DE102008004473A1

DE102008004473A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes

Info

Publication number: DE102008004473A1
Application number: DE102008004473A
Authority: DE
Inventors: Thomas Dr. Mertelmeier
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2008-01-15
Filing date: 2008-01-15
Publication date: 2009-07-23
Also published as: EP2102638A1; US20100034450A1; WO2009089947A1; CN101641589A

Abstract

Verfahren zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3-D-Röntgenbildes, bei dem von einem Untersuchungsobjekt (6) mittels einer ortsfesten Röntgenquelle (2) eine Vielzahl von 2-D-Projektionsbildern aufgenommen wird. Die Röntgenquelle (2) umfasst eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten, einzeln ansteuerbaren Emittern (4) zur Abgabe jeweils einer Einzeldosis aus verschiedenen, den einzelnen Emittern (4) zugeordneten Richtungen (16). Aus den einzelnen 2-D-Projektionsbildern wird das tomosynthetische 3-D-Röntgenbild rekonstruiert, wobei zumindest ein 2-D-Projektionsbild aus einer Mehrzahl von Einzelbildern besteht.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein insbesondere für die Mammographie geeignetes Verfahren, sowie auf eine Vorrichtung zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes. Bei einem solchen tomosynthetischen Verfahren wird von einem Untersuchungsobjekt eine Vielzahl von Röntgenbildern aus unterschiedlichen Richtungen aufgenommen. Aus den auf diese Weise erhaltenen 2D-Projektionsbildern wird anschließend das tomosynthetische 3D-Röntgenbild errechnet.
Bei einem tomosynthetischen 3D-Röntgenbild handelt es sich um einen Bilddatensatz, der aus einer Vielzahl von Schichtbildern besteht. Ein solcher durch Rekonstruktion aus 2D-Projektionsbildern gewonnener Bilddatensatz wird im Folgenden als tomosynthetisches 3D-Röntgenbild oder 3D-Tomosynthesebild bezeichnet.
Bei der Mammographie handelt es sich um eine Röntgenuntersuchung der Brust, mit dem Ziel, bösartige Tumore in einem möglichst frühen Stadium zu erkennen. Durch stetige Verbesserung der bildgebenden Verfahren wird abgestrebt, Röntgenbilder mit hoher Aussagekraft zu erzeugen, um gutartige von bösartigen Veränderungen zu unterscheiden, und so die Zahl der fehlerhaften Befunde zu reduzieren. Als fehlerhafter Befund gilt sowohl die Zahl der verdächtigen Befunde, die nicht von bösartigen Veränderungen hervorgerufen werden, als auch diejenige Zahl der nicht entdeckten bösartigen Tumore. Bei herkömmlichen Mammographieverfahren wird das Untersuchungsobjekt, in der Regel eine weibliche Brust, in einer einzigen Projektionsrichtung durchstrahlt, wobei ein zweidimensionales Projektionsbild der komprimierten Brust erzeugt wird. In einem solchen Projektionsbild sind in Richtung des Röntgenstrahls hintereinander liegende Gewebeschichten überlagert dargestellt, so dass gegebenenfalls stark absorbierende gutartige Strukturen einen bösartigen Tumor verdecken, und somit dessen Erkennbarkeit erschweren.
Um derartigen Nachteilen zu begegnen, wird ein beispielsweise aus Tao Wu et al. „Tomographic mammography using a limited number of low-dose cone-beam projection Images", Med. Phys. 30, 365 (2003), bekanntes und als Tomosynthese bezeichnetes Mammographie-Verfahren vorgeschlagen. Bei einem solchen Verfahren wird aus einer Vielzahl von verschiedenen Richtungen jeweils ein digitales Einzelbild der Projektion der weiblichen Brust aufgenommen. Diese aus unterschiedlichen Richtungen aufgenommenen 2D-Projektionsbilder werden, wie bereits erwähnt, zu einem tomosynthetischen 3D-Röntgenbild verarbeitet. In einem solchen 3D-Röntgenbild ist es möglich in Ausbreitungsrichtung des Röntgenstrahles gesehen tiefer liegende Gewebsstrukturen abzubilden.
