibe durch das Objekt entspricht. Das vorherrschende Verfahren zum Rekon struieren eines Bildes aus 2D Daten wird in der Technik als die gefilterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die Schwächungsmessungen aus einer Abta stung in ganze Zahlen, sogenannte "CT Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten", um, die dazu verwendet werden, die Helligkeit von einem entsprechenden Pixel auf einem Display von einer Kathodenstrahlröhre zu steuern.

Masse- bzw. Quantumrauschen verschlechtert die dia gnostische Qualität von einem CT Bild, und dieses Rauschen steht in Beziehung zu dem Betrag von Röntgenstrahlen oder der "Dosis", die zum Gewinnen der Schwächungsmessungen ver wendet wird, und zu den Schwächungscharakteristiken des Pa tienten. Bildartefakte auf Grund von Rauschen nehmen zu, wenn die an dem Detektor gemessenen Röntgenstrahlen auf niedrige Werte abfallen, entweder weil die vorgeschriebene Röntgendosis zu niedrig ist oder das Bündel durch die Ana tomie des Patienten stark geschwächt wird. Die Röntgendosis wird durch den Strom ("mA") gesteuert, der der Röntgenröhre zugeführt wird, und die Praxis besteht darin, diesen Strom bei einem Wert zu fixieren, der während der gesamten Abta stung für eine konstante Dosis sorgt. Wenn die Bedienungs person eine hohe Dosis vorschreibt, ist die Bildqualität überall hervorragend, aber es wird ein übermäßiger Röntgen fluß während derjenigen Abschnitte der Abtastung erzeugt, wenn die Schwächung durch den Patienten gering ist. Der Pa tient ist somit einer überhöhten Dosis ausgesetzt und die Röntgenröhre wird unnötigerweise erhitzt. Wenn auf der an deren Seite die Dosis vermindert wird (um eine Überhitzung der Röhre während der vorgeschriebenen Abtastung zu verhin dern), treten Rauschartefakte in dem Bild auf, die an Stel len orientiert sind, wo das Bündel stark geschwächt wird. Beispielsweise erscheinen horizontale Streifen in Scheiben durch Schultern und Hüften eines Patienten.

An anderer Stelle wird ein Modulationsprofil zur Verwendung bei der Abtastung eines Patienten mit minimaler Dosis und klinisch insignifikanter Rauscherhöhung berech net. Eine transversale Scheibe durch einen Patienten kann radiologisch als eine ovale Form mit Haupt- und Nebenachsen betrachtet werden, die sich entlang der Länge des Patienten ändern. Beispielsweise ist die Hauptachse an den Hüften ho rizontal und viel länger als die vertikale Nebenachse, wo gegen am Hals die Hauptachse vertikal und nur wenig länger als die Nebenachse ist. An anderen Stellen kann das radio logische Profil nahezu kreisförmig sein. Eine Modulations schablone für allgemeine Zwecke mit einer im wesentlichen sinusförmigen Form bei der doppelten Frequenz der Gestell rotation kann automatisch zugeschnitten werden auf derar tige radiologische Profile, indem während einer "Übersichts- bzw. Erkundungs"-Abtastung zwei orthogonale Ansichten durch die transversale Scheibe vor der Abtastung gewonnen werden. Diese Information wird verwendet, um aus der sinusförmigen Schablone ein Modulationsprofil zu erzeu gen.

Leider ist es für die Röntgenröhre und den Genera tor nicht möglich, die Röntgendosis unterhalb eines gewis sen Pegels während einer Abtastung zu modulieren. Eine zy klische Steuerung des Röhrenstroms über einem großen Strom bereich kann zu einer thermischen Ermüdung des Glühfadens der Röntgenröhre führen, und eine Vergrößerung der An sprechzeit der geschlossenen Stromregelschleife in dem Ge nerator, um eine tiefere Modulation zu erzielen, vergrößert die Instabilität des Regelkreises für die Röhrenspannung. Weiterhin ist die Form der Modulationskurve, die bei höhe ren Modulationswerten tatsächlich erzeugt wird, nicht in Übereinstimmung zwischen verschiedenen Röhren/Generator- Kombinationen. Infolgedessen ist eine mögliche Dosisverrin gerung nicht vollständig realisiert in Situationen, die eine Modulation der Dosis unterhalb dieser praktischen Grenze gestatten.

