DE102011055691A1

DE102011055691A1 - Kompakter Mammograph und zugehöriges Mammographieverfahren

Info

Publication number: DE102011055691A1
Application number: DE102011055691A
Authority: DE
Inventors: Serge Muller; Aurelie BOUDIER; Susanne Madeline Lee
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2010-11-26
Filing date: 2011-11-24
Publication date: 2012-05-31
Also published as: FR2967887A1; JP2012110719A; US9364190B2; CN102525518A; FR2967887B1; US20120134465A1

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Mammographen (1), der eine Quelle (2) für Röntgenstrahlen und einen Detektor (3) für Röntgenstrahlen aufweist, wobei die Quelle (2) in der Lage ist, wenigstens ein Bündel (fi,j) von Röntgenstrahlen zu dem Detektor (3) zu emittieren, um eine Mammographie an einer Patientin (12) durchzuführen, wobei der Mammograph 1 dadurch gekennzeichnet ist, dass er eine optische Vorrichtung (10) zur Steuerung der Richtung der Röntgenstrahlen aufweist, die dafür eingerichtet ist, die Richtung von der Quelle (2) zu dem Detektor (3) emittierter Röntgenstrahlen dergestalt zu steuern, dass die von der Quelle (2) zu dem Detektor (3) emittierten Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind.

Description

Allgemeines technisches Gebiet
Die Erfindung betrifft einen Mammographen und ein Mammographieverfahren.
Stand der Technik
Mammographie ist eine Durchleuchtungstechnik zur Untersuchung der Brust einer Patientin für klinische und/oder interventionelle Zwecke.
Sie kann insbesondere Brustkrebs im Frühstadium in einer Patientin und/oder Korrekturverletzungen erkennen, die zu einer chirurgischen Intervention führen.
1 stelle schematisch einen Mammographen 50 in einer nach dem Stand der Technik bekannten Ausführungsform dar.
Der Mammograph 50 weist eine Quelle 51 für Röntgenstrahlen, die ein Bündel 52 von Röntgenstrahlen auf einen einen unteren Block 54 aufweisenden Rahmen 53 emittieren kann, auf welchem die Brust 56 einer Patientin aufliegt, und eine untere Platte 55, ein sogenanntes Kompressionspolster auf. Die obere Platte 55 ist in vertikaler Translation beweglich, um so die Brust 56 der Patientin gegen den unteren Block 54 zu pressen.
Der untere Block 54 weist auch einen Detektor 57 auf, dessen Detektionsoberfläche 58 dem Strahlenbündel 52 direkt unterhalb der Brust 56 zugewandt ist.
Das Bündel der von der Quelle 51 emittierten Röntgenstrahlen erreicht die Brust 56 der Patientin, worauf der Detektor 57 dann die von der Brust 56 hindurch gelassenen Röntgenstrahlen erfasst, um ein mammographisches Bild aufzunehmen.
Wie man sehen kann, hat das Bündel 52 der Röntgenstrahlen im Wesentlichen eine konische Form, im Wesentlichen mit rechteckigem Querschnitt, dessen Scheitelpunkt ein auf der Ebene der Quelle 51 befindlicher Emissionsfokuspunkt ist.
Wie es ersichtlich, ist es für die Aufnahme eines Bildes der gesamten Brust 56 der Patientin erforderlich, einen Abstand zwischen dem Detektor 57 und der Quelle 51 zu haben. Der größer als bestimmter Wert ist, um zu vermeiden, dass Teile der Brust in dem Bild weggelassen werden.
Daher ist die Kompaktheit des Mammographen 50 ist insbesondere durch den Abstand zwischen der Quelle 51 und dem Detektor 57 gekennzeichnet. Demzufolge sind herkömmliche Geräte nicht sehr kompakt.
Die Auswirkung einer näheren Anordnung der Quelle 51 zu dem Detektor 57 in dem herkömmlichen Mammographen wäre die Weglassung eines Teils der Brust 56 in dem Bild.
Ferner werden Röntgenstrahlen üblicherweise von einer metallischen Anode emittiert, die an einem Emissionsbrennpunkt von einem von einer Kathode emittierten Elektronenstrahl getroffen wird.
