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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verbesserung
der Bildqualität bei einer Bildbestimmung durch iterative
Rekonstruktion.
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Bei
der medizinischen Diagnostik mit wird ein zu untersuchendes Objekt
mit Röntgenstrahlung bestrahlt. Bei der Durchdringung des
Objekts findet eine Abschwächung der Strahlung statt. Diese
abgeschwächte Strahlung wird nach Durchdringen des Objektes
mittels eines Detektors aufgenommen.
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Die
Abschwächung der Röntgenstrahlung auf dem Weg
durch das Objekt bildet ein Maß für die Dichte
der durchstrahlten Materie. Bei der medizinischen Diagnostik wird
von der in Form von Bildern dargestellten Abschwächung
bzw. Dichte auf das Vorhandensein von Abnormalitäten bzw.
Tumoren geschlossen.
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Bei
einer einzelnen Röntgenaufnahme werden durch ein zweidimensionales
Röntgenbild Informationen über ein dreidimensionales
Objekt gewonnen. Diese Informationen sind mitunter nicht ausreichend,
um tumoröses Gewebe mit Sicherheit zu erkennen. Überlagerungen
durch gutartiges Gewebe können zu Diagnosefehlern führen.
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Bei
einzelnen Röntgenaufnahmen liefert die Aufnahme Informationen über
die Gesamtschwächung von Röntgenstrahlen entlang
des durch das Objekt zurückgelegten Weges. Ein Pixelwert
des Detektors korrespondiert also mit einer Integration über den
Schwächungswert bzw. Schwächungskoeffizienten
entlang eines durch das Objekt führenden Weges.
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Für
eine sicherere Diagnose ist es wünschenswert, nicht nur
Integrationen über den Schwächungswert zu erhalten,
sondern den Schwächungswert selber als Funktion des Ortes
zu gewinnen, d. h. den Schwächungskoeffizienten als skalares,
ortsabhängiges Feld. Um den Schwächungswert in
drei Dimensionen zu ermitteln, können mehrere Aufnahmen gemacht
werden, aus welchen der Schwächungskoeffizient bestimmt
wird. Ein solcher durch Rekonstruktion gewonnener Satz von Schwächungskoeffizienten
kann auch als 3D-Bilddatensatz gesehen werden und wird im Folgenden
auch mit Bilddatensatz oder Bild bezeichnet. Dieser dreidimensionale
Bilddatensatz besteht in der Regel aus einer Mehrzahl von Schichtbildern.
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Die
Bestimmung bzw. Rekonstruktion des Schwächungskoffizienten
aus diesen Aufnahmen (man spricht im Bezug auf diese Aufnahmen auch häufig
von Projektionen) ist ein komplexes mathematisches Problem.
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Zur
Lösung dieses Problems sind verschiedene Verfahren vorgeschlagen
worden, die z. B. in [1] aufgelistet sind. Eine Gruppe dieser Verfahren
sind die sog. iterativen Verfahren, bzw. iterativen Rekonstruktionsverfahren.
Bei diesem Verfahren werden ortsabhängige Schwächungswerte
des Objektes bzw. das Bild als Startnäherung vorgegeben
und die sich daraus ergebenden Projektionen berechnet. Die berechneten
Projektionen werden mit den gemessenen Projektionen abgeglichen
(Differenzbildung). Auf Grundlage des Abgleichs wird dann eine Korrektur des
Bildes vorgenommen. Danach erfolgt eine erneute Berechnung von Projektionen
und deren Abgleich mit den Messergebnissen. Wenn (im Rahmen der
erforderlichen Genauigkeit) eine Übereinstimmung zwischen
den berechneten und gemessenen Projektionen vorliegt, ist das entsprechende
Bild auskonvergiert und liefert die gewünschten Schwächungskoeffizienten.
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Bei
diesen Verfahren werden also aus einem Bild Projektionen gewonnen
und Differenzen von (berechneten und gemessenen) Projektionen für
die Korrektur des Bildes verwendet. Zu diesem Zweck sind Operationen
in dem sog. Bildraum (ortsabhängige Schwächungskoeffizienten
des Objekts) und dem sog. Projektionsraum (für verschiedene
Projektionsrichtungen gewonnene Darstellungen der durch das Objekt
abgeschwächten Röntgenstrahlung) erforderlich.