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Einrichtung zur CT Bildgebung, wobei die Röntgendosis moduliert bzw. gesteuert wird, wenn sich das Gestell wäh rend einer Abtastung dreht, damit ein vorgeschriebener Rauschpegel bei allen gewonnenen Schwächungsmessungen bes ser beibehalten wird. Insbesondere wird ein Modulationspro fil, das ein Maß für die Änderungen in der Schwächung durch den Patienten während einer Umdrehung des Gestells ist, während der Abtastung verwendet, um den Röntgenröhrenstrom als eine Funktion der Gestelldrehung zu modulieren bzw. zu steuern, um die Dosis dynamisch zu modulieren bzw. zu steu ern, die von der Anatomie des Patienten gefordert wird. Wenn das Modulationsprofil eine Dosismodulation unterhalb einer im voraus festgesetzten Grenze bei gewissen Gestell winkeln erfordert, wird das Modulationsprofil geändert, um die Dosismodulation an anderen Gestellwinkeln zu vergrö ßern. Dieses geänderte Modulationsprofil wird verwendet, um den optimalen Röhrenstrom bei einer Reihe von Röntgenwin keln zu berechnen, und jeder berechnete Röhrenstrom, der die Modulationsgrenze der Röntgenquelle überschreitet, wird auf einen minimalen Wert begrenzt, den die Röntgenquelle erzeugen kann.

Eine allgemeine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, das Modulationsprofil abzuschneiden bzw. zu kappen, wenn die Röntgenquelle nicht genügend gesteuert werden kann, um die Dosis auf den angegebenen Wert zu ver kleinern. Die Fähigkeit der Röntgenröhre und ihrer Strom versorgung, um auf das Modulationsprofil anzusprechen, kann begrenzt sein. Beispielsweise kann eine 50% Modulation die Grenze sein. Erfindungsgemäß wird die Lehre gegeben, daß dem Modulationsprofil gefolgt wird, um Sollwerte des Rönt genröhrenstroms zu berechnen, aber die Stromsollwerte wer den auf einen minimalen Wert begrenzt, der durch eine Modu lationsgrenze gesetzt wird.

Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, einen gewissen Teil der Dosisverringerung zurückzugewinnen, die auf Grund der Kappung des Modulationsprofils an der Modula tionsgrenze verlorengegangen ist. Dies wird dadurch er reicht, daß das Modulationsprofil geändert wird, um die Do sisverkleinerung an Gestellwinkeln zu vergrößern, die kein Kappen des Modulationsprofils erfordern.

Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausfüh rungsbeispielen näher erläutert.

Fig. 1 ist eine bildliche Darstellung von einer CT Bildgebungseinrichtung, in der die Erfindung verwendet wer den kann.

Fig. 2 ist ein schematisches Blockdiagramm von der CT Bildgebungseinrichtung.

Fig. 3 ist eine graphische Darstellung von einem sinusförmigen Modulationsprofil, das in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet ist.

Fig. 4 ist ein Fließbild von einem Programm, das durch die CT Bildgebungseinrichtung gemäß Fig. 2 ausge führt wird, um das bevorzugte Ausführungsbeispiel der Er findung auszuführen.