Eine Vergrößerung der Abmessung des Emissionsbrennpunktes bringt eine Anhebung der Menge der zu emittierenden Röntgenstrahlen während der gesamten Aussetzung des Detektors an die Strahlen mit sich. Dieses führt einer kürzeren Erfassungszeit für eine den Detektor erreichende vorgegebene Menge von Röntgenstrahlen, und daher zu einem geringeren Risiko einer Brustbewegung während der Bilderfassung und letztlich einer Verbesserung in der endgültigen Bildqualität, welche für den Arzt von Interesse ist.
Jedoch bewirkt ein groß bemessener Emissionsbrennpunkt in Verbindung mit einem kleinen Abstand zwischen dem Detektor und der Quelle eine Verschlechterung der Bildqualität durch das Auftreten von Unschärfen in herkömmlichen Mammographen abgesehen von der vorstehend erwähnten Beschneidung der Brust in dem Bild. Insbesondere wird die Erkennbarkeit von einigen interessierenden Bereichen, wie zum Beispiel von Mikro-Verkalkungen, im Bild verschlechtert.
Herkömmliche Mammographen können daher nicht gleichzeitig Kompaktheit und Bildqualität vereinen.
Außerdem erfordern, wie es in 2 dargestellt ist, herkömmliche Mammographen die Verwendung einer Schutzabdeckung 59, um den Kopf der Patientin aus der Bildaufnahmezone zwischen der Quelle und dem Detektor zu drücken.
Tatsächlich ist in diesen Mammographen die Quelle über oder auf der Höhe des Kopfes der Patienten entlang einer vertikalen Achse angeordnet.
Aufgrund der Position der unter Kompression stehenden Patientin oder des durch die Schutzabdeckung auf die Patientin ausgeübten Druckes liegt eine Tendenz eines Rückzugs der Brust der Patientin aus der Abbildungszone vor, deren Nachteil darin besteht, dass sie den Teil der durch den Mammographen zu betrachtenden Brust zu verringert, sowie eine Quelle für Unbehagen für die Patientin erzeugt.
Darstellung der Erfindung
Die Erfindung schlägt eine Erübrigung der vorgenannten Nachteile vor.
Für diesen Zweck schlägt die Erfindung einen Mammographen vor, der eine Quelle für Röntgenstrahlen, und einen Röntgendetektor aufweist, wobei die Quelle in der Lage ist, wenigstens ein Bündel von Röntgenstrahlen zu dem Detektor zu emittieren, um eine Mammographie an einer Patientin durchzuführen, wobei der Mammograph dadurch gekennzeichnet ist, dass er eine optische Vorrichtung zur Steuerung der Richtung der Röntgenstrahlen aufweist, die dafür eingerichtet ist, die Richtung der von der Quelle zu dem Detektor emittierten Röntgenstrahlen dergestalt zu steuern, dass die von der Quelle zu dem Detektor emittierten Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind.