Die Berechnung von Projektionen für ein Bild bezeichnet
man als Vorwärtsprojektion und die Berechnung eines Bildes
(oder einer Bildkorrektur) aus Projektionen (oder Differenzen von
Projektionen) wird als Rückprojektion bezeichnet.
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Bei
diesem Verfahren können beim rekonstruierten Bild Fehler
auftreten. Diese sind z. B. durch Unvollständigkeit der
Daten, Umordnung der Projektionen (re-binning) oder sog. Fokusbewegung
bedingt. Die Erfindung zielt auf die bei interativen Verfahren durch
die Fokusbewegung verursachten Artefakte.
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Die
Erzeugung und Fokussierung von Röntgenstrahlung wird üblicherweise
in der sogenannten Röntgenröhre vorgenommen. Eine
Röntgenröhre erzeugt in der Regel einen konusförmigen
Strahl (cone beam) oder einen fächerförmigen Strahl
(fan beam). Der Ausgangspunkt dieses Strahles ist dann der Fokus
oder Brennpunkt in der Röntgenröhre, an dem eine
Bündelung der Röntgenstrahlen erfolgt.
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Das
rekonstruierte Bild kann aus mehreren Gründen qualitative
Mängel beinhalten. In der Fachliteratur wird hier von Artefakten
gesprochen. Gründe bestehen u. a. darin, dass die Information
nicht vollständig ist, in der Numerik oder aber auch in
der Fokusbewegung. Es ist instruktiv, das Problem der Fokusbewegung
anhand der als Tomosynthese bekannten medizini schen Aufnahmetechnik
näher zu erläutern, weil sich dort dieses Problem
besonders stark auswirken kann. Tomosynthese wird z. B. in der digitalen
Mammographie angewendet. Sie basiert darauf, dass – im
Gegensatz zur Computertomographie – nur ein vergeichsweise
kleines Winkelintervall im Zuge der Bewegung der Röntgenröhre
um das zu untersuchende Objekt abgetastet wird. Die Beschränkung
des Intervalls ist im Regelfall durch das zu untersuchende Objekt
bedingt (z. B. weibliche Mamma).
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Eine
Sequenz von Tomosynthese-Projektionen in der Mammographie kann mittels
eines modifizierten Mammographiesystems oder eines Brust-Tomosynthese-Systems
aufgenommen werden. Hierbei werden beispielsweise 25 Projektionen
erstellt, während sich die Röntgenröhre über
dem Detektor in einem Winklebereich zwischen –25° und
25° bewegt. Während dieser Bewegung wird in regelmäßigen
Abständen die Strahlung ausgelöst und je eine
Projektion aus dem Detektor ausgelesen. Aus diesen Projektionen
wird anschließend in einem Tomosynthese-Rekonstruktionsprozess – der
z. B. wie eingangs geschildert abläuft – eine
dreidimensionale Repräsentation des untersuchten Objekts
bzw. des Bilds im Rechner rekonstruiert. Es werden dann im Zuge
der medizinischen Befundung üblicherweise nur die sog. Z-Schichten
betrachtet, d. h. diejenigen rekonstruierten Schichtbilder, die
parallel zur Detektorebene orientiert sind.
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Um
eine mechanische Stabilität des Systems zu erreichen, wird
die Bewegung der Röntgenröhre kontinuierlich ausgeführt
(kein Step-and-shoot Betrieb). Dadurch bleibt die Röntgenröhre
in Bewegung, während gleichzeitig die Strahlung ausgelöst wird
(siehe [2]). Dies hat zur Folge, dass die Abbildung der internen
Strukturen des aufgenommenen Objekts in den Projektionsbildern verwischt
wird ([3], [4]). Nach dem üblichen Rekonstruktionsprozess spiegelt
sich diese Verwischung der Objektstruk turen in den Schichtbildern
in Gestalt einer unscharfen Darstellung wider.