Bei herkömmlichen Tomosyntheseverfahren wird die Röntgenquelle, gegebenenfalls auch der Detektor, gegenüber dem Untersuchungsobjekt beispielsweise auf einer Kreisbahn geschwenkt. Neuartige Röntgenquellen umfassen eine Vielzahl von Emittern, welche nebeneinander angeordnet sind, und eine Schwenkbewegung der Röntgenquelle überflüssig machen. Alternativ zu der Schwenkbewegung der Röntgenquelle werden die einzelnen Emitter nacheinander zur Emission angeregt, so dass das Untersuchungsobjekt aus verschiedenen Richtungen beleuchtet wird.
Besonders interessant sind Röntgenquellen, deren einzelne Emitter mit Feldemissionskathoden arbeiten. Eine solche Röntgenquelle sowie ihr möglicher Einsatz im Bereich der Tomosynthese ist beispielsweise in J. Zhang et al.: „A multi-beam x-ray imaging system based an carbon nanotube field emitters", Medical Imaging, Vol. 6142, 614204 (2006) vorgeschlagen.
Eine aus mehreren Emittern zusammengesetzte Röntgenquelle erlaubt eine hohe Scan-Geschwindigkeit, da diese nicht durch eine mechanische Bewegung der Röntgenröhre begrenzt ist. Die Strahlungsleistung der einzelnen Emitter ist jedoch im Vergleich zu konventionellen Röntgenröhren relativ gering. Dies führt zu einem niedrigen Signal-Rausch-Verhältnis der gewonnenen 2D-Projektionsbilder und des errechneten 3D-Röntgenbildes.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes anzugeben, welches/welche eine Beleuchtung eines Untersuchungsobjektes mit höherer Dosis gestattet.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren nach Anspruch 1 und eine Vorrichtung nach Anspruch 10.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes wird mit einer ortsfesten Röntgenquelle, die eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten, einzeln ansteuerbaren Emittern umfasst, eine Vielzahl von 2D-Projektionsbildern aufgenommen. Das Untersuchungsobjekt wird aus verschiedenen, den einzelnen Emittern zugeordneten Richtungen beleuchtet; das jeweils entstehende 2D-Projektionsbild wird mit einem digitalen Röntgendetektor aufgenommen. Aus den 2D-Projektionsbildern wird anschließend das tomosynthetische 3D-Röntgenbild rekonstruiert. Zumindest ein 2D-Projektionsbild besteht aus einer Mehrzahl von Einzelbildern. Diese entstehen durch Beleuchtung des Untersuchungsobjektes mit einer von einem Emitter ausgesandten Einzeldosis. Eine Mehrzahl von Einzelbildern wird erzeugt, indem von ein und demselben Emitter mehrere Einzeldosen abgegeben werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren weist insbesondere die folgenden Vorteile auf: Da die maximale von einem einzelnen Emitter der Röntgenquelle erzeugbare Einzeldosis begrenzt ist, kann durch mehrfache Ansteuerung desselben Emitters eine Vielzahl von Einzelbildern erzeugt werden, und somit die für die Belichtung eines 2D-Projektionsbildes zur Verfügung stehende Dosis erhöht werden. Durch mehrfache Ansteuerung einzelner Emitter ergibt sich außerdem die Möglichkeit eine Verteilung der von der Röntgenquelle abgegebenen Gesamtdosis einzustellen. So können beispielsweise einige Projektionen des Untersuchungsobjektes mit einer höheren Dosis aufgenommen werden, was dazu führt, dass die Qualität des anschließend errechneten tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes verbessert werden kann. Durch die einzelne Ansteuerung der Emitter ist es außerdem möglich, eine ungleichförmige Dosisverteilung in dem 3D-Tomosynthesebild, die durch die Beleuchtungsgeometrie bedingt ist, zu kompensieren. Dies sei anhand des folgenden Beispiels erläutert. Oftmals handelt es sich bei dem Untersuchungsobjekt um eine zwischen zwei Kompressionsplatten fixierte weibliche Brust. Diejenigen Röntgenstrahlen, welche von Emittern ausgehen, die mit einer Oberflächennormale der zuvor genannten Kompressionsplatten einen kleinen Winkel einschließen, legen einen vergleichsweise kurzen Weg durch das Untersuchungsobjekt zurück. Hingegen legen diejenigen Röntgenstrahlen, welche von Emittern ausgehen, die mit der Oberflächennormalen einen großen Winkel einschließen, einen vergleichsweise längeren Weg durch das Untersuchungsobjekt zurück. Die von solchen Emittern ausgesandte Einzeldosis wird daher stärker abgeschwächt. Die Folge ist eine ungleichmäßige Dosisverteilung, die kompensiert werden kann, indem diejenigen Emitter, die einen großen Winkel mit der Oberflächennormalen einschließen, mehrere Einzeldosen zur Erzeugung eines 2D-Projektionsbildes abgeben.
Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens gehen aus den von Anspruch 1 abhängigen Unteransprüchen hervor. Demgemäß kann das erfindungsgemäße Verfahren noch die folgenden weiteren Merkmale aufweisen:
Bei einer Röntgenquelle, welche aus einer Vielzahl von einzeln ansteuerbaren Emittern besteht, ist die von einem ein zelnen Emitter abrufbare Röntgendosis insbesondere deswegen beschränkt, da die Gefahr besteht, dass die vergleichsweise kleinen Röntgenemitter thermisch überhitzt werden. Zur Lösung dieses Teilproblems wird nunmehr vorgeschlagen, dass nachdem ein erster Emitter zur Abgabe einer ersten Einzeldosis angesteuert wurde, bevor dieser zur Abgabe einer weiteren Einzeldosis erneut angesteuert wird, zunächst ein von dem ersten Emitter verschiedener weiterer Emitter angesteuert wird. Somit steht dem ersten Emitter zumindest die Emissionszeit des weiteren Emitters als Abkühlzeit zur Verfügung. Es ist nun ebenfalls denkbar, dass dem ersten Emitter eine längere Abkühlzeit zur Verfügung gestellt wird. Zu diesem Zweck können zwischen den einzelnen Emissionsvorgängen eines bestimmten Emitters möglichst viele weitere Emitter angesteuert werden, deren Einzeldosis ebenfalls zur Erzeugung des 3D-Tomosynthesebildes herangezogen wird. Für den zuerst angesteuerten Emitter steht somit eine maximale Abkühlzeit zur Verfügung, ohne dass die Belichtungszeit für das gesamte tomosynthetische 3D-Röntgenbild verlängert wird.
In dem Fall, dass zur Erzeugung einer gewünschten Gesamtdosis, die beispielsweise durch eine vorgegebene Auflösung des 3D-Tomosynthesebildes bestimmt ist, alle Emitter der Röntgenquelle mehrfach angesteuert werden müssen, kann dies im einfachsten Fall so erfolgen, dass die Emitter wiederholt der Reihe nach angesteuert werden. Alle Emitter der Röntgenquelle werden also bei einem ersten Scan in einer bestimmten Reihenfolge angesteuert. Bei den folgenden Scans werden die Emitter nun stets in dieser bestimmten Reihenfolge erneut angesteuert. Einem einzelnen Emitter steht nun die Dauer eines gesamten Scans als Abkühlzeit zur Verfügung. In einem solchen Fall bestehen alle zur Rekonstruktion des tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes herangezogen 2D-Projektionsbilder aus einer Mehrzahl von Einzelbildern. Im einfachsten Fall werden die Emitter sequentiell der Reihe nach von einem zum anderen Ende der Röntgenquelle angesteuert. Handelt es sich beispielsweise um eine Röntgenquelle mit N-Emittern, so können diese der Reihenfolge nach, also 1, 2, ..., N; 1, 2, ..., N angesteuert werden.
Nach einer weiteren Ausführungsform wird eine vorgebbare Verteilung der von der Röntgenquelle abgegebenen Gesamtdosis dadurch erreicht, dass nicht alle, sondern lediglich ausgewählte einzelne Emitter mehr als einmal angesteuert werden. Zur einfacheren Ansteuerung werden die Emitter in Gruppen eingeteilt. Dabei werden jeweils diejenigen Emitter, welche gleich oft angesteuert werden einer gemeinsamen Gruppe zugeteilt. Zur Vereinfachung des Ansteuervorgangs werden die Emitter gruppenweise angesteuert. Innerhalb einer Gruppe werden die Emitter einzeln sequentiell, d. h. nacheinander angesteuert. Besonders vorteilhaft werden unmittelbar nacheinander stets verschiedene Gruppen angesteuert. So stehen den Emittern einer jeden Gruppe stets in etwa die Summe der Emissionszeiten einer weiteren Gruppe als Abkühlzeit zur Verfügung.