Die Erfindung wird vorteilhafterweise durch die nachstehenden Eigenschaften, jeweils alleine oder in jeder technisch möglichen Kombination vervollständigt:

– die Quelle weist einen Emissionsbrennpunkt für Röntgenstrahlen auf, der Detektor weist eine Detektionsoberfläche auf, und der Abstand zwischen dem Emissionsbrennpunkt und der Detektionsoberfläche ist so eingestellt, dass der Brennpunkt in einer Zone platziert ist, die sich unter dem Kopf der Patientin entlang einer zu der Detektionsoberfläche rechtwinkligen Achse befindet;
– der Abstand zwischen dem Emissionsbrennpunkt und der Detektionsoberfläche beträgt zwischen 5 cm und 30 cm;
– die Quelle kann in einer ersten Richtung verschoben werden, um so den Abstand zwischen der Quelle und dem Detektor zu vergrößern oder zu verkleinern, und/oder in einer zweiten Richtung, um so den Abstand zwischen der Quelle und der Ebene des Körpers der Patientin zu vergrößern oder zu verkleinern;
– die optische Vorrichtung für die Steuerung der Richtung der Röntgenstrahlen weist mehrere Materialschichten auf, in welchen wenigstens eine erste Teilgruppe von den Schichten einen zu einem ersten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex hat, wenigstens eine zweite Teilgruppe von den Schichten einen zu einem zweiten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex hat, wobei die Werte des ersten Intervalls größer als die Werte des zweiten Intervalls sind, oder umgekehrt, wobei die optische Vorrichtung eine Aufeinanderfolge von Schichten aufweist, die abwechselnd der ersten Teilgruppe und der zweiten Teilgruppe zugehören, und wobei wenigstens ein Teil der Schichten der Vorrichtung einen einwärts gekrümmten Bereich an der Grenzfläche zwischen den Schichten zeigt;
– die Quelle dafür angepasst ist, mehrere Röntgenstrahlbündel zu emittieren;
– die Quelle dafür angepasst ist, mehrere Bündel aus mehreren Emissionsbrennpunkten zu emittieren, wobei die Brennpunkte auf einer geraden Linie, oder auf einer Kurve oder auf einer Oberfläche platziert sind;
– die Quelle und/oder der Detektor können relativ in Translation in Bezug zueinander verschoben werden, und/oder die Quelle und/oder der Detektor können in Bezug zueinander in unterschiedlichen relativen Winkelpositionen verschoben werden, um dreidimensionale Mammographiebilder durch Tomosynthese aufzunehmen, oder die Quelle und der Detektor können in einer Drehung um die Brust der Patientin herum verschoben werden;
– der Detektor ist in der Lage, die Energie oder den Energiebereich der von der Quelle zu dem Detektor emittierten Röntgenstrahlen detektieren, um Mammographiebilder bei unterschiedlichen Emissionsenergien der Röntgenstrahlen aufzunehmen.

Die Erfindung betrifft auch ein Mammographieverfahren in dem Mammographen, dadurch gekennzeichnet, dass es den Schritt aufweist, der aus der Emission wenigstens eines Bündels von Röntgenstrahlen aus der Quelle zu dem Detektor besteht, wobei die Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind.
Vorteilhaft weist das Verfahren einen Schritt auf, der aus der Erzeugung einer relativen Verschiebung zwischen der Quelle und dem Detektor dergestalt besteht, dass Röntgenstrahlen des Bündels oder mehrere von der Quelle emittierte Bündel einen Teil oder den Satz der Detektionsoberfläche des Detektors überstreichen.
Vorteilhaft ist die Quelle in der Lage, mehrere Röntgenstrahlenbündel zu emittieren, und das Verfahren weist einen Schritt auf, der aus einem Verschieben des Detektors in Bezug auf die Quelle und ein anschließendes Emittieren von Teilgruppen von Röntgenstrahlbündeln von den mehreren Strahlenbündeln der Quelle besteht, wobei die Teilgruppen der Strahlenbündel so gewählt werden, dass sie auf den bewegten Detektor gerichtete Röntgenstrahlen präsentieren.
Die Erfindung hat zahlreiche Vorteile.
Ein Vorteil der Erfindung besteht in dem Vorschlag eines kompakten Mammographen mit einem verringerten Abstand zwischen der Quelle der Röntgenstrahlen und dem Detektor.
Ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht in dem Vorschlag eines Mammographen, der das Kollisionsrisiko einer Patientin mit der Quelle der Röntgenstrahlen reduziert.
Noch ein weiterer Vorteil der Erfindung ist die Erleichterung und Verbesserung der Positionierung der Brust der Patientin in dem Mammographen.
Noch ein weiterer Vorteil der Erfindung ist das Angebot eines kompakten Mammographen, während gleichzeitig eine gute Bildqualität erhalten bleibt.
Noch ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht in der Möglichkeit einer Implementation eines Bildgebungsverfahrens mit einem hohen Fluss von Röntgenstrahlen.
Ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht in der Ermöglichung einer Reduzierung der Wärmeabgabe der Quelle.
Schließlich besteht ein weiterer Vorteil darin, dass die Erfindung auch auf Mammographen zur Anwendung bei Tomosynthese- und auf Mammographen des Scannertyps zutrifft.
