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ERFINDUNGSGEBIET
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Ein
Ziel der Erfindung besteht in einem Verfahren zur Erzeugung eines
Tomosynthesebildes zum Zwecke einer selektiveren Erkennung von radiologischen
Auffälligkeiten.
Die vorliegende Erfindung kann mit besonderem Vorteil, jedoch nicht
ausschließlich,
auf dem Gebiet der medizinischen Bildgebung und insbesondere auf
dem Gebiet der Mammographie eingesetzt werden. Die vorliegende Erfindung
bezieht sich auch auf eine medizinische Bildbetrachtungsstation,
welche ein derartiges Bildverarbeitungsverfahren umfasst.
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STAND DER TECHNIK
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Zurzeit
werden Mammographien in großem Umfang
zur Früherkennung
von Läsionen
eingesetzt, die mit Brustkrebs im Zusammenhang stehen. Die radiologischen
Anzeichen, die mit Hilfe von Mammographiegeräten erkennbar sind, können entweder Kalziumakkretionen
sein, die als Mikrokalzifikationen bekannt sind und Elemente darstellen,
welche weniger durchlässig
für Röntgenstrahlen
sind als die umgebenden Gewebe oder Tumore, welche im Mammographiebild
als dichte Zonen erscheinen, in denen die Röntgenstrahlen stärker absorbiert
werden als in den angrenzenden Zonen.
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Radiographiebilder
werden mit Hilfe eines Röntgenmammographiegeräts erzeugt,
das der Aufnahme von Radiographiebildern von den Brüsten der Patientinnen
dient. Was ihre Struktur anbelangt, weist eine Mammographievorrichtung
aufgrund ihres Prinzips eine vertikale Säule auf, die schräg ausgerichtet
werden kann und mit einer Brustauflagefläche oder -platte ausgestattet
ist, auf der die Patientin ihre Brust platziert. Die Brustauflagefläche oder
-platte wird zur Erfassung eines Radiographiebildes entweder auf
einen strahlenempfindlichen Film oder einen elektronischen Detektor
aufgebracht. Die Bilderfassungsprotokolle machen es notwendig, die
Brust zum Zeitpunkt der Radiographie zusammenzudrücken. Zu
diesem Zweck weist die Säule
eine Handbetätigte
oder motorbetriebene Schiebeplatte auf, mit der die Brust zusammengepresst
werden kann. Der obere Abschnitt der Säule weist eine Röntgenröhre sowie
Instrumente auf, welche zur Kollimation des Röntgenstrahls verwendet werden.
Folglich trägt
die Säule
vertikal, und von oben nach unten gesehen, die folgenden Elemente:
die Röntgenröhre, die Schiebeplatte,
die Brustauflagefläche
und den Detektor.
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Allerdings
erzeugt ein Mammographiegerät dieser
Bauart lediglich ein 2D-Bild von der Brust der Patientin, welches
keine ausreichenden Informationen in Bezug auf das Vorhandensein
eines Tumors oder einer Kalzifikation liefert und oft zu falschen
positiven Interpretationen führt,
die sowohl Stress für die
Patientin bedeuten als auch erhöhte
Kosten für das
Gesundheitswesen mit sich bringen.
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Ferner
kommt es manchmal vor, dass bestimmte Kalziumablagerungen und bestimmte
Fälle von
Opazität
nicht identifiziert werden. Dieses Phänomen hat mehrere Gründe. Insbesondere
weil Mammographiebilder das Ergebnis von Projektionen sind, bilden
sie überlagerte
Strukturen ab, durch welche die Erkennbarkeit von Bruststrukturen
beeinträchtigt
wird, was bisweilen entweder zu einer falschen positiven Interpretation
führt (wenn
die Überlagerung
dieser Strukturen wie eine Opazität aus sieht) oder eine falsche
negative Interpretation nach sich zieht (wenn diese Strukturen die
Sicht auf eine Läsion
verdecken).
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Um
zu einer Lösung
dieser Probleme der falschen positiven und falschen negativen Interpretationen
beizutragen, gibt es nach dem Stand der Technik Mammographiegeräte, die
ein 3D-Bild von der Brust der Patientin erzeugen. 1a liefert
eine schematische Ansicht des Prinzips der Erfassung eines 3D-Bildes
von der Brust der Patientin. Beim Gerät von 1a wird
vorgezogen, eine Serie von Bildern zu erfassen, die einer Reihe
von Bestrahlungen entsprechen, welche mit der Röntgenröhre 4 des Mammographiegeräts durchgeführt und
an verschiedenen Positionen P'n
bis Pn entlang eines Wegs T gemacht werden, anstatt ein Bild durch
die kontinuierliche Zusammensetzung der Bestrahlung auf einem röntgenstrahlenempfindlichen
Film zu erfassen. Während dieser
aufeinander folgenden Bestrahlungen P'n to Pn wird die Brust der Patientin 2 und
somit auch der Detektor 3 bestrahlt.
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Es
gibt bekannte Möglichkeiten,
sowohl das Bild in einer Schnittebene als auch die anderen Bilder in
den an die Schnittebene angrenzenden Ebenen zu rekonstruieren, und
zwar indem nachfolgend Bildrekonstruktionsalgorithmen von dem Typ
angewendet werden, wie sie auch bei der Computertomographie zum
Einsatz kommen.
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Folglich
kann von einer Synthesetomographie gesprochen werden, bei der alle
Bilder während einer
einzigen Abtastung gewonnen werden. Retrospektiv kann eine beliebige
parallel zum Detektor verlaufende Ebene in der Brust aus der Serie
von erfassten Bildern erzeugt werden. So wird aus der Serie von
Bildern, die während
der Projektion erfasst wurden, eine Rei he von Bildschnitten erzeugt,
die sich über
die Dicke der zusammengedrückten
Brust erstrecken. Jeder Abschnitt 5a bis 5n stellt
einen virtuellen Schnitt dar, der bei einem Abstand z parallel zur Ebene
des Detektors verläuft.
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1b liefert
eine schematische Ansicht von zwei virtuellen Schnitten des erzeugten
Bildvolumens, die parallel zur Detektorebene verlaufen. Wie aus 1b ersichtlich
ist, sind die Bereiche 6 und 7 der Brust 2,
welche von klinischem Interesse sind, in Bezug auf deren Schnittebenen
auf alle Abschnitte verteilt, wobei gleichzeitig die Überlagerung
mit dem umgebenden Gewebe minimiert wird.
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Allerdings
ist das Tomosynthese-Mammographiegerät Einschränkungen unterworfen. Denn bei
solchen Tomosynthesegeräten
wird für
eine durchschnittliche Brust eine digitale Volumenrekonstruktion
von typischerweise 50 bis 80 Schnitten durchgeführt. Folglich ist die zu handhabende
Informationsmenge sehr groß.
Zudem dauert der Zugang zu einer Information, die von klinischem
Interesse ist, sehr viel länger,
da die Suche nach dieser Information im Bildvolumen sequentiell
erfolgt.
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Ein
anderes Problem, dass typischer für die Mammographie ist, aber
auch auf anderen Gebieten auftreten kann, hängt mit der Notwendigkeit zusammen,
die Mikrokalzifikationen analysieren zu können, welche zwischen 100 μm und 500 μm klinisches
Interesse gewinnen. Folglich macht die Erkennung und Charakterisierung
der Anomalien, die bei der Mammographie eine Krebsläsion vermuten
lassen, eine hohe Raumauflösung
notwendig. Dieses Problem der Raumauflösung ist bei Tomosynthese-Mammographievorrichtungen
von entscheidender Bedeutung. Daher können diese Vorrichtungen nicht
verwendet werden, um eine ausreichende Bildqualität für eine Feinanalyse
von Mikrokalzifika tionen zu erhalten.
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Ferner
ist bei solchen Erfassungsgeometrien zu erwarten, dass winzige Objekte
wie Mikrokalzifikationen schwieriger zu erkennen sind oder nicht
lokalisiert werden können.
Denn die außerhalb
der Ebene befindlichen Zonen 6 und 7, die von
klinischem Interesse sind, werden aufgrund einer Fuzzy-Spot-Funktion beeinträchtigt,
die erstens durch den Rekonstruktionsalgorithmus und zweitens durch
die Volumenrekonstruktion der ganzen Brust induziert wird. Diese
Volumenrekonstruktion der gesamten Brust kann entlang der Projektionsachse
nicht mit ausreichender Auflösung
durchgeführt
werden, es sei denn, es wird ein sehr großes Datenvolumen generiert.
Das hat zur Folge, dass der Untersuchungsprozess der Tomographiebilder
stark beeinträchtigt
wird.
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Darüber hinaus
ist der individuelle Verlust von Mikrokalzifikationen nicht die
einzige zu erwartende Auswirkung, da bei Anhäufungen von Mikrokalzifikationen
aufgrund von reduzierter Tiefenschärfe ein zusätzlicher, gleichzeitiger Sichtbarkeitsverlust von
Mikrokalzifikationen in den Anhäufungen
auftritt. Diese Tiefenschärfe
drückt
die Quantität
aus, die variiert werden kann, ohne dass dabei die Schärfe des Bildes
unterhalb oder jenseits der exakten Fokusebene ernsthaft beeinträchtigt wird.