Zur Verbesserung der Diagnose von krankhaftem Gewebe wird nach einer weiteren Ausführungsform dem Patienten während oder zwischen zwei aufeinanderfolgenden tomosynthetischen Röntgenuntersuchung ein Röntgenkontrastmittel verabreicht. In einem solchen Fall wird die Untersuchung mit verschiedenen Röntgenenergien durchgeführt, welche so gewählt sind, dass eine erste Röntgenenergie oberhalb und eine weitere Röntgenenergie unterhalb der Absorptionskante des Röntgenkontrastmittels liegt. Zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgendifferenzbildes werden die Emitter der Röntgenquelle derart angesteuert, dass ihre emittierten Einzeldosen verschiedene Röntgenenergien aufweisen. Die einzelnen Emitter der Röntgenquelle werden zunächst, zur Erzeugung eines ersten Satzes von 2D-Projektionsbildern, mit einer ersten Energie betrieben, zur Erzeugung eines weiteren Satzes von 2D-Projektionsbildern werden die Emitter mit einer zweiten Röntgenenergie betrieben. Die beiden erhaltenen Sätze von 2D-Projektionsbildern werden zu zwei verschiedenen 3D- Röntgenbildern oder zu einem 3D-Röntgendifferenzbild verrechnet. In einem solchen 3D-Röntgendifferenzbild ist dasjenige Gewebe, in dem sich das Röntgenkontrastmittel angereichert hat, besonders gut sichtbar. Auch zur Erzeugung von 2D-Projektionsbildern verschiedener Röntgenenergie kann es wünschenswert sein, diese mit erhöhter Intensität aufzunehmen. Zu diesem Zweck können, wie bereits zuvor erläutert, die Emitter der Röntgenquelle einzeln oder gruppenweise wiederholt angesteuert werden.
Zur weiteren Vereinfachung der Ansteuerung wird nach einer weiteren Ausführungsform für alle Emitter der Röntgenquelle ein konstantes Produkt aus Strom und Emissionszeit vorgegeben. Somit ist es vorteilhaft möglich, die Belichtung eines 2D-Projektionsbildes lediglich über die Anzahl der benötigten Einzeldosen zu steuern.
Die Aufgabe wird außerdem mit einer Vorrichtung nach Anspruch 10 gelöst, welche zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9 geeignet ist. Die Röntgenquelle der Vorrichtung umfasst zumindest einen Emitter, der eine Feldemissionskathode aufweist, welche carbon nanotubes (zu deutsch: Kohlenstoff-Nanoröhrchen) umfasst. Außerdem weist die Vorrichtung einen Röntgendetektor mit niedrigem Eigenrauschen auf. Mit einer Feldemissionskathode, deren Feldemitter aus carbon nanotubes besteht, ist es möglich einzelne Röntgendosen mit nahezu beliebiger zeitlicher Form zu generieren. Außerdem lassen sich derartige Kathoden leicht miniaturisieren. Ein Röntgendetektor mit geringem Eigenrauschen ist besonders vorteilhaft, da zur Berechnung eines 2D-Projektionsbildes mehrere Einzelbilder addiert werden. Ein geringes Eigenrauschen des Röntgendetektors verhindert, dass in Folge der Addition der Einzelbilder ein 2D-Projektionsbild mit einem schlechten Signal-Rausch-Verhältnis erhalten wird.
Weitere wesentliche Vorteile der Vorrichtung sind bereits im Zusammenhang mit dem erfindungsgemäßen Verfahren genannt.
Bevorzugt handelt es sich bei der Vorrichtung um eine Mammographieeinrichtung.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnungen erläutert, welche eine schematische Darstellung einer Mammographieeinrichtung zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes zeigt.
Die Figur zeigt eine Mammographieeinrichtung mit einer Röntgenquelle 2, die eine Vielzahl von Emittern 4 aufweist. Dargestellt ist eine Röntgenquelle 2 mit N Emittern 4₁ bis 4_N. Die einzelnen Emitter 4 sind nach der Art eines Arrays nebeneinander angeordnet, und erzeugen Röntgenstrahlen 3, die ein Untersuchungsobjekt 6, im vorliegenden Fall eine weibliche Brust, beleuchten. Die einzelnen Emitter 4 sind so angeordnet, dass sie das Untersuchungsobjekt 6 unter verschiedenen Winken α bestrahlen. Dabei schließt die Bestrahlungsrichtung 16'' des i-ten Emitters 4_i mit einer Oberflächennormalen 9 den Winkel α ein. Zur Einstellung der Bestrahlungsrichtungen 16, 16', 16'', 16''' können die Emitter 4 in der Röntgenquelle 2 geringfügig gegeneinander verdreht angeordnet sein.