Darstellung der Figuren
Weitere kennzeichnende Eigenschaften, Ziele und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der nachstehenden Beschreibung, welche lediglich veranschaulichend und nicht einschränkend ist, und welche unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen zu betrachten ist, in welchen:
1, wie bereits kommentiert wurde, eine schematische Darstellung eines herkömmlichen Mammographen ist;
2, wie bereits kommentiert wurde, eine Ansicht eines herkömmlichen Mammographen ist;
3 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Mammographen ist;
4 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform von Elementen einer erfindungsgemäßen Röntgenstrahlenquelle ist;
5A und 5B eine schematische Darstellung einer Ausführungsform einer optischen Vorrichtung zum Steuern der Richtung der Röntgenstrahlen ist;
6 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Mammographen ist;
7 eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Mammographen ist;
8 eine schematische Darstellung von Schritten einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Mammographieverfahrens ist;
9A, 9B, 10A, 10B schematische Darstellungen von erfindungsgemäßen Quellen und Detektoren sind.
Detaillierte Beschreibung
3 stellt schematisch eine Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Mammographen 1 dar.
Der Mammograph 1 weist eine Quelle 2 von Röntgenstrahlen und einen Röntgendetektor 3 auf.
Die Quelle 2 von Röntgenstrahlen ist in der Lage wenigstens ein Bündel f_i,j von Röntgenstrahlen zu dem Detektor 3 zu emittieren, um eine Mammographie einer Patientin 12 durchzuführen.
Der Mammograph 1 weist eine obere Platte 22, ein sogenanntes Kompressionspolster, und einen unteren Block 23 auf. Die obere Platte 22 ist in vertikaler Translation beweglich, um die Brust der Patientin 12 gegen den unteren Block 23 zu pressen. Alternativ oder zusätzlich ist es der untere Block, welcher zum Komprimieren der Brust beweglich ist.
Der Detektor 3 weist eine dem Strahlenbündel zugewandte Detektionsoberfläche 15 unter der Patientin 12 auf. Der Detektor 3 ist beispielsweise ein Bildsensor mit Halbleitern, die beispielsweise einen Cäsiumjodid-Leuchtstoff (Szintillator) auf einer Matrix von Transistoren/Photodioden aus amorphem Silizium aufweist. Weitere brauchbare Detektoren enthalten beispielsweise einen CCD-Sensor. Diese Detektorarten werden nur im Rahmen nicht einschränkender Beispiele angegeben.
Das von der Quelle 2 emittierte Bündel f_i,j von Röntgenstrahlen tritt in die Brust der Patientin 12 ein, wobei der Detektor 3 die von der Brust hindurchgelassenen Röntgenstrahlen zum Erfassen eines Mammographiebildes misst.
Ein Diffusionsverhinderungsgitter kann zwischen der Quelle 2 und dem Detektor 3 vorgesehen sein, das Absorptionslamellen (”Septa”) enthält, die für Strahlung undurchlässig sind, welche die Ausfilterung durch die Brust der Patientin diffundierter unerwünschter Strahlen ermöglicht. Alternativ oder zusätzlich kann einer Kollimation zwischen der Quelle 2 und em Detektor 3 vorgesehen sein.
Laut herkömmlichen Begriffen enthält der Mammograph 1 vorteilhaft einer Steuereinheit 24, eine Speichereinheit 25 und eine Anzeigeeinheit 26.
Die Steuereinheit 24 steuert die Erfassung durch Festlegen verschiedener Emissionsparameter der Röntgenstrahlen durch die Quelle 2. Die Steuereinheit 24 steuert auch die Verschiebung der Quelle 2 und/oder des Detektors 3 sowie deren relativen Positionen. Die Steuereinheit 24 ist typischerweise ein Mikrocomputer und/oder ein Prozessor.
Die Speichereinheit 25 ist mit der Steuereinheit 24 zum Aufzeichnen von Parametern und erfassten Bildern verbunden. Es kann sichergestellt werden, dass sich die Speichereinheit 25 innerhalb der Steuereinheit 24 oder außerhalb davon befindet.