Gemäß den Fig. 1 und 2 enthält eine Computer-To mographie(CT)-Bildgebungseinrichtung ein Gestell 12, das für einen CT Abtaster bzw. Scanner der "dritten Generation" repräsentativ ist. Das Gestell 12 weist eine Röntgenquelle 13 auf, die ein Bündel von Röntgenstrahlen in Richtung auf eine Detektor-Array 16 auf der gegenüberliegenden Seite des Gestells projiziert. Die Detektor-Array 16 wird von einer Anzahl von Detektorelementen 18 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen abtasten, die durch einen me dizinischen Patienten 15 hindurchtreten. Jedes Detektorele ment 18 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenbündels und somit die Schwächung des Bündels darstellt, wenn es durch den Patienten hin durchtritt. Während einer Abtastung, um Röntgenprojektions daten zu gewinnen, drehen sich das Gestell 12 und die dar auf angebrachten Komponenten um eine Drehmitte 19, die in dem Patienten 15 angeordnet ist. Ein Referenz-Detektor an dem einen Ende der Array 16 mißt die ungeschwächte Bün delintensität während der Abtastung, um Änderungen in der zugeführten Röntgendosis zu erfassen. Diese Referenz-Daten werden in einer nachfolgenden Verarbeitung der Röntgenpro jektionsdaten verwendet, um sie auf eine gemeinsame Refe renzdosis zu normieren.

Die Rotation des Gestells und die Arbeitsweise der Röntgenquelle 13 werden durch eine Steuereinrichtung 20 der CT Einrichtung gesteuert. Die Steuereinrichtung 20 enthält eine Röntgen-Steuerung 22, die Leistungs- und Zeitsteuersi gnale an die Röntgenquelle 13 liefert, und eine Gestellmo torsteuerung 23, die die Drehgeschwindigkeit und Position des Gestells 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem (DES) 24 in der Steuereinrichtung 20 tastet analoge Daten von den Detektorelementen 18 ab und setzt die Daten in digitale Si gnale für eine nachfolgende Bearbeitung um. Ein Bild-Rekon struktor 25 empfängt abgetastete und digitalisierte Rönt gendaten von der DES 24 und führt eine Hochgeschwindig keits-Bildrekonstruktion aus. Das rekonstruierte Bild wird als eine Eingangsgröße einem Computer 26 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 29 speichert.

Der Computer 26 empfängt auch Befehle und Abtastpa rameter von einer Bedienungsperson über eine Konsole 30, die eine Tastatur hat. Ein zugeordneter Schirm bzw. ein Display 32 der Kathodenstrahlröhre gestattet der Bedie nungsperson, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 26 zu beobachten. Die von der Bedienungsperson zugeführten Befehle und Parameter werden von dem Computer 26 verwendet, um Steuersignale und Information an das DES 24, die Röntgensteuerung 22 und die Gestellmotorsteuerung 23 zu liefern. Zusätzlich betätigt der Computer 26 eine Tischmotorsteuerung 34, die einen motorisierten Tisch 36 steuert, um den Patienten 15 in dem Gestell 12 zu positio nieren.

Wie insbesondere aus Fig. 2 hervorgeht, steuert der Computer 26 die Systemkomponenten, um die vorge schriebene Abtastung gemäß gespeicherten Programmen auszuführen. Wenn von der Bedienungsperson eine mA Mo dulationsstrategie gewählt wird, wird das Programm, das durch das Fließbild in Fig. 4 dargestellt ist, von dem Computer 26 ausgeführt, um das bevorzugte Aus führungsbeispiel der Erfindung zu implementieren. Der erste Schritt besteht darin, Übersichts- bzw. Erkun dungsdaten zu gewinnen, wie es an dem Block 110 ange geben ist. Diese Erkundungsdaten werden von zwei or thogonalen Ansichten von jeder Scheibe in der vorge schriebenen Abtastung gebildet, die eine bei einem Ge stellwinkel von 0 und die andere bei einem Winkel von 90°. Der nächste Schritt besteht, wie es an dem Block 111 angegeben ist, darin, den maximalen Röntgenröhren strom (mA_max) für jede Scheibe unter Verwendung der Erkundungsdaten zu berechnen. Dies ermöglicht, daß die Röntgendosis reduziert wird für Scheiben mit vermin derter Schwächung des Röntgenbündels, ohne daß das vorgeschriebene Bildrauschen überschritten wird. Es entsteht eine Anordnung von gespeicherten Werten (mA_max), jeweils einen für die entsprechenden Scheiben in der Abtastung.