Das Untersuchungsobjekt 6 ist zwischen einer Kompressionsplatte 8 und einer Lagerplatte 10 fixiert. Auf der der Röntgenquelle 2 abgewandten Seite des Untersuchungsobjekts 6 befindet sich ein Röntgendetektor 12, der beispielsweise matrixförmig aus einer Vielzahl von Einzeldetektoren 14 aufgebaut ist. Der Röntgendetektor 12 ist im Wesentlichen parallel zu der Kompressions- und Lagerplatte 8, 10 ausgerichtet, so dass diese Bauteile die gemeinsame Oberflächennormale 9 aufweisen.
Die Röntgenquelle 2 erstreckt sich im Wesentlichen senkrecht zu der Oberflächennormalen 9. Die einzelnen Emitter 4 der Röntgenquelle 2 können so angeordnet sein, dass diese mit der Oberflächennormalen 9 jeweils einem Winkel α einschließen, so dass das Untersuchungsobjekt 6 aus verschiedenen Richtungen 16, 16', 16'' und 16''' beleuchtet werden kann. Aus Gründen der Übersichtlichkeit sind lediglich drei einzelne Emitter 4, 4_N-i , und 4_N dargestellt. Beispielhaft soll der nicht explizit dargestellte i-te Emitter 4_i mit der Oberflächennormalen 9 einen Winkel α_i einschließen. Die einzelnen Emitter 4 der Röntgenquelle 2 sind zur Einstellung der Bestrahlungsrichtung 16 geringfügig gegeneinander verdreht. Ist der Abstand zwischen dem Detektor 12 und der Röntgenquelle 2 groß, so können die einzelnen Emitter 4 ebenfalls so ausgerichtet sein, dass ihre Bestrahlungsrichtungen 16 im Wesentlichen parallel ausgerichtet sind.
Zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes werden die einzelnen Emitter 4 in aufsteigender Reihenfolge angesteuert. Selbstverständlich ist es auch möglich die Emitter 4 in einer beliebigen anderen Reihenfolge anzusteuern. Der Röntgendetektor 12 erfasst zu jeder Beleuchtungsrichtung 16, bzw. zu jedem Beleuchtungswinkel α_i einen zugehörigen Einzelbilddatensatz E_i. Über eine Signalleitung S werden Daten, die Informationen über die Beleuchtungswinkel α_i und die zugehörigen Einzelbilddatensätze E_i enthalten, zu einer Steuer- und Verarbeitungseinrichtung 18 gesandt. Dort werden die einzelnen Bilddatensätze E_i zu einem tomosynthetischen 3D-Röntgenbild verarbeitet, welches mit Hilfe von verschiedenen Eingabe- und Anzeigeelementen, welche beispielhaft durch eine Tastatur 20 und einen Monitor 22 dargestellt sind, analysiert und bearbeitet werden. Ein tomosynthetisches 3D-Röntgenbild besteht aus einer Vielzahl von einzelnen Schichtbildern, welche jeweils einen senkrecht zu der Normalen 9 orientierten Schnitt durch das Untersuchungsobjekt 6 wiedergeben. Zur Verdeutlichung sind einige Schnittebenen 24 durch das Untersuchungsobjekt 6 dargestellt.
Bei den Emittern 4 der Röntgenquelle 2 handelt es sich bevorzugt um Emitter 4 mit einer Feldemissionskatode, die carbon nanotubes umfasst. Um eine thermische Überlastung der einzel nen Emitter 4 der Röntgenquelle 2 zu vermeiden, werden diese beispielsweise wie folgt angesteuert:
Nach einer ersten Variante werden die Emitter 4 der Röntgenquelle 2 der Reihe nach, also beginnend mit dem ersten Emitter 4₁ angesteuert. Reicht die Gesamtdosis für das Untersuchungsobjekt 6 nicht aus, so werden die einzelnen Emitter 4 erneut in der gleichen Reihenfolge, also wiederum beginnend mit dem Emitter 4₁ angesteuert. Um die thermische Belastung des einzelnen Emitters 4 möglichst klein zu halten, wird in jedem Fall vermieden, dass ein einzelner Emitter 4 zweimal direkt nacheinander angesteuert wird.