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Nach
dem Stand der Technik gibt es einen Ansatz in Bezug auf die Probleme
des Arbeitsflusses und der Anzeige-Tiefenschärfe. Dieser Ansatz wird von Tao
Wu et. al. in einem Artikel in "Medical
Physics", März 2003,
Band 30 365/380 vorgestellt. Die von Tao Wu et. al. beschriebene
Lösung
stellt eine Strategie zur Verteilung der Gesamtheit der Röntgenstrahlenintensitäten dar,
die gängigerweise
als Dosis bezeichnet wird. Bei dieser Strategie wird eine nicht-einheitliche
Verteilung der Bestrahlungsdosis implementiert, welche während der
Bestrahlung der Brust von der Röntgenröhre erzeugt
wird. Diese Verteilung wird als Funktion der Position der Röhre in Relation
zur Brust und zur Bewegung des Detektors ausgeführt.
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Dieser
Ansatz, der von Tao Wu et. al. in einem Artikel vorgestellt wird,
wird in 2 gezeigt. In 2 sind
die Positionen der Röhre
winkelförmig zwischen
zwei Grenzlinienpositionen Pn und P'n in Gruppen von Ausrichtungen der Röhre verteilt.
Die Gruppen sind auf beiden Seiten der Mittelposition P0 der Röntgenröhre angeordnet.
Die Bestrahlungsdosis ist für
alle Ausrichtungen innerhalb einer Gruppe gleich.
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Bei
einer Grenzliniengruppe G3 oder G'3, bei der die Positionen der Röhre so nah
wie möglich
an der Grenzlinienposition Pn oder P'n liegen, entspricht die akkumulierte
Bestrahlungsdosis 0,33 der Gesamtbestrahlungsdosis. Bei einer Mittelgruppe
G1, für
die die Positionen der Röhre
auf beiden Seiten der Mittelposition verteilt sind, entspricht die
akkumulierte Bestrahlungsdosis der Gesamtbestrahlungsdosis. Bei
einer Zwischengruppe G2 oder G'2,
die sich zwischen der Mittelgruppe G1 und der Grenzliniengruppe
G3 oder G'3 befindet,
entspricht die akkumulierte Bestrahlungsdosis 0,5 der Gesamtbestrahlungsdosis.
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Bei
diesem vorgeschlagenen Ansatz werden rekonstruierte Schnitte auf
digitalem Wege kombiniert, wobei sie zusammen eine höhere Tiefenschärfe erzielen.
Allerdings wird dadurch nicht der potentielle Verlust der Mikrokalzifikationen
behoben, der sich daraus ergibt, dass diese in Bereichen von klinischem
Interesse liegen, die sich außerhalb
der Ebene befinden, so dass sie kein zusätzliches Datenvolumen erzeugen, welches
mit den Schnitten kombiniert wird. Ferner kann der Arbeitsablauf
behindert werden, wenn die Kombination der Schnitte zum selben Zeitpunkt
erfolgt wie die Bildschirmdarstellung.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die
Erfindung zielt auf die Überwindung ebendieser
Nachteile der oben beschriebenen Techniken ab. Zu diesem Zwecke
wird bei der Erfindung ein Verfahren zur Erzeugung von Tomosynthesebildern
vorgeschlagen, durch welches es ermöglicht wird, die Erkennung
von radiologischen Anzeichen mit erhöhter Selektivität durchzuführen.
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Zu
diesem Zwecke schlägt
die Erfindung Techniken zur Projektionsbilderfassung vor, die mit einem
Bildverarbeitungsverfahren verbunden sind, welches eingesetzt wird,
um die Erkennung von radiologischen Anzeichen in einem 3D-Bild zu
erleichtern. Mit der Erfassungstechnik und dem Bildverarbeitungsverfahren
sind die radiologischen Anzeichen beim Tomosyntheseverfahren leichter
zu identifizieren, wodurch eine effizientere Untersuchung ermöglicht wird.
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Die
Erfindung schlägt
einen neuartigen Ansatz bei der Mammographie vor, bei dem die Techniken
der digitalen Verarbeitung des Röntgenbilds
vorteilhaft genutzt werden, um die Lesbarkeit der Information zu
verbessern.
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Diese
Bildverarbeitungsverfahren können verwendet
werden, um eine beträchtliche
Datenmenge bei der Entwicklung von neuartigen Strategien zu handhaben,
durch welche es möglich
wird, die für
die Durchsicht der klinischen Daten benötigte Zeit zu reduzieren und
den Zugriff auf Informationen von klinischem Interesse zu vereinfachen.
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Die
Erfassungstechniken der Erfindung können eingesetzt werden, um
Tomosynthesesequenzen bei einer verbesserten Röntgenstrahlendosis-Verteilungsstrategie
zu gewinnen. Durch die Erfindung kann gezeigt werden, dass eine
beliebige Dosisverteilungsstrategie, die eine Korrektur der Strategie
nach dem Stand der Technik bewirkt, zu einer verbesserten Erkennung
der radiologischen Anzeichen führt.
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Die
Dosisverteilungsstrategie der Erfindung ist definiert als eine Funktion
einer Tiefenschärfe,
die für
eine Bandbreite von Größen und
Klassen von radiologischen Anzeichen einheitlich ist. Diese Strategie
ist mit einer digitalen Filterung verbunden, die darauf ausgerichtet
ist, die optimale Ausbreitung des Signal/Rauschen-Verhältnisses über dem
Frequenzspektrum zu gewährleisten.
Diese digitale Filterung wird mit Hilfe einer Klasse von adaptiven
Filtern durchgeführt,
die zur Kontrolle der Ausbreitung des Rauschens während der
Rekonstruktion benötigt werden.
Bei der Erfindung hängt
das Filter, das auf jede Projektion der Röhre angewendet werden soll, von
der Dosis ab, die dieser Projektion zugeteilt wird.
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Bei
der Erfindung wird daher ein Verfahren zur Gewinnung eines bestimmten
Tomosynthesebildes implementiert, bei dem die angemessene Verteilung
der Erfassungsgeometrien und/oder der Erfassungsdosis und/oder der
digitalen Filterung eine Tiefenschärfe bewirkt, die den verschiedenen
Größen und
Klassen der zu erkennenden radiologischen Anzeichen angemessen ist.
Bei der Erfindung wird ebenfalls die Tatsache hervorgehoben, dass
durch eine Dosisverteilungsstrategie, bei der die Dosis für einen
Winkel nahe an der optischen Achse der Rekonstruktion, d. h. senkrecht
zu den Schnittebenen, am höchsten
ist, die Qualität
des anzuzeigenden Bildes stark verbessert wird, wobei das Verhältnis von der
Mittelposition und zu einer Grenzlinienposition der Röhre 3 zu
1 beträgt.
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Genauer
gesagt besteht eine Aufgabe der Erfindung in einem Verfahren zur
Erzeugung eines Tomosynthesebilds, bei dem:
- – ein Körper während einer
Bestrahlung einer Röntgenstrahlung
ausgesetzt wird, die mittels einer Röntgenröhre erzeugt wird, für welche
die Hauptrichtung der Bestrahlung an einem ersten Ausrichtungswinkel
in Relation zum Körper
ausgerichtet ist,
- – ein
erstes Projektionsbild aufgezeichnet wird, das dieser ersten Ausrichtung
entspricht,
- – diese
Operationen für
andere Ausrichtungen der Ausrichtungs-Hauptrichtung wiederholt werden und
weitere Projektionsbilder aufgezeichnet werden,
- – die
Projektionsbilder verarbeitet werden, so dass ein rekonstruiertes
Bild erzeugt wird,
- – eine
von der Röntgenröhre erzeugte
Bestrahlungsdosis während
der Bestrahlung verändert wird,
und zwar als eine Funktion der Ausrichtung der Hauptrichtung in
Relation zum Körper
oder zu anderen Faktoren, die mit der Ausrichtung im Zusammenhang
stehen,
- – die
Ausrichtungen winkelförmig
zwischen zwei Grenzlinienausrichtungen in Ausrichtungsgruppen unterteilt
sind,
wobei - – eine Ausrichtung oder eine
Ausrichtungsgruppe im Verhältnis
zu der Vielzahl von Ausrichtungen des Pfades bevorzugt wird,
- – die
akkumulierte Bestrahlungsdosis der bevorzugten Ausrichtung oder
der bevorzugten Ausrichtungsgruppen mehr als 5/9 der Gesamtbestrahlungsdosis
beträgt.