Wie an dem Entscheidungsblock 112 angegeben ist, wird dann der Bedienungsperson signalisiert, anzuge ben, ob eine automatische Modulation während der Abta stung ausgeführt werden soll, und wenn dies der Fall ist, wird eine Flagge bzw. Markierung an dem Block 113 gesetzt und es wird ein Modulationsindex (α) für jede Scheibe berechnet, wie es an dem Block 114 angegeben ist. Der Modulationsindex (α) wird aus den Erkundungs daten berechnet und er gibt den Grad an, bis zu dem der Röntgenröhrenstrom moduliert bzw. gesteuert werden kann, ohne Rauschartefakte in dem rekonstruierten Bild in signifikanter Weise zu vergrößern. Das Schwächungs verhältnis wird aus den gewonnenen Erkundungsdaten be rechnet, und dieses Verhältnis wird als ein Index in einer gespeicherten Tabelle von Modulationsindices (α) verwendet. Diese Tabelle von Modulationsindices über dem Rauschverhältnis wird empirisch generiert, um einen kleinen Betrag der Rauscherhöhung in dem Bild zu erzeugen (d. h. 5%). Diese Tabelle wird einmal berech net und wird als ein Teil der Systemsoftware gelie fert.

Erfindungsgemäß sollte der Modulationsindex (α) vergrößert werden, wenn die Modulationsgrenze der Ein richtung überschritten wird. Wenn beispielsweise gemäß Fig. 3 das berechnete Schwächungsverhältnis 60 be trägt, wird ein Modulationsindex von 0,60 aus der ge speicherten Tabelle abgelesen und erzeugt das Modula tionsprofil, das durch die ausgezogene Linie 140 ange geben ist. Da jedoch die Dosis nicht unter eine ge wisse Grenze (in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel 0,5) moduliert bzw. gesteuert werden kann, die durch die gestrichelte Linie 142 angegeben ist, wird eine Dosisverkleinerung, die durch Schnittlinien 143 ange geben ist, nicht realisiert. Erfindungsgemäß wird diese verlorene Dosisverkleinerung ausgeglichen, indem der Röntgenindex (α) auf 0,85 erhöht wird, wie es durch die gestrichelte Linie 141 angegeben ist. Dieser Modulationsindex wird gewählt, weil die Dosisverklei nerung, die durch die schraffierten Flächen 145 ange geben ist, im wesentlichen die gleiche ist wie die Flächen 143.

Diese Änderung des Modulationsindex (α) wird er zielt, indem die gespeicherte Tabelle abgewandelt wird.

Während der Abtastung eines Patienten bestimmt das Schwächungsverhältnis den Index in dieser Tabelle (der zwischen Eintragungen linear interpoliert wird), um den geänderten Modulationsindex (α) zu erzeugen. Die ser geänderte Modulationsindex (α) wird verwendet, um ein abgekapptes Modulationsprofil zu erzeugen, wie es nachfolgend erläutert wird.

Wenn der automatische Modus nicht gewählt ist, ver zweigt die Einrichtung am Entscheidungsblock 112 und es werden die Erkundungsdaten verwendet, um am Block 115 ein Bild für die Bedienungsperson zu erzeugen. Dieses Bild macht es der Bedienungsperson möglich, die vorgeschriebenen Scheiben in bezug auf die Anatomie des Patienten zu lokalisieren und geeignete Röntgen röhrenstrom-Modulationsprofile manuell zu wählen (Block 116). In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel sind die Modulationsprofile als vierzig Werte gespei chert, die, wenn sie mit dem oben berechneten maxima len Röntgenstrom (mA_max) multipliziert werden, vierzig Stromsollwerte für die Röntgensteuerung 22 liefern, die den Röntgenstrom an vierzig aufeinanderfolgenden Segmenten von 9° der Gestelldrehung bestimmen.