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Diese
sog. Verwischungsartefakte, welche durch die Bewegung der Röntgenröhre
verursacht werden, sind vor allem in denjenigen Bildsystemen ausgeprägt,
in denen keine synchrone isozentrische Bewegung der Röntgenröhre
und des Bildempfängers bzw. Detektors stattfindet. Dies
ist z. B. in einem Tomosynthese-System mit stationärem
Detektor der Fall. Der Verwischungsgrad ist zudem abhängig
von der Pulsdauer der Röntgenröhre, welche wiederum von
der Eingangsdosis und damit von der Brustdicke abhängt.
Je höher diese Pulsdauer ist, desto länger ist
der Weg der Röhre pro Strahlungspuls und damit die Verwischung
der Objektstrukturen.
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Bei
sehr kleinen anatomischen Strukturen (wie z. B. den für
die Befundung relevanten Mikrokalzifizierungen in der Mammographie)
kann diese Verwischung sehr kritisch sein. Denn sie kann dazu führen,
dass die einzelnen Mikrokalks im Bild verschmelzen oder ihr Kontrast
in den rekonstruierten Schichten reduziert wird. Dies kann zu falschen
Diagnosen führen.
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Die
Erfindung hat zur Aufgabe, die Bildqualität bei einer Bildbestimmung
durch iterative Rekonstruktion zu verbessern.
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Die
Aufgabe wird durch die Ansprüche gelöst.
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Im
Folgenden wird unter iterativer Rekonstruktion eine Bildrekonstruktion
aus gemessenen Projektionen verstanden, bei dem ein Vergleich zwischen
berechneten und gemessenen Projektionen durchgeführt wird,
um das Bild mit den gemessenen Projektionen in Einklang zu bringen.
Dabei soll der Begriff „iterativ” bedeuten, dass
das Verfahren geeignet ist, diesen Abgleich zwischen berechneten
und gemessenen Projektionen zu wiederholen, wenn das Bild Qualitätsanforderungen
nicht genügt (bzw. ein Konvergenzkriterium nicht erfüllt
ist). Der Begriff soll aber nicht eine Konstellation ausschließen,
in der bereits der erste Abgleich zu einem Bild führt,
welches den Anforderungen genügt (kein Ausschluss des Grenzfalls
einer Iteration).
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Ein
iteratives Rekonstruktionsverfahren kann im Wesentlichen aus der
wiederholten Abarbeitung der folgenden Schritte bestehen
- 1. Schätzung des Startvolumens (initiale
Approximation der dreidimensionalen Repräsentation des Objekts
bzw. des Bildes)
- 2. Berechnung der Vorwärtsprojektionen für
jede Winkelposition der Röntgenröhre
- 3. Vergleich der berechneten Projektionen mit den gemessenen
Projektionen durch Differenzbildung und daraus Bestimmung einer
Korrekturprojektion (in der Regel eine Korrekturprojektion pro Winkelposition)
- 4. Korrektur des aktuellen Volumens durch Rückprojektion
der Differenzbilder
- 5. Fortsetzung mit Schritt 2.
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Die
Erfindung erstreckt sich jedoch auch auf Varianten des obigen Verfahrens.
Z. B. brauchen nicht alle Vorwärtsprojektionen berechnet
werden, bevor die Differenzbildung und die anschließenden Rückprojektion
der Differenzbilder erfolgt. Stattdessen kann etwa auch projektionsweise
vorgegangen werden. Es können auch zusätzliche
Schritte vorgesehen sein, wie z. B. Filterschritte (in manchen Verfahren
ist z. B. eine Tiefpassfilterung des Bildes nach Rückprojektion
aller Differenzprojektionen vorgesehen).
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Die
Erfindung verbessert die Bildqualität, indem die Bewegung
der Röntgenquelle bzw. des Fokus bei der Berechnung (in
der Regel durch Vorwärtsprojektion) berücksichtigt
wird. Die Erfindung kann überall zum Einsatz kommen, wo
iterative Rekonstruktion verwendet wird, insbesondere bei Anwendungen
im Bereich der Tomosysntese oder Computertomographie (CT).