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Folgendes
ist ebenfalls vorteilhaft im Sinne der Erfindung:
- – Die Gruppen
befinden sich auf beiden Seiten der mittleren Ausrichtung, deren
Hauptrichtung senkrecht zu einem Träger für den Körper verläuft,
- – Bei
einer Grenzliniengruppe, deren Ausrichtungen am nächsten zu
der Grenzlinienausrichtung liegt, beträgt die akkumulierte Bestrahlungsdosis weniger
als 1/9 der Gesamtbestrahlungsdosis,
- – Bei
einer Mittelgruppe, deren Ausrichtungen auf beiden Seiten der mittleren
Ausrichtung verteilt sind, ist die akkumulierte Bestrahlungsdosis
größer als
5/9 der Gesamtbestrahlungsdosis.
- – Bei
einer Zwischengruppe, die zwischen der Mittelgruppe und einer Grenzliniengruppe
platziert ist, ist die Anzahl der Ausrichtungen der Gruppe kleiner
als die Anzahl der Ausrichtungen einer Grenzliniengruppe.
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Eine
Aufgabe der Erfindung besteht auch in einem Verfahren zur Erzeugung
eines Tomosynthesebildes, wobei:
- – ein Körper während einer
Bestrahlung einer Röntgenstrahlung
ausgesetzt wird, die mittels einer Röntgenröhre erzeugt wird, für welche
die Hauptrichtung der Bestrahlung an einem ersten Ausrichtungswinkel
in Relation zu dem Körper ausgerichtet
ist,
- – ein
erstes Projektionsbild aufgezeichnet wird, das dieser ersten Ausrichtung
entspricht,
- – diese
Operationen für
andere Ausrichtungen der Ausrichtungs-Hauptrichtung wiederholt werden und
weitere Projektionsbilder aufgezeichnet werden,
- – die
Projektionsbilder verarbeitet werden, so dass ein rekonstruiertes
Bild erzeugt wird,
- – eine
von der Röntgenröhre erzeugte
Bestrahlungsdosis während
der Bestrahlung verändert wird,
und zwar als eine Funktion der Hauptrichtung in Relation zum Körper,
- – die
Ausrichtungen winkelförmig
zwischen zwei Grenzlinien ausrichtungen verteilt sind, die sich auf
beiden Seiten der mittleren Ausrichtung befinden,
- – eine
Strahlendosis für
eine Bestrahlung, die nah an einer Grenzlinienausrichtung ausgerichtet
ist, kleiner ist als eine Strahlendosis für eine Bestrahlung, die nah
an der mittleren Ausrichtung ausgerichtet ist, wobei
- – die
Verarbeitung eine Raumfilterung des Projektionsbilds umfasst,
- – die
Raumfilterung einen Filterkern von einer bestimmten Größe umfasst,
- – die
Größe des Kerns
für die
Projektionsbilder, die den Ausrichtungen nahe an der mittleren Ausrichtung
entsprechen, kleiner ist als für
die Projektionsbilder, die den Ausrichtungen nahe an der Grenzlinienausrichtung
entsprechen.
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Ebenfalls
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn sich die zugeteilte
Dosis und die Größe des Kerns
graduell und monoton verändern,
und zwar mit der Identifikation des Ausrichtungswinkels im Verhältnis zur
mittleren Ausrichtung.
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Ebenfalls
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn es sich bei den Filtern
um Wiener-Filter handelt und die Werte der Filter für die Ausrichtungen nah
an der mittleren Ausrichtung größer sind
als die Werte der Filter für
die Ausrichtungen nah an der Grenzlinienausrichtung.
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Wiederum
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn ein Winkel-Pitch, welcher
der Winkel ist, der von zwei aufeinander folgenden Ausrichtungen
geformt wird, zu der Grenzlinienausrichtung hin ansteigt.
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Wiederum
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn die Ausrichtungen nah
an der mittleren Ausrichtung einen Winkel- Pitch von ungefähr 3 Grad aufweisen und die
Ausrichtungen nah an der Grenzlinienausrichtung einen Winkel-Pitch
von ungefähr
7 Grad aufweisen.
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Wiederum
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn die mittlere Ausrichtung
senkrecht zu einem Träger
für den
Körper
ausgerichtet ist, wobei dieser Träger so platziert ist, dass
er der Röntgenröhre gegenüberliegt.
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Wiederum
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn die Bestrahlung fixiert
oder mobil ist.
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Wiederum
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn der Körper eine
Brust ist.
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Wiederum
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn das rekonstruierte
Bild in einen oder mehrere Schnitte im Verhältnis zu einer Schnittebene
parallel zu der des Detektors geschnitten wird.
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Wiederum
vorteilhaft im Sinne der Erfindung ist, wenn die von der Röhre erzeugte
Bestrahlungsdosis als eine Funktion der Dicke der Brust der Patientin
bestimmt wird.
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Die
Erfindung bezieht sich auch auf eine Vorrichtung zur Implementierung
des besagten Verfahrens zur Erzeugung eines Tomosynthesebildes für eine selektivere
Erkennung von radiologischen Anzeichen.
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KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die
Erfindung kann anhand der folgenden Beschreibung und der dazugehörigen Figuren
besser nachvollzogen werden. Diese Figuren sollen als Hinweis dienen
und schränken
den Schutzumfang der Erfindung in keinerlei Hinsicht ein.
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1a,
die bereits beschrieben wurde, ist eine schematische Ansicht, die
das Prinzip der Erfassung eines Tomosynthesebildes zeigt.
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1b,
die bereits beschrieben wurde, ist eine schematische Ansicht von
Schnitten des rekonstruierten digitalen Volumens der Brust.
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2,
die bereits beschrieben wurde, ist eine schematische Ansicht einer
Strategie zur Verteilung von Röntgenstrahlendosen.
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3 ist
eine schematische Ansicht einer Röntgenstrahlenvorrichtung, insbesondere
eines Mammographiegeräts,
das mit den verbesserten Mitteln der Erfindung ausgestattet ist.
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4a ist
eine schematische Ansicht der Effekte einer Strategie zur Dosisverteilung
nach dem Stand der Technik.
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4b ist
eine schematische Ansicht der Effekte einer Strategie der Dosisverteilung
bei der Erfindung.
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5a bis 5c zeigen
einen Modus zur Bestimmung einer Winkelverteilung der Bestrahlungspositionen
bei der Röhre
sowie eine Strategie zur Verteilung der Röntgenstrahlintensitäten gemäß der Erfindung.
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6 ist
eine graphische Ansicht von adaptiven Filtern, die gemäß der Erfindung
auf jedes Projektionsbild anzuwenden sind.
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7 illustriert
Mittel [zur] Implementierung des Verfahrens der Erfindung.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
DER ERFINDUNG
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3 zeigt
eine Röntgenvorrichtung,
insbesondere ein Mammographiegerät,
gemäß der Erfindung.
Diese Röntgenvorrichtung 10 weist
eine vertikale Säule 11 auf.
Auf dieser vertikalen Säule 11 befindet
sich ein Scharnierarm 12, der eine Röntgenstrahlen emittierende
Röhre 13 und
einen Detektor 14 trägt,
welcher in der Lage ist, die von der Röhre 13 ausgesendeten
Röntgenstrahlen
zu erkennen. Dieser Arm 12 kann vertikal, horizontal oder
schräg
ausgerichtet werden. Die Röhre 13 ist
mit einem Brennpunkt 15 ausgestattet, welcher den Röntgenstrahlenemittierenden
Brennpunkt darstellt. Dieser Brennpunkt 15 sendet einen
Röntgenstrahl 16 entlang
einer Emissions-Hauptrichtung
D aus.
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Der
Arm 12 ist mit Hilfe eines Scharniers an der vertikalen
Säule 11 befestigt,
und zwar so, dass mit seiner Hilfe die Röhre 13 entlang eines
Weges T in Form eines Kreisbogens verschoben werden kann, während der
Detektor 14 dabei unbewegt bleibt. Es sind auch andere
Anordnungen möglich,
durch die es der Röhre 13 ermöglicht wird,
sich in einer Ebene oder in einem Kreisbahnabschnitt zu bewegen.
Die Röhre 13 kann
dann verschiedene Positionen einnehmen, die sich über eine
Schräge
zwischen zwei extremen Positionen erstrecken. Diese beiden Positionen
liegen z. B. symmetrisch zueinander im Verhältnis zur Senkrechten zur Ebene
des Detektors 2.
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In
einem bevorzugten Beispiel handelt es sich bei dem Detektor 14 um
einen digitalen Detektor. Der Detektor 14 ist gegenüber der
Röhre 13 und
in Hauptrichtung der Bestrahlung D an den Arm 11 eingehakt,
so dass er den Röntgenstrahl 16 empfangen kann.
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Der
Arm 12 ist mit einer Brustauflagefläche oder -platte 17 ausgestattet,
auf die eine Patientin ihre Brust legt. Diese Brustauflagefläche wird über dem
Detektor 14 positioniert. Der Detektor 14 wird unterhalb
der Brustauflagefläche 17 platziert.
Der Detektor 14 erkennt die Röntgenstrahlen, welche die Brust
der Patientin und die Brustauflagefläche 17 durchdrungen
haben.