Gemäß den Fig. 2 und 4 startet unabhängig von dem gewählten Modulationsprofil der Computer 26 die Abtastung am Block 120, indem der Gestellmotorsteue rung 23 ein entsprechendes Signal zugeführt wird. Sie tritt dann in eine Schleife ein, in der die vierzig mA Sollwerte an dem Block 121 berechnet und in die Rönt gensteuerung 22 runtergeladen werden. Wenn der Auto- Modus gewählt worden ist, beinhaltet dieser Schritt das Zuführen des oben berechneten Modulationsindex (α) und des ebenfalls oben berechneten maximalen Stroms (mA_max) zu einer sinusförmigen Schablone für allge meine Zwecke, die wie folgt ausgedrückt ist:

mA = mA_max [1-α) + α cos (2wt + Φ)] (1)

wobei:

mA_max = der Röhrenstrom ohne Modulation,
α = Modulationsindex, berechnet aus den Erkundungsdaten,
wt = Gestellwinkel (Θ) zur Zeit t und
Φ = Startphase in der sinusförmigen Scha blone, ermittelt aus den Erkundungs daten.

Die vierzig mA Sollwerte, die gemäß Gleichung (1) errechnet sind, erzeugen eine im wesentlichen sinus förmige Änderung in dem Röntgenröhrenstrom, wie es durch die Kurve 140 in Fig. 3 gezeigt ist. Es ist je doch möglicherweise nicht möglich, den Röntgenröhren strom unterhalb eines gewissen Pegels zu modulieren bzw. zu steuern aufgrund von Einschränkungen, die der Röntgenröhre 13 und der Röntgensteuerung 22 innewoh nen. Beispielsweise ist in dem bevorzugten Ausfüh rungsbeispiel eine Modulation von 50% von mA_max die Grenze, und die Modulationskurve wird an diesem Pegel gekappt.

Das Kappen der Modulationskurve gemäß der Erfindung wird ausgeführt, indem die vierzig mA Sollwerte gemäß Gleichung 1 unter Verwendung des geänderten Modulati onsindex (α) berechnet werden, der aus der gespeicher ten Tabelle gelesen wird, wie es vorstehend beschrie ben ist. Dann wird ein minimaler mA Sollwert (mA_min) berechnet gemäß dem folgenden Ausdruck, der auf der bekannten Generatormodulationsgrenze (a_lim) basiert:

mA_min = mA_max (1-α_lim) (2)

Der berechnete mA Sollwert wird dann mit diesem mi nimalen mA Sollwert verglichen, und wenn er kleiner als mA_min ist, wird er durch den minimalen Stromsoll wert mA_min ersetzt:

mA = mA_min (3)

Die durch den Modulationsindex (α) angegebene Modu lationskurve wird somit treu gefolgt, bis die Genera torgrenzen erreicht werden. An diesem Punkt wird die Kurve bei mA_min gekappt.

Wie in Fig. 4 am Block 122 gezeigt ist, werden die entstehenden vierzig mA Werte zur Röntgensteuerung 22 runtergeladen, und es wird ein Zeitsteuersignal gesen det, um den Start der Dosis mit der Gestellorientie rung und der Tischposition zu koordinieren.

Wenn jede Scheibe erfaßt wird, wird das Gestell 12 mit einer konstanten Winkelgeschwindigkeit durch die Gestellmotorsteuerung 23 gedreht. Am Ende von jedem 9° Inkrement der Gestelldrehung wird der nächste mA Stromsollwert, der zur Röntgensteuerung 22 runtergela den wurde, ausgelesen und verwendet, um den Röntgen röhrenstrom während des nächsten Drehinkrementes von 9° zu steuern. Dieser Zyklus setzt sich fort, bis alle vierzig mA Stromsollwerte nacheinander angewendet wur den, wenn das Gestell eine 360° Drehung vollendet.

Der Zyklus der Berechnung von mA Stromsollwerten und ihr Runterladen zur Röntgensteuerung 22 setzt sich fort, bis die letzte Scheibe in der vorgeschriebenen Abtastung erfaßt worden ist, wie es am Entscheidungs block 123 ermittelt wird. Das Gestell wird dann am Block 123 gestoppt und der Bedienungsperson wird si gnalisiert, daß die Abtastung abgeschlossen ist.