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Konkret
wird ein Abschnitt einer von dem Fokus der Röntgenquelle
bei der Aufnahme einer Projektion durchlaufenen Bahn bestimmt. Für
diesen Abschnitt wird eine Mehrzahl von verschiedenen Projektionen
berechnet. Anschließend wird eine Mittelung der Mehrzahl
von berechneten Projektionen für einen Vergleich der gemittelten
Projektion mit einer aufgenommenen Projektion durchgeführt.
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Gemäß einer
Weiterbildung wird die gesamte Fokusbahn in Abschnitte bzw. Segmente
unterteilt, für die jeweils eine Mehrzahl von Projektionen
berechnet und mit einer gemessenen Projektion verglichen wird.
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Neben
einem Verfahren ist auch eine zur Durchführung des Verfahrens
ausgestaltete bzw. eingerichtete Vorrichtung Gegenstand der Erfindung. Die
Ausgestaltung der Vorrichtung kann mittels Software, Hardware, Firmware
oder einer Kombination davon realisiert sein. Insbesondere kann
die Vorrichtung funktionelle Module umfassen, die einen oder mehrere
Verfahrensschritte realisieren.
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Vorteilhafte
Weiterbildungen des Erfindungsgegenstandes sind in Unteransprüchen
angegeben.
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Die
Erfindung wird im Folgenden im Rahmen eines Ausführungsbeispiels
näher erläutert. Es zeigen:
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1 eine
Seitenansicht eines Mammographiegeräts
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2 eine
Vorderansicht des Mammographiegeräts gemäß 1
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3 zwei
Auslenkpositionen bei der Bestrahlung mittels eines Mammographiegeräts
bei einer Tomosynthese
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4 ein
Verfahren zur iterativen Rekonstruktion eines Bildes
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5 eine
Illustration des erfindungsgemäßen Vorgehens anhand
eines Bahnsegmentes
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6 das
für ein erfindungsgemäßes Vorgehen abgewandelte
Verfahren von 4
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7 Intitialisierungsschritte
für ein Verfahren nach 6
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Gleiche
Bezugszeichen haben in den verschiedenen Figuren die gleiche Bedeutung.
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In
den 1 und 2 sind entsprechend eine Seitenansicht
und eine Vorderansicht eines Mammographiegeräts 2 dargestellt.
Das Mammographiegerät 2 weist einen als Stativ 4 ausgebildeten Grundkörper
und einen von diesem Stativ 4 auskragenden, abgewinkelten
Gerätearm 6 auf, an dessen freiem Ende eine als
Röntgenstrahler ausgebildete Bestrahlungseinheit 8 angeordnet
ist. Auf dem Gerätearm 6 sind weiterhin ein Objekttisch 10 und
eine Kompressionseinheit 12 gelagert. Die Kompressionseinheit 12 umfasst
ein Kompressionselement 14, das relativ zum Objekttisch 10 entlang
einer vertikalen Z-Richtung verschiebbar angeordnet ist, sowie eine
Halterung 16 für das Kompressionselement 14. Zum
Verfahren der Halterung 16 samt dem Kompressionselement 14 ist
hierbei eine Art Liftführung in der Kompressionseinheit 12 vorgesehen.
In einem unteren Bereich des Objekttisches 10 ist weiterhin
ein Detektor 18 (vgl. 3) angeordnet,
der in diesem Ausführungsbeispiel ein digitaler Detektor
ist.
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Das
Mammographiegerät 2 ist insbesondere für
Tomosynthese-Untersuchungen vorgesehen, bei denen die Strahlungseinheit 8 über
einen Winkelbereich um eine zu der Y-Richtung parallel verlaufende Mittelachse
M verfahren wird, wie aus 3 ersichtlich
ist. Hierbei werden mehrere Projektionen des zwischen dem Objekttisch 10 und
dem Kompressionselement 14 positionsfest gehaltenen zu
untersuchenden Objekts 20 erhalten. Bei den Bildaufnahmen
aus den unterschiedlichen Winkelstellungen durchdringt ein im Querschnitt
konus- oder fächerartiger Röntgenstrahl 21 das
Kompressionselement 14, das zu untersuchende Objekt 20 und
den Objekttisch 10 und trifft auf den Detektor 18 auf.