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In
einer Variante kann der Detektor 14 mobil sein und zur
selben Zeit wie die Röntgenröhre 13 verschiedene
Positionen um die Brust herum einnehmen. In diesem Fall ist der
Detektor 14 nicht mehr fest an der Brustablageplatte 17 befestigt.
Der Detektor 14 kann flach oder gewölbt sein. Er kann drehbar und/oder
durch Übersetzung
verstellt werden.
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In
einem bevorzugten Beispiel ist der Detektor 14 ein digitaler
Detektor. Der Detektor 14 ist gegenüber der Röhre 13 und in Emissionsrichtung
D an den Arm 12 eingehakt, so dass er den Röntgenstrahl 16 empfangen
kann.
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Der
Arm 12 ist mit einer Brustablageplatte 18 ausgestattet,
auf welche eine Patientin ihre Brust legt. Diese Brustablageplatte 18 wird über dem
Detektor 14 platziert. Der Detektor 14 wird unterhalb
der Brustablageplatte 18 platziert. Der Detektor 14 erkennt
die Röntgenstrahlen,
welche die Brust der Patientin und die Brustablageplatte 18 durchquert
haben.
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Ferner
ist es aus Gründen,
die sowohl mit der Immobilisierung der Brust als auch mit der Bildqualität oder der
Intensität
der Röntgenstrahlen
zu tun haben, mit welchen die Brust der Patientin bestrahlt wird,
notwendig, die Brust der Patientin während der Radiographie zusammenzudrücken. Es können verschiedene
Kompressionskräfte
angewendet werden. Diese Kräfte
werden durch eine Kompressionsplatte 18 ausgeübt, welche
die Brust auf der Brustablageplatte 17 zusammenpresst,
und zwar als eine Funktion des durchzuführenden Typs von Untersuchung.
Zu diesem Zwecke weist der Arm 12 eine Schiebeplatte 18 auf,
die dazu eingesetzt werden kann, die Brust entweder manuell oder
auf Motorbetriebene Weise zusammenzudrücken. Die Platte 18 wird
aus einem röntgenstrahldurchlässigen Material
wie z. B. Kunststoff hergestellt. Daher trägt der Arm 12 von
oben ausgehend in vertikaler Richtung: die Röntgenröhre 13, die Kompressionsplatte 18,
die Brustablageplatte 17 und den Detektor 14.
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Während die
Platte 18, die Brust der Patientin, die Fläche 17 und
der Detektor 14 fest angebracht sind, kann die Röntgenröhre 13 im
Verhältnis zu
der Anordnung verschiedene Positionen im Raum einnehmen.
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Um
eine Untersuchung jedes Teils der Brust der Patientin zu ermöglichen,
kann der Strahl 16 in eine Vielzahl von Richtungen um diese
Brust herum ausgerichtet werden. Nachdem der Detektor 14 die Vielzahl
von Strahlen 16 empfangen hat, welche einen Teil des Körpers des
Patienten durchqueren, sendet er elektrische Signale aus, die der
Energie der empfangenen Strahlen entsprechen. Diese elektrischen
Signale können
dann mit Hilfe eines externen Busses 21 an eine logische
Kontrolleinheit 20 übertragen
werden. Durch diese elektrischen Signale wird es dieser logischen
Kontrolleinheit 20 ermöglicht, ein Projektionsbild
zu erzeugen, das dem analysierten Teil des Körpers entspricht. Diese Bilder
können dann
mit Hilfe eines Bildschirms, der zu dieser logischen Kontrolleinheit 20 gehört, angezeigt
oder aber ausgedruckt werden.
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In
einem Beispiel umfasst die logische Kontrolleinheit 20 einen
Mikroprozessor 22, einen Programmspeicher 23,
einen Datenspeicher 24, einen Anzeigebildschirm 25,
der mit einer Tastatur 26 und einer Ausgangs/Eingangs-Schnittstelle 27 ausgestattet
ist. Der Mikroprozessor 22, der Programmspeicher 23,
der Datenspeicher 24, der Anzeigebildschirm 25,
welcher mit einer Tastatur 26 und einer Ausgangs/Eingangs-Schnittstelle 27 ausgestattet
ist, werden mit Hilfe des internen Busses 28 miteinander verbunden.
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Wenn
man in der Praxis davon spricht, dass eine Vorrichtung einen Arbeitsgang
durchgeführt
hat, wird dieser Arbeitsgang von einem Mikroprozessor der Vorrichtung
durchgeführt,
der mit Hilfe von Befehlskodes kontrolliert wird, die in einem Programmspeicher
der Vorrichtung gespeichert sind. Die logische Kontrolleinheit 20 stellt
solch eine Vorrichtung dar. Die logische Kontrolleinheit 20 wird
oft in Form eines integrierten Schaltkreises ausgeführt.
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Der
Programmspeicher 23 ist in mehrere Zonen unterteilt, wobei
jede Zone Befehlskodes entspricht, so dass sie eine Funktion der
Vorrichtung erfüllt.
Je nach Variante der Erfindung weist der Datenspeicher 23 eine
Zone 29 auf, die Befehlskodes zur Aufstellung eines Weges
der Röhre 13 umfasst.
Der Datenspeicher 23 weist eine Zone 30 auf, die
Befehlskodes zur Bestimmung der Anzahl von Ausrichtungswinkeln der
Richtung D entlang des Weges umfasst. Der Datenspeicher 23 weist
eine Zone 31 auf, die Befehlskodes zur Bestimmung des Modus
zur Ausbreitung der Ausrichtungen der Richtung D gemäß der Klasse
der zu erkennenden radiologischen Anzeichen umfasst. Der Datenspeicher 23 weist
eine Zone 32 auf, die Befehlskodes zur Implementierung einer
Strategie zur Verteilung der Röntgenstrahlintensitäten auf
die Vielzahl von Ausrichtungen der Hauptrichtung D der Röntgenbestrahlung
in Abhängigkeit
von der Klasse und Größe der zu
erkennenden radiologischen Anzeichen umfasst.
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Der
Datenspeicher 23 weist eine Zone 33 auf, die Befehlskodes
zur Kontrolle der Emission der Röntgenstrahlintensitäten umfasst,
die jeder Ausrichtung der Hauptrichtung D der Röntgenbestrahlung zugeordnet
sind.
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Der
Datenspeicher 23 weist eine Zone 34 auf, die Befehlskodes
zur Erfassung des Projektionsbilds umfasst, das vom Detektor 14 empfangen
wurde und den Röntgenstrahlen
entspricht, die bei jeder Ausrichtung ausgesendet werden. Der Datenspeicher 23 weist
eine Zone 35 auf, die Befehlskodes zur Ausführung der
Vorverarbeitung des Projektionsbildes umfasst, was der Eliminierung
von Artefakten dient, welche auf die Erfassungsgeometrie und den Detektor
zurückzuführen sind.
Der Datenspeicher 23 weist eine Zone 36 auf, die
Befehlskodes zur Anwendung eines Filters, bei dem es sich um ein
adaptives Filter handelt, auf jedes Projektionsbild als eine Funktion
der Röntgenstrahlintensität umfasst,
die pro entsprechender Richtung D empfangen wurde.
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Der
Datenspeicher 23 weist eine Zone 37 auf, die Befehlskodes
zur Anwendung eines Tomographie-Rekonstruktionsalgorithmus auf alle
verarbeiteten Projektionsbilder umfasst, die bei verschiedenen Winkeln
erfasst wurden, so dass ein rekonstruiertes digitales Volumen entsteht,
das bei einer durch schnittlichen Brust 50 bis 80 Schnitte
umfasst. Der Datenspeicher 23 weist eine Zone 38 auf,
die Befehlskodes zur Ausführung
eines Algorithmus zur Verarbeitung des rekonstruierten digitalen
Volumens umfasst, um Volumenelemente im Volumen der rekonstruierten
Brust zu lokalisieren, welche ein radiologisches Anzeichen darstellen
könnten.
Bei diesen radiologischen Anzeichen kann es sich um Mikrokalzifikationen
oder Opazitäten
handeln.
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Im
Betriebsmodus bestimmt die logische Kontrolleinheit 20 einen
Weg T der Röhre 13.
Dieser Weg kann in Übereinstimmung
mit einer vom praktizierenden Arzt gewählten Standardansicht festgelegt werden.
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Die
logische Kontrolleinheit 10 verfährt weiter, indem sie eine
Serie von Bestrahlungspositionen der Röhre 3 entlang des
Weges T abfragt. Die Form des Wegs T ist durch die Position des
Brennpunkts 15 vorgegeben. Im Beispiel von 3 hat
der Weg T die Form eines Kreisbogens. Diese Bestrahlungspositionen
der Röhre
werden von zwei Grenzlinienbestrahlungspositionen der Röhre markiert.
Diese Grenzlinienbestrahlungspositionen entstehen im Allgemeinen
aufgrund der Konstruktion der Röhre
oder aber werden in Übereinstimmung
mit den medizinischen Anforderungen erzeugt. Diese Grenzlinienbestrahlungspositionen
entsprechen den extremen Positionen, welche vom Brennpunkt im Raum
eingenommen werden können.