Die Speichereinheit 25 kann von einem Festplattenlaufwerk oder SSD gebildet werden, oder von jeder anderen entnehmbaren und wiederbeschreibbaren Speichereinheit (USB-Sticks, Speicherkarten, und so weiter). Die Speichereinheit 25 kann insbesondere ein ROM/RAM-Speicher der Steuereinheit 24, ein USB-Stick, eine Speicherkarte, einen Arbeitsspeicher eines zentralen Servers, und so weiter sein.
Die Anzeige 126 ist mit der Steuereinheit 24 zum Anzeigen der erfassten Bilder und/oder von Information bezüglich der Erfassungssteuerparameter verbunden.
Die Anzeigeeinheit 126 kann beispielsweise ein Computerbildschirm, ein Monitor, ein Flachbildschirm, ein Plasmabildschirm oder jede andere Art von Anzeigeeinrichtung bekannten Typs sein.
Eine derartige Anzeigeeinheit 26 ermöglicht einem Arzt, die Erfassung von Bildern durch den Mammographen zu betrachten und zu steuern. Der Mammograph enthält herkömmlicherweise auch eine Einrichtung zur Interaktion durch einen Arzt in Form einer Tastatur.
Es dürfte sich verstehen, dass eine funktionale Beschränkung der unterschiedlichen Steuer-, Anzeige- und Speichereinheiten, welche eben gerade beschrieben wurden, abhängig von den Ausführungsformen und Anforderungen unterschiedlich sein kann.
Der Mammograph 1 weist auch eine optische Steuervorrichtung 10 der Richtung der Röntgenstrahlen auf, die dafür eingerichtet ist, die Richtung der von der Quelle 2 zu dem Detektor 3 emittierten Röntgenstrahlen in einer Weise zu steuern, dass die von der Quelle 2 zu dem Detektor 3 hin emittierten Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind.
4 veranschaulicht schematisch eine Ausführungsform der Röntgenstrahlenquelle 2 und der optischen Vorrichtung 10.
Im Wesentlichen weist die Quelle 2 eine Vakuumröhre mit einer Anode 27 und einer Kathode 28 auf, in welcher ein Heizfaden 29, typischerweise ein spiralförmig gewickelter Wolframdraht, mittels eines elektrischen Stroms auf eine hohe Temperatur erhitzt wird. Der von dem Heizfaden der Kathode 28 erzeugte Elektronenstrahl 30 wird zu der Anode 27 mittels einer hier nicht dargestellten Beschleunigungsspannung beschleunigt. Der Strahl der Elektronen 30 trifft auf die Anode 27 an einem Emissionsbrennpunkt 31 der Röntgenstrahlen auf. In einigen Ausführungsformen ist die Anode in einem vorgegebenen Winkel in Bezug auf den einfallenden Elektronenstrahl (beispielsweise 45° im Rahmen eines nicht einschränkenden Beispiels) geneigt.
Die Wechselwirkung zwischen dem einfallenden Elektronenstrahl 30 und dem die Anode bildenden Material erzeugt die Röntgenstrahlen.
Das Bündel der von der Anode 27 von dem Emissionsbrennpunkt 31 der Röntgenstrahlen aus erzeugten Röntgenstrahlen ist omnidirektional.
Ein Teil dieses Bündels von Röntgenstrahlen tritt in die optische Steuervorrichtung 10 zur Ausrichtung der Röntgenstrahlen ein, welche dafür eingerichtet ist, die Richtung der Röntgenstrahlen dergestalt zu steuern, dass die Röntgenstrahlen des Bündels f_i,j an dem Ausgang der Vorrichtung 10 im Wesentlichen parallel zueinander sind.
Im Wesentlichen parallel meint ein Bündel, dessen Strahlen parallel zueinander oder aufgrund von Optikfehlern der Vorrichtung nahezu parallel sind, wie der Fachmann leicht erkennen kann.
Im Allgemeinen weist die Quelle 2 ein (nicht dargestelltes) die Quelle 2 einschließendes Schutzgehäuse auf, und die Optikvorrichtung 10 ist in dem Gehäuse angeordnet.