Nach einer weiteren Variante werden die einzelnen Emitter 4 unterschiedlich oft angesteuert. Auf diese Weise kann eine gewünschte Verteilung der von der Röntgenquelle 2 abgegebenen Gesamtdosis eingestellt werden.
Zur Vereinfachung der Ansteuerung werden die Emitter 4 vorzugsweise in Gruppen aufgeteilt. Emitter 4, welche jeweils gleich oft eine Einzeldosis abstrahlen, werden der gleichen Gruppe zugeteilt. Die Emitter 4 werden gruppenweise angesteuert, wobei innerhalb der Gruppe die Emitter 4 jeweils einzeln, der Reihe nach angesteuert werden. Um eine maximale Abkühlzeit für die einzelnen Emitter 4 zu erreichen, werden stets unterschiedliche Gruppen direkt nacheinander angesteuert.
Zur Erläuterung sei beispielhaft angenommen, dass die in der Figur gezeigte Röntgenquelle 2 N = 11 Emitter 4 umfasst. Es soll ein 3D-Tomosynthesebild aufgenommen werden, bei dem die mittleren Projektionen mit einer höheren Dosis aufgenommen werden als die Randprojektionen. Die Emitter 4 mit den Nummern 1, 2, 3, 9, 10 und 11 werden einmal angesteuert, die Emitter 4 mit den Nummern 4 und 8 zweimal und die Emitter 4 mit den Nummern 5, 6 und 7 dreimal. Entsprechend werden die Emitter 4 mit den Nummern 1, 2, 3, 9, 10 und 11 einer Gruppe A, die jenigen mit den Nummern 4 und 8 einer Gruppe Bund die Emitter 4 mit den Nummern 5, 6 und 7 einer Gruppe C zugeordnet. Die Gruppen A bis C können nun beispielsweise in der folgenden Reihenfolge nacheinander angesteuert werden: C, A, B, C, B, C. Durch eine solche Reihenfolge der Ansteuerung der Gruppen steht den Emittern jeder Gruppe stets zumindest die Summe der Bestrahlungszeiten einer anderen Gruppe als Abkühlzeit zur Verfügung.
Zur Vereinfachung der Steuerung der Röntgenquelle 2 kann für die einzelnen Emitter 4 ein fester Wert für den Röhrenstrom und die Emissionszeit festgelegt werden. Beispielsweise kann das Strom-Zeit-Produkt für eine solche Einzeldosis 2,5 mAs betragen. Die zur Untersuchung des Untersuchungsobjektes 6 notwendigen Gesamtdosis wird nunmehr über die Anzahl der Einzeldosen gesteuert. Beträgt das Strom-Zeit-Produkt einer Einzeldosis 2,5 mAs, so ergibt dies für eine Röntgenquelle 2 mit N = 25 Emittern 4 eine Gesamtdosis von 62,5 mAs. Erfordert die Abbildung eines Untersuchungsobjekts 6 eine Gesamtdosis von 125 mAs, so erfolgen zwei Scans mit jeweils 62,5 mAs.
Zur Erweiterung der Untersuchungsmöglichkeiten kann dem Patienten zwischen zwei einzelnen tomosynthetischen Aufnahmen oder auch während der Aufnahme eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbilds ein Röntgenkontrastmittel verabreicht werden. Das Röntgenkontrastmittel reichert sich üblicherweise in erkranktem Gewebe an, und dient dazu dieses sichtbar zu machen. Der im Bild sichtbare Kontrast wird dadurch erreicht, dass von dem Untersuchungsobjekt 6 zwei Bilder mit unterschiedlichen Röntgenenergien aufgenommen werden. Dabei liegt die Röntgenenergie des ersten Bildes unterhalb und diejenige des zweiten Bildes oberhalb einer Absorptionskante des Röntgenkontrastmittels. Als Kontrastmittel wird bevorzugt Jod verwendet, welches eine Absorptionskante bei 33 keV aufweist. Bei Verwendung einer Wolfram-Anode in den einzelnen Emittern 4, wird die Energie der emittierten Röntgenstrahlung durch eine Verschiebung des Röntgenbremsspektrums erreicht.