Die zwei Grenzlinienbestrahlungspositionen sind in Bezug auf eine
Mittelposition senkrecht zur Ebene N der Brustauflagefläche 17 symmetrisch.
So wird die Brust und damit auch der Detektor 14 während der
aufeinander folgenden Bestrahlungspositionen bestrahlt. Für diese
Bestrahlungspositionen nimmt der Brennpunkt 15 der Röntgenröhre feste,
winkelförmig
ausgebreitete Positionen im Raum ein.
-
In
einem Beispiel wird geplant, dass die winkelförmige Exploration in Bezug
auf eine Medianrichtung der Bestrahlung, welche die mittlere Bestrahlungsposition
darstellt, 60 Grad plus oder minus 30 Grad betragen soll, obwohl
dies nicht als Grenze der Erfindung aufzufassen ist. Während dieser
Exploration erfasst die logische Kontrolleinheit eine bestimmte Anzahl
von Strahlen 16, z. B. 9, 11, 13 oder je nach gewünschter
Präzision
der Bildrekonstruktion eine andere Anzahl von Strahlen. So wird
die Brust während
der Bestrahlung der Brust der Patientin durch die Röhre 13 einer
Röntgenbestrahlung
ausgesetzt. In einem Beispiel setzt die Röhre 13 die Brust einer ersten
Röntgenbestrahlung
aus, deren Bestrahlungs-Hauptrichtung
D in einem ersten mittleren Ausrichtungswinkel A0 senkrecht zur
Ebene N der Brustauflagefläche
ausgerichtet ist. Diese Bestrahlung stellt die Zeit dar, während der
die Brust den Röntgenstrahlen
ausgesetzt wird. Diese Bestrahlung der Brust wird als fixiert betrachtet,
wenn die Röhre 13 die
Brust einer Bestrahlung in fixierten Positionen aussetzt. Und die
Bestrahlung der Brust wird als mobil betrachtet, wenn die Röhre 13 die
Brust der Bestrahlung in nicht-fixierten Positionen aussetzt.
-
Dieser
mittlere Ausrichtungswinkel A0 steht senkrecht zum normalen [Winkel]
des Detektors, wenn der Detektor fixiert ist. Der mittlere Ausrichtungswinkel
A0 entspricht dem Winkel der Hauptrichtung, wenn sich die Röhre in der
mittleren Bestrahlungsposition befindet. Die logische Kontrolleinheit 20 bestimmt
die Anzahl der Ausrichtungen der Hauptrichtung D der Röntgenbestrahlung
entlang des Weges T der Röhre 13.
Im Beispiel von 3 beträgt die Anzahl von Ausrichtungen 21.
-
Die
Röhre 13 sendet
Röntgenstrahlendosen für die Vielzahl
von Ausrichtungen der Bestrahlungs-Hauptrichtung D entlang eines
Weges T aus. Im Beispiel von 3 werden
nur die Ausrichtungen dargestellt, die sich zwischen der mittleren
Ausrichtung A0 und der Grenzlinienausrichtung A9 befinden. Hier
entspricht der Winkel der Ausrichtung A9 dem Winkel der Hauptrichtung,
wenn sich die Röhre
in einer Grenzlinienbestrahlungsposition befindet.
-
Diese
Ausrichtungen A1 bis A9 befinden sich rechts von der mittleren Ausrichtung
A0. Die anderen Ausrichtungen A'1
bis A'9, die nicht
gezeigt werden, befinden sich links von der mittleren Ausrichtung
A0. Diese Ausrichtungen A'1
bis A'9 weisen dieselben Charakteristiken
auf wie die Ausrichtungen A1 bis A9. Die mittlere Ausrichtung A0
teilt die Gesamtanzahl der Ausrichtungen in zwei gleiche Teile.
-
Die
logische Kontrolleinheit bestimmt auch die winkelförmige Ausbreitung
der Ausrichtungen A0 bis A9, so dass die Vielzahl von Strahlen 16 entlang eines
Weges T ausgesendet wird. Die logische Kontrolleinheit 20 breitet
die Ausrichtungen 16, A0 bis A9, auf dem Weg T als eine
Funktion der Klasse der zu erkennenden radiologischen Anzeichen
aus. Ein Beispiel für
die Bestimmung und die winkelförmige
Ausbreitung der Ausrichtungen wird in 5a und 5c gezeigt.
-
Die
logische Kontrolleinheit 20 bestimmt die Röntgenstrahlintensitäten, die
besser als Dosen bekannt sind, so dass sie auf die Röntgenstrahlen 16 jeder
Ausrichtung der Richtung D verteilt werden. Die gesamte zu verteilende
Röntgenstrahlendosis
kann als eine Funktion der Dosis bestimmt werden, die bei der konventionellen
Mammographie verwendet wird. In einer Variante kann sie als eine
Funktion der Dicke der Brust der Patientin bestimmt werden.
-
Die
logische Kontrolleinheit 20 bestimmt den Modus für die Verteilung
der Gesamtdosis auf die Ausrichtungen der Richtung D. Sie bestimmt
eine bevorzugte Ausrichtung oder bevorzugte Ausrichtungsgruppen,
denen die höchste
akkumulierte Dosis als Röntgenstrahlendosis
zugeteilt wird. Ein Beispiel für diese
Bestimmungsoperation wird in 4b und 5b gezeigt.
Die logische Kontrolleinheit 20 teilt die Röntgenstrahlintensitäten nicht-einheitlich
auf die Strahlen 16 der Richtungen D auf. Die logische
Kontrolleinheit bewirkt, dass die von der Röntgenröhre erzeugte Bestrahlungsdosis
sich während
der Bestrahlung als eine Funktion der Ausrichtung A0 bis A9 der
Hauptrichtung in Relation zum Körper
verändert. Eine
beispielhafte Ausführungsform
einer solchen Verteilung wird in 5b gezeigt.
-
Der
Detektor 14 erfasst eine Vielzahl von Projektionsbildern,
welche die Vielzahl von Bestrahlungs-Hauptrichtungen D darstellen.
Die logische Kontrolleinheit wendet ein adaptives Filter auf jedes Projektionsbild
an, und zwar als eine Funktion der Intensität der Röntgenstrahlen, die pro entsprechende Richtung
D empfangen werden.
-
Die
logische Kontrolleinheit 20 erfasst diese Vielzahl von
gefilterten Projektionsbildern im Datenspeicher 24. Indem
dann Bildrekonstruktions-Algorithmen von dem Typ verwendet werden,
wie er bei einer Computertomographie eingesetzt wird, ist es möglich, ein
Bild in einer Schnittebene sowie andere Bilder in Ebenen zu rekonstruieren,
welche an die Schnittebene angrenzen. Man kann daher von einer Synthesetomographie
sprechen, bei der alle Bilder in Zuge einer einzigen Abtastung erfasst
werden. In der Praxis ist das Bild in der Schnittebene genauer als die
Bilder in den benachbarten Ebe nen, sofern die Exploration nicht
bei 180° durchgeführt wird.
-
Die
Korrekturen, die diese Synthese beinhaltet, stehen ebenfalls mit
der Tatsache im Zusammenhang, dass der Weg des Röntgenröhren-Brennpunkts nicht homothetisch
zur Position des Detektors ist, und zwar aufgrund der Tatsache,
dass der Detektor entlang der verschiedenen Auftreffwinkel im Verhältnis zu
der normalen Projektionsrichtung eine Neigung aufweist. Die Auswirkungen
dieser Erfassungseinschränkungen
der Computertomographie-Rekonstruktionsalgorithmen werden durch
die logische Kontrolleinheit korrigiert.
-
Um
eine vollständige
Darstellung der Brust in Bezug auf die ausgewählte Ansicht zu erhalten, führt die
logische Kontrolleinheit dieselben Operationen für die Ausrichtungen A'1 bis A'9 des Weges T durch.
-
4a stellt
auf schematische Weise eine Strategie zur einheitlichen Dosisverteilung
nach dem Stand der Technik dar. Im Beispiel von 4a weisen
die Ausrichtungen der Richtung D eine einheitliche Winkelverteilung θ auf. Ebenso
ist die Dosis einheitlich auf die Vielzahl von Richtungen D verteilt.
Der Detektor gibt für
jede Ausrichtung ein Z-Antwortsignal
entlang der Projektionsachse, welche vom Radius der Projektion der
Brust abhängt.
-
Beim
dem Ausbreitungs- und Verteilungsmodus von 4a werden
große
radiologische Anzeichen in der Brust, wie die Opazitäten 40,
mit einer hohen Selektivitätsrate
erfasst. Allerdings wird das Antwortsignal bei kleinen radiologischen
Anzeichen in der Brust, wie beispielsweise bei Mikrokalzifikationen 41,
sehr kurz ausfallen, wodurch die Erkennbarkeit der Läsion unabhängig vom
verwendeten Rekonstruktions- oder An zeigeverfahren beeinträchtigt wird. Dieses
Problem ergibt sich aufgrund der Tatsache, dass bei der klassischen,
einheitlich verteilten Dosis diejenige Dosis, die den Ausrichtungen
nah an den Grenzlinienausrichtungen zugeteilt wird, für die gelieferten
Informationen überhöht ist:
Diese Information ist vom klinischen Standpunkt aus gesehen von
geringem Nutzen und kann sogar einen ungünstigen Effekt auf die Erkennung
von Läsionen
haben.