Im Wesentlichen ist die optische Vorrichtung 10 in der Nähe der Anode 27 positioniert, und insbesondere in der Nähe des Emissionsbrennpunktes 31 der Röntgenstrahlen.
Die optische Vorrichtung 10 ist daher an dem Ausgang der die Röntgenstrahlen emittierenden Anode 27 positioniert. Sie kann in der die Anode und die Kathode aufweisenden Vakuumröhre oder außerhalb der Röhre positioniert sein.
In einer weiteren Ausführungsform ist die optische Vorrichtung außerhalb des Schutzgehäuses der Quelle 2 positioniert.
Verschiedene Ausführungsformen der optischen Vorrichtung 10 sind möglich.
5A und 5B stellen eine Ausführungsform der optischen Vorrichtung 10 dar.
In dieser Ausführungsform weist die optische Vorrichtung 10 mehrere Materialschichten 21 auf.
Insbesondere basiert die optische Vorrichtung 10 auf der Verwendung einer Aufeinanderfolge von Materialschichten mit abwechselnd hohen und niedrigen Brechungsindizes.
Materialien mit einem niedrigen Brechungsindex sind beispielsweise Materialien wie Osmium, Platin oder Gold (unerschöpfliche Liste).
Materialien mit hohem Brechungsindex sind beispielsweise Materialien wie Beryllium, hybrides Lithium, Magnesium (unerschöpfliche Liste).
Somit weist die optische Vorrichtung 10 wenigstens eine erste Teilgruppe 32 von Schichten auf, die einen zu einem ersten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex zeigen, und wenigstens eine zweite Teilgruppe 33 von Schichten, die einen zu einem zweiten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex zeigen, wobei die Werte des ersten Intervalls größer als die Werte des zweiten Intervalls (oder umgekehrt) sind.
In diesem Falle weist die optische Vorrichtung 10 eine Aufeinanderfolge von Schichten auf, die abwechselnd zu der ersten Teilgruppe 32 und der zweiten Teilgruppe 33 gehören.
In einem speziellen Falle weist die optische Vorrichtung 10 eine aufeinanderfolgende Abwechslung zwischen einer Schicht aus einem ersten Material mit einem ersten Brechungsindex und einer Schicht eines zweiten Materials mit einem zweiten Brechungsindex auf, wobei der erste Brechungsindex größer als der zweite Index ist (oder umgekehrt).
Die Abwechslung des Brechungsindex der Schichten des die optische Vorrichtung 10 ausbildenden Materials nutzt die physikalische Eigenschaft der Totalreflexion, das heißt, dass ein an der Grenzfläche zwischen zwei Brechungsindexmaterialien ankommender Röntgenstrahl vollständig ohne jede Beugung reflektiert wird, wenn der Strahl einen Einfallswinkel von kleiner (oder größer abhängig von den gewählten Konventionen) als ein kritischer Winkel hat.
Eine derartige optische Vorrichtung erzeugt parallele Röntgenstrahlen am dem Auslass aus der Vorrichtung aus einem nicht-parallelen Bündel von Röntgenstrahlen beispielsweise in konischer Form.
In einer speziellen Ausführungsform weist die optische Vorrichtung wenigstens eine erste Teilgruppe 32 von Schichten auf, die einen zu einem ersten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex zeigen, wenigstens eine zweite Teilgruppe 33 von Schichten, die einen zu einem zweiten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex zeigen, wenigstens eine dritte Teilgruppe von Schichten, die einen zu einem dritten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex zeigen, wobei die Werte des dritten Intervalls zwischen den Werten des zweiten Intervalls und des ersten Intervalls (oder umgekehrt) liegen, wobei die Vorrichtung eine Aufeinanderfolge von Schichten zeigt, die abwechselnd der ersten Teilgruppe 32, der dritten Teilgruppe und der zweiten Teilgruppe 33 zugehören.