Der Detektor 18 ist hierbei derart dimensioniert, dass
die Bildaufnahmen in einem Winkelbereich zwischen zwei Auslenkpositionen 22a, 22b bei
entsprechenden Auslenkwinkeln von –25° bzw. +
25° gemacht werden können. Die Auslenkpositionen 22a, 22b sind
in der X-Z-Ebene beidseitig von einer Nullposition 23 angeordnet,
in der der Röntgenstrahl 21 vertikal auf den Detektor 18 auftrifft.
Der flächige Detektor 18 weist in diesem Ausführungsbeispiel
insbesondere eine Größe von 24 × 30 cm
auf.
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Beim
Durchlaufen der Bahn vom Punkt 22a zum Punkt 22b werden 25 Aufnahmen
gemacht. Aus den aufgenommenen Projektionen wird iterativ ein Bild
für das untersuchte Objekt 20 bestimmt. 4 zeigt
schematisch ein iteratives Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes
aus den gemessenen Projektionen.
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Zu
Beginn wird das Bild bzw. werden die entsprechenden Schwächungswerte
für das Objekt mit Startwerten initialisiert. Auf Basis
dieser ersten Näherung wird im Zuge einer Vorwärtsprojektion 31 eine Projektion 32 berechnet.
Diese berechnete Projektion 32 wird im Schritt 33 mit
der gemessenen Projektion 34 verglichen. Die Differenz
bzw. der Fehler 35 wird er mittelt. Diese Fehlerermittlung
erfolgt für alle Projektionen. Die Differenz zwischen berechneten und
gemessenen Projektionen wird im Zuge einer Rückprojektion 36 in
den Bildraum transformiert. Dort erhält man ein Korrekturbild 37,
welches in einer Aktualisierung 38 mit dem aktuellen Bild
zu einem neuen Bild 39 verknüpft wird. (Es gibt
auch Varianten, in denen in denen das Ergebnis der Transformation
in den Bildraum 36 unmittelbar mit der aktuellen Approximation
für das Rekonstruktionsergebnis zu einer neuen Approximation
bzw. zu einem neuen Bild verrechnet wird.) Das neue bzw. aktualisierte
Bild wird dann wieder mittels Vorwärtsprojektion 31 zur
Berechnung von Projektionen verwendet.
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Das
Verfahren wird beendet, wenn hinreichende Übereinstimmung
zwischen den berechneten und gemessenen Projektionen vorliegt. In
der Praxis wird ein Konvergenzkriterium verwendet, nach dessen Maßgabe
das Verfahren angehalten wird.
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Bei
der Aufnahme der Projektionen durchläuft die Röntgenquelle
eine Bahn, um aus verschiedenen Winkeln Aufnahmen zu machen. Dabei
wird im Regelfall die Bewegung der Röntgenquelle für
die Aufnahmen nicht unterbrochen, sondern es findet eine kontinuierliche
Bewegung in konstanter Geschwindigkeit vom Anfang der Bahn bis zum
Ende statt. Die einzelnen Projektionen stammen daher nicht von einer
ruhenden, sondern einer sich bewegenden Quelle. Wegen der endlichen
Pulsdauer bzw. Aufnahmedauer einer Projektion durchläuft
der Fokus bei der Aufnahme einen Bahnabschnitt.
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In
den bisherigen Verfahren wird für jede Winkelposition genau
eine Projektion berechnet. Dabei geht man näherungsweise
von einer ruhenden Röntgenquelle mit einem punktförmigen
(d. h. unendlich kleinen) Fokus aus. Die kontinuierliche Bewegung
der Röntgenröhre wird nicht berücksichtigt. Eine
nicht- ideale Abtastbahn der Röntgenröhre infolge
mechanischer Instabilitäten des Tomosynthese-Systems kann
unter Verwendung von Projektionsmatrizen modelliert werden, welche
die perspektivische Abbildung des dreidimensionalen Objektraums (Bildraums)
in den zweidimensionalen Projektionsraum beschreiben. Diese Matrizen
können vorab im Rahmen einer Kalibrierung des Systems ermittelt werden.