-
Die
Erfindung löst
dieses Problem durch die Implementierung einer nicht-einheitlichen
Dosisverteilungsstrategie, wie sie anhand von 4b deutlich wird.
Im Beispiel von 4b ermöglicht diese Dosisverteilungsstrategie
eine anisotrope 3D-Rekonstruktion der Brust. So werden die Z-Antwortsignale
der erkannten radiologischen Anzeichen als eine Funktion des klinischen
Ziels definiert, welches in der gleichzeitigen Erkennung von großen und
kleinen radiologischen Anzeichen bei optimaler Verwendung der Dosis
besteht. Bei dieser Art von Strategie ändert sich der effektive Winkel
der Ausrichtung mit der Größe des zu
erkennenden radiologischen Anzeichens.
-
5a zeigt
einen Modus zur Bestimmung einer Winkelausbreitung entlang des Weges
der Röhre.
Bei der Tomosynthese hat die Winkelausbreitung einen wichtigen Effekt
auf die Überlagerung
der Gewebe. Folglich untersucht die logische Kontrolleinheit zwei
identische, homogene Kugelstrukturen 42 und 43 mit
einem Abschwächungskoeffizienten μ und einem
Durchmesser 44 einer Länge
d, um die Ausbreitung der Ausrichtungen zwischen den Grenzlinienausrichtungen
zu bestimmen. Diese beiden Kugelstrukturen 42 und 43 weisen
zwischen ihren Zentren entlang derselben vertikalen Achse 45 einen
Abstand a auf. Der Winkel θ,
der benötigt
wird, um die Kugelkreise 42 und 43 entlang der
Achse deutlich zu unterscheiden, wird durch den minimalen Winkel
definiert, so dass deren Projektionen tangential sind.
-
Auf
dieser Basis kann die logische Kontrolleinheit den Ausbreitungswinkel
der Ausrichtungen berechnen, der verwendet wird, um alle in der
Brust vorhandenen radiologischen Anzeichen zu unterscheiden. In
einem Beispiel kann die logische Kontrolleinheit nur zwei Klassen
von radiologischen Anzeichen untersuchen, nämlich Opazitäten und
Mikrokalzifikationen. Es können
auch andere Läsionen
untersucht werden.
-
Opazitäten weisen
einen relativ niedrigen Abschwächungskoeffizienten Δμ und einen
großen Durchmesser
im Bereich von 2 mm < d < 8 mm auf, während Mikrokalzifikationen
einen höheren
Abschwächungskoeffizienten Δμ und einen
kleineren Durchmesser d < 1
mm haben. Die logische Kontrolleinheit ordnet jeder Klasse von radiologischen
Anzeichen einen festen Trennabstand a zu.
Die logische Kontrolleinheit errechnet den Ausbreitungswinkel jeder
Ausrichtung im Falle der Herbeiführung
einer Veränderung
in Bezug auf den Durchmesser der radiologischen Anzeichen mit einem
konstanten Trennungspitch. In einem bevorzugten Beispiel erzielt
die logische Kontrolleinheit eine Variation beim Durchmesser der
Mikrokalzifikationen mit einem konstanten Trennungspitch von 0,1
mm und den Durchmesser der Opazitäten mit einem konstanten Trennungspitch
von 1 mm.
-
Das
bedeutet, dass das Winkelverhältnis
für einen
Winkelabstand nah an der mittleren Ausrichtung bei 0 Grad als relativ
klein und für
die Ausrichtungen nah an den Grenzlinienausrichtungen der Röhre als
größer betrachtet
wird.
-
5b zeigt
die Ansicht eines Modus für
die Dosisvertei lung in einer bevorzugten Ausführungsform. In diesem Beispiel
bildet die y-Achse den Prozentanteil der Röntgenstrahlintensitäten oder
die Dosis und die x-Achse die Winkeln ab, die jeweils von jeder
Ausrichtung der Bestrahlungs-Hauptrichtung mit der mittleren Ausrichtung
gebildet werden. Die Dosis wird nicht-einheitlich über die
Gesamtheit der Ausrichtungen A'9
bis A9 verteilt. Die Ausrichtungen sind winkelförmig zwischen zwei Grenzlinienausrichtungen
A9 und A'9 in Form
von Ausrichtungsgruppen ausgebreitet. Die Ausrichtungsgruppen befinden
sich auf beiden Seiten der mittleren Ausrichtung A0.
-
Die
logische Kontrolleinheit bestimmt eine bevorzugte Ausrichtung oder
eine bevorzugte Ausrichtungsgruppe für den Weg T. Sie teilt dieser
bevorzugten Ausrichtung oder dieser bevorzugten Ausrichtungsgruppe
mehr als 5/9 der Gesamtdosis zu.
-
Im
Beispiel von 5b wird die mittlere Ausrichtung
A0 als bevorzugte Ausrichtung angesehen. Die logische Kontrolleinheit
ordnet der mittleren Ausrichtung A0 mehr als 5/9 der Gesamtdosis
zu. Sie ist es, welche die höchste
Dosis erhält,
nämlich
70 % bis 80 % der Gesamtdosis. Die Ausrichtungen A'1 und A1 nah an der
mittleren Ausrichtung A0 erhalten 10 % bis 20 % der Gesamtdosis.
Die Ausrichtungen A'2 und
A2 nahe der mittleren Ausrichtung A0 erhalten 5 % bis 10 % der Gesamtdosis.
Die Ausrichtungen A6, A7 und A'6,
A'7, die sich jeweils
nahe an den Grenzlinienausrichtungen A9 und A'9 befinden, erhalten 1 % bis 3 % der
Gesamtdosis. Die Zwischenausrichtungen A3, A4 und A'3, A'4 erhalten 3 % bis
5 % der Dosis. In diesem Beispiel erhöht die logische Kontrolleinheit
die Dosis, wenn sich die Ausrichtung der mittleren Ausrichtung A0
annähert.
-
Die
bevorzugte Ausrichtung ist vorzugsweise diejenige Ausrichtung, deren
Hauptrichtung senkrecht zur Ebene der Brust auflage verläuft. Es
kann ebenfalls diejenige Ausrichtung sein, die eine Gesamtanzahl
von Ausrichtungen in zwei Teile unterteilt. Sie kann gemäß den Ausführungsformen
der Erfindung definiert werden.
-
Die
logische Kontrolleinheit kann einer bevorzugten Ausrichtungsgruppe
auch mehr als 5/9 der Gesamtdosis zuteilen. Die Ausrichtungen dieser Ausrichtungsgruppen
befinden sich auf beiden Seiten der bevorzugten Ausrichtung.
-
So
kann mittels der Erfindung gezeigt werden, dass durch eine Dosisverteilung
mit einer Kompensation bis innerhalb des nächstliegenden Winkels der optischen
Rekonstruktionsachse, d. h. der senkrecht zu den Schnittebenen verlaufenden
Achse, die Bildqualität
verbessert wird. Folglich bietet jede beliebige Strategie, mit deren
Hilfe die Dosisverteilung in Bezug auf den Stand der Technik korrigiert
wird, bessere Ergebnisse bei der Erkennung von zwei Klassen von
radiologischen Anzeichen wie z. B. Mikrokalzifikationen oder Opazitäten.
-
In
einem bevorzugten Beispiel kann die Strategie zur Dosisverteilung
wie folgt beschrieben werden: Für
eine Grenzliniengruppe, deren Ausrichtungen sich am nächsten zu
einer Grenzlinienausrichtung befinden, gibt die logische Kontrolleinheit
eine akkumulierte Bestrahlungsdosis aus, die weniger als ein Neuntel
der Gesamtbestrahlungsdosis ausmacht. Für eine Mittelgruppe, deren
Ausrichtungen auf beiden Seiten der mittleren Ausrichtung ausgebreitet sind,
gibt die logische Kontrolleinheit eine akkumulierte Bestrahlungsdosis
aus, die größer als
5/9 der Gesamtbestrahlungsdosis ist. Und bei einer Zwischengruppe,
die sich zwischen der Mittelgruppe und der Grenzliniengruppe befindet,
ist die Anzahl der Ausrichtungen der Gruppe kleiner als die Anzahl
der Ausrichtungen der Grenzliniengruppe.