Die Verschiebung des Bremsspektrums erfolgt durch eine Variation der Beschleunigungsspannung. Zur Aufnahme eines 3D-Röntgendifferenzbilds werden die zu seiner Berechnung notwendigen 2D-Projektionsbilder mit verschiedenen Energien aufgenommen. Beispielsweise werden die Emitter 4 der Röntgenquelle 2 bei einem ersten Scan mit einer ersten Beschleunigungsspannung und bei einem zweiten Scan mit einer zweiten Röhrenspannung betrieben. Die auf diese Weise erhaltenen zwei Sätze von 2D-Projektionsbildern werden voneinander subtrahiert und mittels der Steuer- und Auswerteeinheit 18 zu einem 3D-Röntgendifferenzbild verarbeitet. Abhängig von der für das Untersuchungsobjekt 6 notwendigen Röntgendosis werden zur Erzeugung der 2D-Projektionsbilder verschiedener Röntgenenergien wiederum mehrere Einzelbilder aufgenommen und zu einem 2D-Projektionsbild verrechnet.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

- Tao Wu et al. „Tomographic mammography using a limited number of low-dose cone-beam projection Images", Med. Phys. 30, 365 (2003) [0004]
- J. Zhang et al.: „A multi-beam x-ray imaging system based an carbon nanotube field emitters", Medical Imaging, Vol. 6142, 614204 (2006) [0006]

Claims

Verfahren zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes, bei dem von einem Untersuchungsobjekt (6) mit einer ortsfesten Röntgenquelle (2), die eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten, einzeln ansteuerbaren Emittern (4) zur Abgabe einer Einzeldosis aufweist, aus verschiedenen, den einzelnen Emittern (4) zugeordneten Richtungen (16) nacheinander eine Vielzahl von 2D-Projektionsbildern mit einem digitalen Röntgendetektor (12) aufgenommenen wird, aus denen das tomosynthetische 3D-Röntgenbild rekonstruiert wird, wobei zumindest ein 2D-Projektionsbild aus einer Mehrzahl von Einzelbildern besteht, die jeweils durch Beleuchtung des Untersuchungsobjektes (6) mit einer Einzeldosis entstehen, die von ein und demselben Emitter (4) ausgesandt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem nach dem ein erster Emitter (4) zur Abgabe einer ersten Einzeldosis angesteuert wurde, und bevor dieser erste Emitter (4) zur Abgabe einer weiteren Einzeldosis erneut angesteuert wird, ein weiterer zweiter Emitter (4) angesteuert wird.
Verfahren nach Anspruch 2, bei dem alle zur Rekonstruktion des tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes herangezogenen 2D-Projektionsbilder aus einer Vielzahl von Einzelbildern bestehen, wobei nachdem die Emitter (4) jeweils eine erste Einzeldosis abgegeben haben, diese zur Abgabe einer weiteren Einzeldosis in der gleichen Reihenfolge nacheinander angesteuert werden, wie dies zur Abgabe der ersten Einzeldosis geschehen ist.
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, bei dem diejenigen Emitter (4), welche zur Erzeugung eines 2D-Projetionsbildes eine Vielzahl von Einzeldosen abgeben, anhand der Anzahl von Einzeldosen, die von dem jeweiligen Emitter (4) abgegeben wer den, in Gruppen aufgeteilt werden, und die Emitter (4) nacheinander gruppenweise angesteuert werden.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei voneinander verschiedene Gruppen von Emittern (4) unmittelbar nacheinander angesteuert werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die Anzahl der von einem einzelnen Emitter (4) abzugebenden Einzeldosen durch eine für das Untersuchungsobjekt (6) vorgesehenen Dosisverteilung vorgegeben ist.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem ein tomosynthetisches 3D-Röntgendifferenzbild als 3D-Röntgenbild dadurch erzeugt wird, dass die zur Erzeugung eines 2D-Projektionsbildes verwendeten Einzeldosen verschiedene Röntgenenergien aufweisen.
Verfahren nach Anspruch 7, bei dem die Röntgenenergie einer ersten Einzeldosis unterhalb und die Röntgenenergie einer weiteren Einzeldosis oberhalb einer Absorptionskante eines Röntgenkontrastmittels liegt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei für alle Emitter (4) als Parameter zur Erzeugung einer Einzeldosis ein konstantes Produkt aus Strom und Emissionszeit vorgegeben ist.
Vorrichtung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei der zumindest ein Emitter (4) der Röntgenquelle (2) eine Feldemissionskathode aufweist, die carbon nanotubes umfasst und deren Röntgendetektor (12) ein geringes Eigenrauschen aufweist.