Die gewonnenen Röntgenprofildaten werden in der üb lichen Weise verarbeitet, um ein Scheibenbild zu re konstruieren. Obwohl die Ansichten mit variierender Röntgenbündelintensität gewonnen worden sind, werden die Daten mit dem Bezugsdetektorsignal normiert, wie es oben angegeben wurde, so daß die Rekonstruktion des Bildes mit Röntgenprofildaten ausgeführt wird, die ef fektiv mit einer konstanten Röntgenbündelintensität während der gesamten Gestellumdrehung gewonnen wurden.

Es sind jedoch noch weitere Ausführungsbeispiele möglich. Beispielsweise können andere im voraus fest gesetzte Modulationsprofile und Abtastumdrehungen ge speichert und der Bedienungsperson dargeboten werden für eine Verwendung während der Abtastung. Weiterhin ist zwar die sinusförmige Form bei der doppelten Ge stellfrequenz bevorzugt als die Allgemeinzweckscha blone, aber es sind auch andere Formen möglich. Wei terhin können die Patientenprojektionsdaten in einer wendelförmigen Übersichtabtastung oder von einer be nachbarten Scheibe gewonnen werden, die bereits erfaßt worden ist. Es sei auch darauf hingewiesen, daß die Erfindung auf eine CT Einrichtung anwendbar ist, die jede Scheibe erfaßt, während der Patiententisch entwe der stationär oder in einer spiralförmigen Abtastung ist, bei der der Tisch während der Datenerfassung kon tinuierlich bewegt wird.

Claims

1. Verfahren zur Verringerung der Dosis von ei nem Röntgenbündel, das einem Patienten von einer CT Rönt geneinrichtung während der Erfassung von Schwächungsdaten von einer Scheibe zugeführt ist, gekennzeichnet durch:

a) Gewinnen von Patienten-Schwächungsdaten aus der Scheibe, die die Schwächung des Röntgenbündels durch den Patienten an zwei im wesentlichen orthogonalen Gestell winkeln angeben,
b) Berechnen eines Modulationsindex (α) unter Verwendung von Information, die aus den gewonnenen Patien ten-Projektionsdaten abgeleitet ist, die die Verringerung in der Röntgendosis angeben, die dem Patienten zuführbar ist,
c) Berechnen eines Modulationsprofils unter Verwendung des Modulationsindex (α), wobei das Modulations profil einen Satz von Werten enthält, die die Röntgendosis angeben, die dem Patienten an aufeinanderfolgenden Gestell winkeln während der Gewinnung von Schwächungsdaten aus der einzelnen Scheibe zugeführt ist,
d) Vergleichen jedes Wertes in dem Modulations profil mit einem Wert, der eine minimale Röntgendosis an gibt, und wenn der Wert des Modulationsprofils kleiner ist, Ersetzen des Wertes des Modulationsprofils durch den Wert, der die minimale Röntgendosis angibt, und
Gewinnen der Schwächungsdaten für die Scheibe durch Drehen des Gestells und Modulieren bzw. Steuern der zugeführten Röntgendosis, wie sie durch das Modulationspro fil angegeben ist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß die Röntgendosis durch Verändern des einer Röntgenröhre zugeführten Stroms moduliert bzw. gesteuert wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß das Modulationsprofil die Röntgendosis im we sentlichen sinusförmig als eine Funktion des Gestellwinkels variiert.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß der Satz von Werten in dem Modulationsprofil den Strom angibt, der einer Röntgenröhre an aufeinanderfol genden Gestellwinkeln zugeführt wird, und der die minimale Röntgendosis angebende Wert den kleinsten Strom angibt, der der Röntgenröhre zugeführt werden kann, ohne daß von den Stromwerten abgewichen wird, die von dem Modulationsprofil angegeben sind.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß der Schritt b) ausgeführt wird durch

i) Berechnen eines Schwächungsverhältnisses aus den gewonnenen Schwächungsdaten des Patienten und
ii) Wählen des Modulationsindex (α) aus einer gespeicherten Tabelle von Werten unter Verwendung des be rechneten Schwächungsverhältnisses.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekenn zeichnet, daß die in der Tabelle gespeicherten Modulations indexwerte als eine Funktion des ansteigenden Schwächungs verhältnisses zunehmen.