-
Bei
dieser Art von Verteilung wird das Antwortsignal entlang der Projektionsachse
durch die projizierte Größe der Brust
und die winkelförmige
Erfassungsöffnung
bestimmt. Die Dosis wird bei jeder Projektion angepasst, so dass
der Informationsgehalt bei den Ausrichtungen, die zu den Grenzliniengruppen
gehören,
keine Entscheidung für
kleinere radiologische Anzeichen erlaubt. Der Informationsgehalt, der
von den Ausrichtungen der Mittelgruppe geliefert wird, ermöglicht eine
Entscheidung in Bezug auf kleinere radiologische Anzeichen. Dies
ermöglicht
eine Reduktion des Antwortsignals bei großen radiologischen Anzeichen
im Vergleich zum Antwortsignal bei kleineren radiologischen Anzeichen.
Indem die Verteilung der Dosis einem präzise ausgelegten Winkelprofil
folgt, wird so die Antwort angeglichen und unabhängig von der Größe der Brust
gemacht. Auf diese Weise werden jedem Winkel mit Hilfe der Erfindung ein
Durchmesser und eine Klasse von zu erkennenden radiologischen Anzeichen
zugeteilt.
-
5c ist
ein Beispiel für
ein Dosisverteilungsprofil. Im Beispiel von 5c bestimmt
die logische Kontrolleinheit den Trennungsabstand a für jede
Klasse von radiologischen Anzeichen. Für die Klasse der Mikrokalzifikationen
wird der Abstand a mit 2 mm
definiert. Für
die Klasse der Kapazitäten wird
der Abstand a mit 10 mm definiert.
Das Ergebnis bei der Berechnung der Winkelausbreitung der Ausrichtungen
zwischen zwei Grenzlinienausrichtungen wird in der untenstehenden
Tabelle aufgeführt.
-
Die
Tabelle weist eine erste Spalte auf, in der Informationen zur Klasse
der radiologischen Anzeichen sowie der Wert eines Trennungsabstands
a angegeben wird. Die zweite
Tabellenspalte enthält
Informationen zu den Durchmessern der zu erkennenden radiologischen
Anzeichen. In dieser zweiten Spalte entspricht der konstante Trenn-Pitch
0,1 mm für
Mikrokalzifikationen und 1 mm für
Opazitäten.
Die dritte Spalte enthält
die Berechnung für
die Ausbreitungswinkel der Ausrichtungen im Verhältnis zur normalen Brustablageplatte
als eine Funktion des Durchmessers und der Klasse der zu erkennenden radiologischen
Anzeichen. Die vierte Spalte enthält Berechnungen des Winkel-Pitches der Ausrichtungen.
Der Winkel-Pitch stellt den Winkel dar, der von zwei aufeinander
folgenden Ausrichtungen gebildet wird.
| | Durchmesser (mm) | Winkel
(°) | Winkel-Pitch |
| Opazitäten | | | |
| a
= 10mm | 10 | 90,00 | |
| | 9 | 64,16 | 11,03 |
| | 8 | 53,13 | 8,70 |
| | 7 | 44,43 | 7,56 |
| | 6 | 36,87 | 6,87 |
| 2 | 5
4
3
2 | 30,00
23,58
17,46
11,54 | 6,42
6,12
5,92 |
| Mikrokalzifikationen | | | |
| a
= 2mm | 1 | 30,00 | 3,26 |
| | 0,9 | 26,74 | 3,16 |
| | 0,8 | 23,58 | 3,09 |
| | 0,7 | 20,49 | 3,03 |
| | 0,6 | 17,46 | 2,98 |
| | 0,5 | 14,48 | 2,94 |
| | 0,4 | 11,54 | 2,91 |
| | 0,3 | 8,63 | 2,89 |
| | 0,2 | 5,74 | 2,87 |
| | 0,1 | 2,87 | 2,87 |
-
Die
Kombination der Ergebnisse für
die Mikrokalzifikationen und die Opazitäten ergibt einen Winkel-Pitch
von θ ≈ 3° für die Ausrichtungen
nah an der mittleren Ausrichtung und einen Winkel-Pitch von θ ≈ 7° für die Ausrichtungen
nah an der Grenzlinienausrichtung.
-
Die
logische Kontrolleinheit bestimmt die Dosisverteilungsstrategie,
indem sie den Kontrast berechnet, durch den jede radiologische Anzeichengröße der Tabelle
charakterisiert wird. Um dies zu erreichen, ordnet die logische
Kontrolleinheit den Opazitäten
einen Abschwächungskoeffizienten
von Δμ = 0.027
mm–1 und
den Mikrokalzifikationen einen Koeffizienten von Δμ = 0.714
mm1 zu. Die logische Kontrolleinheit errechnet
den entsprechenden Abschwächungskoeffizienten
für jede
Größe eines
radiologischen Anzeichens der Tabelle. Anhand dieser Tabelle von
Abschwächungskoeffizienten
legt die logische Kontrolleinheit eine dazugehörige Tabelle der Kontraste
für jede
Größe des radiologischen
Anzeichens in der Tabelle fest. Dann wendet die logische Kontrolleinheit
ein mathematisches Entscheidungskriterium an, z. B. das Rose-Kriterium,
um die notwendige Dosis zu berechnen, durch die es möglich wird,
die radiologischen Anzeichen im Projektionsbild als eine Funktion
des für
diese radiologischen Anzeichen errechneten Kontrasts zu unterscheiden.
Durch die Anwendung des mathematischen Rose-Kriteriums und auf der
Grundlage des Kontrastes bestimmt die logische Kontrolleinheit so
die Dosisverteilungsstrategie von 5b. Andere
Typen von mathematischen Kriterien kön nen angewendet werden, um
die Dosisverteilungsstrategie zu bestimmen.
-
Die
logische Kontrolleinheit 10 führt gemäß den Ergebnissen der Tabelle
eine Winkelverteilung der Ausrichtungen zwischen den Grenzlinienausrichtungen
des Wegs T aus. Die logische Kontrolleinheit teilt jeder Ausrichtung
die berechnete Röntgenstrahlendosis
zu. Diese nicht-einheitliche Dosisverteilung kann durchgeführt werden,
um bei Krebszellen einen hohen Kontrast zu erzielen. Diese Dosis
entspricht vorzugsweise der Dosis, die nach dem Stand der Technik
verwendet wird, um bei der Standard-Mammographie zwei Radiographieprojektionen
zu erzeugen.
-
In
einer bevorzugten Ausführungsform
ordnet die logische Kontrolleinheit 10 den Ausrichtungen nah
an der mittleren Ausrichtung eine höhere Dosis zu.
-
Die
logische Kontrolleinheit 10 kann vor der Emission in die
anderen Ausrichtungen zunächst eine
Röntgenstrahlenemission
in die mittlere Ausrichtung anordnen. Sie kann auch die Emission
in die Ausrichtungen nah an den Grenzlinienausrichtungen anordnen,
bevor sie in die Ausrichtungen nah an der mittleren Ausrichtung
emittiert. Sie kann auch ausschließlich eine Emission in diejenigen
Ausrichtungen befehlen, die sich rechts von der mittleren Ausrichtung
befinden. Im gegebenen Fall bestimmt sie die Ausrichtungen, die
sich links von der mittleren Ausrichtung befinden, wobei sie davon
ausgeht, dass die mittlere Ausrichtung die Halbierende der beiden Teile
ist.
-
Der
Detektor 14 erfasst die Projektionsbilder, welche die Emissionen
in die Ausrichtungen von Weg T darstellen. Die Verarbeitung der
Projektionsbilder wird in 6 gezeigt.
-
6 ist
eine graphische Darstellung eines adaptiven Filters, der auf jedes
Projektionsbild anzuwenden ist. Die y-Achse stellt die Amplitude in mm dar.
Die x-Achse stellt die Raumfrequenz dar. Die Projektionsbilder werden
von einem adaptiven Raumfilter verarbeitet, das benötigt wird,
um die Ausbreitung des Rauschens während des Rekonstruktionsschrittes
zu regulieren.
-
Das
Raumfilter weist einen Filterkern von einer bestimmten Größe auf.
Die Größe des Kerns
ist für
die Projektionsbilder, die den Ausrichtungen nah an der mittleren
Ausrichtung entsprechen, kleiner als für die Projektionsbilder, die
den Ausrichtungen nah an den Grenzlinienausrichtungen entsprechen.
-
In
einem bevorzugten Beispiel handelt es sich bei diesen Raumfiltern
um Wiener-Filter. Eine spezielle Implementierung der Filter wird
in Dokument
FR 28 64
299 A beschrieben. Die logische Kontrolleinheit wendet
ein Wiener-Filter auf jedes Bilddatenelement an, und zwar als eine
Funktion der Röntgenstrahlendosis,
die diesem Projektionsbild zugeordnet wurde.
-
6 zeigt
drei Kurven C1 bis C3 von Wiener-Filtern, die zwei Dosisstufen und
drei Typen von radiologischen Anzeichen entsprechen. Die Kurve C1
stellt ein Wiener-Filter dar, das auf ein Projektionsbild angewendet
wird, dessen zugeordnete Dosis bei 0,1 % bis 5 % der Gesamtdosis
liegt und dessen zu erkennendes radiologisches Anzeichen einen Durchmesser
von 3,6 mm hat. Dieses Projektionsbild stammt von einer Ausrichtung
nah an der Grenzlinienausrichtung. In diesem Fall ist das radiologische Anzeichen
eine Opazität.