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Erfindungsgemäß wird
die Fokusbewegung berücksichtigt, indem nicht nur mehr
eine, sondern eine Mehrzahl von Projektionen für den der
gemessenen Projektion entsprechenden Abschnitt der Fokusbahn bzw.
der Röntgenquelle berechnet wird. Diese berechneten Projektionen
werden dann gemittelt und die gemittelte Projektionen für
den Vergleich mit der gemessenen Projektion verwendet.
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Dabei
kann die gesamte Fokusbahn in Abschnitte bzw. Segmente aufgeteilt
werden, die jeweils einer gemessenen Projektion zugeordnet werden. Für
diese Segmente wird dann jeweils eine Mehrzahl von Projektionen
berechnet und gemittelt.
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Dieses
Vorgehen ist in 5 verdeutlicht. Es ist eine
Fokusbahn 40 für eine Tomosyntheseaufnahme weitgehend
gestichelt dargestellt. Es handelt sich z. B. um eine Aufnahme mit
dem anhand der 1–3 dargestellten
System, d. h. einem Tomosynthesesystem in der digitalen Mammographie mit
stationärem Detektor. Die Röntgenröhre
wird dabei auf einer Bogenbahn (50°, Radius 590 mm) bewegt.
Der gesamte Scan dauert 12,7 sec, bei einer Pulsdauer von 50 ms.
Die Länge eines Kreissegmentes (focal path length) ist
dann ca. 2 mm.
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Ein
Segment 41 dieser Bahn 40 ist durch eine durchgezogene
Linie kenntlich gemacht. Der Detektor 18 nimmt eine Projektion
des Objektes 20 (z. B. weibliche Brust bei Mammographie untersuchung)
auf, während der Fokus das Segment 41 durchläuft.
Dabei ist der Detektor 18 während der Aufnahme
ortsfest. Für drei Positionen 42, 43, 44 während
der Aufnahme der Projektion ist jeweils ein Strahlenkegel 45, 46, 47 eingezeichnet.
Für diese Fokuspositionen 42, 43, 44 bzw.
Strahlen 45, 46, 47 werden Projektionen
berechnet. D. h. anstatt der üblicherweise erfolgenden
Projektionsberechnung für eine (im allgemeinen im Bezug
auf des Segment zentrale) Fokusposition 46 wird für
die drei Fokuspositionen 42, 43, 44 eine
Berechnung der entsprechenden Projektion vorgenommen. Danach werden
die drei Ergebnisse gemittelt. Dabei kann z. B. jede berechnete
Projektion mit dem Faktor 1/3 gewichtet werden. Eine andere Gewichtung
(z. B. stärkere Gewichtung der zentralen Fokusstellung 46)
ist ebenfalls denkbar. Die optimale Anzahl der berechneten Projektionen
pro Segment und der zugeordneten Gewichte kann z. B. mit Hilfe von
Versuchen an einem Phantom ermittelt werden.
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Weiter
kann die Anzahl der berechneten und zu mittelnden Projektionen pro
Segment abhängig von der Lage des Segments auf der Abtastbahn
variieren. Im Fall der Tomosynthese können etwa weiter außen
gelegene Segmente feiner abgetastet werden, da sie zu einer stärkeren
Verwischung der Objektstrukturen beitragen. Ferner kann eine nicht gleichförmige
Dosisverteilung (unterschiedliche Pulslängen) im Scan durch
unterschiedlich lange Segmente berücksichtigt werden, welchen
dann entsprechend wieder eine segmentabhängig variable
Anzahl von Fokuspositionen für die zu berechnenden und
zu mittelnden Projektionen zugeordnet werden kann.