-
Die
Kurve C2 stellt ein Wiener-Filter dar, das auf ein Pro jektionsbild
angewendet wird, für
das die zugeordnete Dosis bei 0,06 % bis 5 % der Gesamtdosis liegt
und dessen zu erkennendes radiologisches Anzeichen einen Durchmesser
von 2 mm hat. Das Projektionsbild stammt von einer Ausrichtung, welche
eine Zwischenausrichtung zwischen der mittleren Ausrichtung und
der Grenzlinienausrichtung darstellt. In diesem Fall ist das radiologische
Anzeichen eine Opazität.
-
Die
Kurve C3 stellt ein Wiener-Filter dar, das auf ein Projektionsbild
angewendet wird, für
das die zugeordnete Dosis bei 0,3 % bis 30 % der Gesamtdosis liegt
und dessen zu erkennendes radiologisches Anzeichen einen Durchmesser
von 0,5 mm hat. Dieses Projektionsbild stammt von einer Ausrichtung
nah an der mittleren Ausrichtung. In diesem Fall ist das radiologische
Anzeichen eine Mikrokalzifikation.
-
Wie
in 6 deutlich wird, variiert die zugeordnete Dosis
sowie die Größe des Kerns
graduell und monoton mit der Identifikation des Ausrichtungswinkels
im Verhältnis
zur mittleren Ausrichtung. Die Werte der Filter nehmen als eine
Funktion der Raumfrequenz graduell ab. Die Werte der Filter für die Ausrichtungen,
die sich nah an der mittleren Ausrichtung befinden, sind größer als
die Werte der Filter für
die Ausrichtungen, die sich nah an der Grenzlinienausrichtung befinden.
-
So
weist jede Ausrichtung eine zugeordnete Größe und eine radiologische Anzeichenklasse,
eine Dosis und eine Kurve auf, die von der Raumfrequenz abhängig ist.
Anhand der Kurve, die mit der Raumfrequenz und der Modulationsübertragungsfunktion
im Zusammenhang steht, bestimmt die logische Kontrolleinheit für jede Ausrichtung
ein Wiener-Filter, und zwar unter der Annahme, dass das Eingangssignal das
zu erkennende radiologische Anzeichen darstellt, welches einen Durchmesser
und einen gegebenen Kontrast aufweist, die mit dieser Ausrichtung im
Zusammenhang stehen.
-
Die
Filter haben die Funktion, während
des Rekonstruktionsschrittes das Signal/Rauschen-Verhältnis für die kleinen
radiologischen Anzeichen wie z. B. Mikrokalzifikationen aufrechtzuerhalten.
Diese Aufrechterhaltung wird durchgeführt, indem die hochfrequenten
Beiträge
dieser Niedrigdosis-Projektionen zum
Rauschspektrum während
der Rekonstruktion eliminiert werden.
-
Durch
diese Winkelausbreitung der Ausrichtungen wird die Überlagerung
der Gewebe reduziert. Das Verfahren der Dosisverteilung resultiert
in einer verbesserten Nutzung der Gesamtdosis sowie in einem niedrigeren
Risiko, Strukturen von klinischem Interesse zu übersehen.
-
7 illustriert
Mittel [zur] Implementierung des Verfahrens der Erfindung. In 7 sendet
die Röntgenröhre 3 in
Schritt 100 Röntgenstrahlintensitäten aus,
die für
eine Mehrzahl von Projektionen P1 bis Pn in Übereinstimmung mit einem vorausbestimmten
Weg T die Brust der Patientin durchdringen. Diese Röntgenstrahlintensitäten werden
gemäß einer
in den 5a bis 5c beschriebenen
Strategie auf die Projektionen verteilt.
-
Der
Detektor 4 erfasst die Röntgen-Projektionsbilder I1
bis In, die jeweils die Projektionen P1 bis Pn darstellen. Die logische
Kontrolleinheit verarbeitet die Projektionsbilder I1 bis In.
-
In
Schritt 101 wendet die logische Kontrolleinheit den Vorverarbeitungsalgorithmus
auf jedes Projektionsbild I1 bis In an.
-
In
Schritt 102 wendet die logische Kontrolleinheit das Wiener-Filter
auf jedes vorverarbeitete Projektionsbild an, wie dies in 6 beschrieben wird.
In Schritt 103 wendet die logische Kontrolleinheit einen
einfachen Rückprojektions-Rekonstruktionsalgorithmus
an. Dieser Algorithmus wird verwendet, um das Volumen in verschiedenen
Schnittebenen zu rekonstruieren, die parallel zum Detektor verlaufen.
Der hier verwendete Begriff lautet Tomosynthese der Brust. Alle
vorverarbeiteten und gefilterten Bilder I1 bis In werden während dieser
Tomosynthese-Rekonstruktion verwendet, um ein digitales Volumen
der Brust zu erzeugen. Durch diese Tomosynthesetechnik wird ermöglicht,
die Rekonstruktion des 3D-Volumens der Brust anhand einer kleinen
Anzahl von 2D-Projektionen oder Projektionsbilder zu untersuchen,
welche über
einen begrenzten winkelförmigen
Bereich verteilt sind und auf einem digitalen Detektor erfasst werden.
-
In
Schritt 104 wendet die logische Kontrolleinheit einen Verarbeitungsalgorithmus
auf das digitale Volumen an. Dieser Verarbeitungsalgorithmus kann
eine beliebige Art von Algorithmus nach den Stand der Technik sein,
der für
die Verarbeitung und Erkennung von radiologischen Anzeichen in einem digitalen
Volumen verwendet wird. Das Verfahren der Erfindung ermöglicht eine
selektivere Anwendung des Verarbeitungsalgorithmus bei der Erkennung
von radiologischen Anzeichen.
-
In
Schritt 105 zeigt die logische Kontrolleinheit die verarbeiteten
Schnitte des rekonstruierten Volumens an.
-
Bei
einem Verfahren zur Erzeugung eines Tomosynthesebildes wird zum
Zwecke einer selektiveren Erkennung von radiologi schen Auffälligkeiten eine
Dosisverteilungsstrategie vorgeschlagen. Die Strategie wird für eine Vielzahl
von Größen und
Klassen von radiologischen Anzeichen als eine Funktion einer im
Wesentlichen einheitlichen Tiefenschärfe definiert. Diese Strategie
ist mit einer digitalen Filterung verbunden, die darauf abzielt,
die optimale Ausbreitung des Signal/Rausch-Verhältnisses
jenseits des Frequenzspektrums sicherzustellen. Diese digitale Filterung
wird mittels einer Klasse von adaptiven Filtern durchgeführt, die
erforderlich sind, um die Ausbreitung des Rauschens während der
Rekonstruktion zu regulieren. Das Filter, das auf jede Projektion
der Röntgenröhre 4 anzuwenden
ist, hängt
von der Dosis ab, welche dieser Projektion zugeteilt wurde.
-
- 2
- eine
Brust
- 3
- ein
Detektor
- 4
- eine
Röntgenröhre
- 5a
bis 5n
- Abschnitt
- 6
und 7
- Bereiche
von klinischem Interesse
- 10
- eine
Röntgenstrahlenvorrichtung
- 11
- eine
vertikale Säule
- 12
- ein
Scharnierarm
- 13
- eine
Röntgenstrahlemittierende Röhre
- 14
- ein
Detektor
- 15
- ein
Brennpunkt
- 16
- ein
Röntgenstrahl
- 17
- eine
Brustauflagefläche
- 18
- eine
Schiebeplatte
- 20
- eine
logische Kontrolleinheit
- 21
- ein
externer Bus
- 22
- ein
Mikroprozessor
- 23
- ein
Programmspeicher
- 24
- ein
Datenspeicher
- 25
- ein
Anzeigebildschirm
- 26
- eine
Tastatur
- 27
- eine
Ausgangs/Eingangs-Schnittstelle
- 28
- ein
interner Bus
- 29
bis 38
- Zonen
- A0
- ein
erster mittlerer Winkel der Ausrichtung
- A1
bis A9
- Ausrichtungen
- 40
- Opazitäten
- 41
- Mikrokalzifikationen
- 42
und 43
- Kugelstrukturen
- 44
- ein
Durchmesser
- d
- eine
Länge
- 45
- eine
vertikale Achse
- 100
bis 105
- Schritte
- I1
bis In
- Röntgen-Projektionsbilder
- C1
bis C3
- drei
Kurven
- N
- eine
Ebene
- D
- eine
Emissions-Hauptrichtung
- G1
- eine
Mittelgruppe
- G2
oder G'2
- eine
Zwischengruppe
- G3
oder G'3
- eine
Grenzliniengruppe
- P0
- eine
mittlere Position
- P'n bis Pn
- Positionen
- T
- ein
Weg
- z
- ein
Abstand