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Eine
Weiterbildung des Gegenstands besteht darin, die segmentspezifischen
Anzahlen der Fokuspositionen in Abhängigkeit von der Iteration
zu wählen. Um zu Beginn der iterativen Berechnung möglichst
recheneffizient zu einer brauchbaren Approximation für
die dreidimensionale Repräsentation des Objekts zu gelangen,
ist eine gröbere Abtastung der Segmente denkbar. Diese
Approximation kann dann unter Verwendung von feineren Abtastungen der
Segmente im Zuge der nachfolgenden Iterationsschritte verbessert
werden.
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In 6 ist
dargestellt, wie sich die Erfindung auf das Vorgehen gemäß 4 auswirkt.
Der Schritt 31 (Berechnung Projektion) wird für
jedes Segment mehrmals für verschiedene Bahnpunkte durchgeführt.
Man erhält dann auch entsprechend mehrere berechnete Projektionen 32 (z.
B. drei für das in 5 gezeigte
Segment 41). Die verschiedenen Projektionen werden in Schritt 29 für
den Vergleich 33 mit der entsprechenden gemessenen Projektion 34 gemittelt
(Schritt 29).
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Für
eine schnelle Bildbestimmung können Eingangsgrößen
für die Berechnung schon vor dem Scan durchgeführt
werden. Dies betrifft z. B. das in 7 dargestellte
Vorgehen. Auf Grundlage der Segmentierung der Bahn (Schritt 51)
und der segmentweisen Auswahl von Bahnpunkten für die Projektionsberechnung
(Schritt 52) können die für die Vorwärtsprojektion
erforderlichen Projektionsmatrizen schon vorab berechnet werden
(Schritt 53). Auf diese Weise wirkt sich der Mehraufwand
durch die erfindungsgemäße Mehrfachberechnung
von Projektionen nicht so sehr auf die Dauer für die Berechnung des
Bildes aus. Die Matrizen können für mehrere Scans
verwendet werden, solange bzgl. Bahn und Röntgenquelle
keine Parameteränderungen vorgenommen werden.
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Die
Erfindung ist nicht nur auf den im Ausführungsbeispiel
beschriebenen Fall beschränkt. Insbesondere kann das Vorgehen
auch zum Einsatz kommen, wenn der Detektor nicht ortsfest ist, sondern sich
mitbewegt, z. B. bei CT Untersuchungen.
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Zitatliste
-
- [1] Thorsten M. Buzug, Computed Tomography: From
Photon Statistics to Modern Cone-Beam CT, Springer, 2008
- [2] Bissonnette, M. and et al., Digital breast tomosynthesis
using an amorphous selenium flat panel detector. Proc. SPIE, 5745,
529 (2005)
- [3] Ren B, Ruth C, Stein J, Smith A, Shaw I, Jing Z. Design
and performance of the prototype full field breast tomosynthesis
system with selenium based flat panel detector. Presented at SPIE
Conf. an Medical Imaging, San Diego, CA, 12–18 Feb. 2005
and published in Proc. SPIE Physics of Medical Imaging, 5745: 550-61
- [4] Zhao Bo; Zhao Wei Imaging performance of an amorphous
selenium digital mammography detector in a breast tomosynthesis
system. Medical physics 2008; 35(5): 1978-87
-
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
-
- - Thorsten M.
Buzug, Computed Tomography: From Photon Statistics to Modern Cone-Beam
CT, Springer, 2008 [0051]
- - Bissonnette, M. and et al., Digital breast tomosynthesis using
an amorphous selenium flat panel detector. Proc. SPIE, 5745, 529
(2005) [0051]
- - Ren B, Ruth C, Stein J, Smith A, Shaw I, Jing Z. Design and
performance of the prototype full field breast tomosynthesis system
with selenium based flat panel detector. Presented at SPIE Conf.
an Medical Imaging, San Diego, CA, 12–18 Feb. 2005 and
published in Proc. SPIE Physics of Medical Imaging, 5745: 550-61 [0051]
- - Zhao Bo; Zhao Wei Imaging performance of an amorphous selenium
digital mammography detector in a breast tomosynthesis system. Medical physics
2008; 35(5): 1978-87 [0051]