Es ist eine Frage, ein Material mit einem mittleren Brechungsindex zwischen Material mit hohem Brechungsindex und Material mit niedrigem Brechungsindex einzubringen.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird eine optische Vorrichtung 10 verwendet, in welcher abgesehen von der Abwechslung der Brechungsindizes wenigstens eine Teilgruppe von Schichten des Materials einen einwärts gekrümmten Bereich 42 an der Grenzfläche zwischen zwei Schichten zur Überführung von einfallenden Röntgenstrahlen in parallele Röntgenstrahlen hat. Dieses ist in 5B dargestellt. Die Verwendung derartiger Bereiche erhöht die Intensität des Strahlenbündels paralleler Röntgenstrahlen an dem Auslass der Vorrichtung 10.
Vorteilhafterweise hat jeder einwärts gekrümmte Bereich 42 eine Krümmung und/oder einen Krümmungsmittelpunkt, der sich von einer Lage zur nächsten unterscheidet.
Vorteilhafterweise wird jeder einwärts gekrümmte Bereich 42 durch mehrere miteinander verbundene Segmente gebildet, wobei jedes Segment einen Krümmungsradius ausbildet. Vorteilhafterweise hat jedes Segment einen konstanten Krümmungsradius.
Im Falle eines geraden Segmentes ist der Krümmungsradius unendlich.
Der Krümmungsradius eines Segmentes kann sich von dem Krümmungsradius der anderen Segmente des einwärts gekrümmten Bereichs 42 unterscheiden oder identisch sein.
In einer Ausführungsform ist der einwärts gekrümmte Bereich 42 an der Seite der Einlassfläche 44 der Röntgenstrahlen in die optische Vorrichtung 10 angeordnet, während die Grenzfläche zwischen den Schichten zu der Seite der Auslassfläche 45 der optischen Vorrichtung 10 eben ist. Der Bereich von Schichten, wo die Grenzfläche eben ist, spielt tatsächlich die Rolle eines Kollimators.
In einer weiteren Ausführungsform erstreckt der einwärts gekrümmte Bereich 42 über die gesamte Grenzfläche zwischen den Schichten von der Einlassfläche 44 zu der Auslassfläche 45 der Vorrichtung 10.
In einer speziellen Ausführungsform erstreckt sich der einwärts gekrümmte Bereich 42 von der Einlassfläche zu der Auslassfläche 45 der Vorrichtung 10 über eine vorgegebene Länge mit einem vorgegebenen Krümmungsradius. Die Länge des Bereichs 42 ist als die Länge definiert, die auf der Ebene der Auslassfläche 45 der Vorrichtung 20 eine Tangente an die durch den Bereich definierte Kurve erzeugt, welche horizontal ist (horizontal meint die Achse des von der Anode emittierten Mittelstrahls, und welcher einem nicht-divergenten Strahl entspricht).
Die Wahl der Materialien, deren Dicke und Krümmungsradius regelt die Parallelität der Röntgenstrahlen an dem Auslass der Vorrichtung (beispielsweise mit einer Toleranz von 0,02° in Bezug auf die ”horizontale” Achse).
In einer speziellen Ausführungsform erstreckt sich der einwärts gekrümmte Bereich 42 von der Einlassfläche zu der Auslassfläche 45 der Vorrichtung 10 über eine vorgegebene Länge. Die Länge des Bereichs 42 erstreckt sich nun über die Länge zum Erzeugen einer Tangente an die durch den Bereich definierte Kurve hinaus, welche horizontal ist. Diese Ausführungsform erzeugt Strahlen mit verbesserter Parallelität.
Die optische Vorrichtung 10 kann dem Bedarf entsprechend unterschiedliche Formen haben. Sie kann ein Stapel zylindrischer Schichten oder mehreckiger Schichten (z. B. ein Parallelepiped) sein.
Vorteilhaft liegen die Schichten der Vorrichtung ohne das Vorliegen eines Zwischenvakuums oder eines Zwischenmaterials dazwischen aneinander.
Vorteilhafte werden die Schichten durch eine formschlüssige Abscheidung erzeugt.
Gemäß Darstellung in 5B wandelt die optische Vorrichtung 10 ein Bündel von Röntgenstrahlen mit einer im Wesentlichen konischen Form an dem Auslass der Anode 27 in einem Bündel f_i,j von Röntgenstrahlen mit im Wesentlichen zueinander parallelen Röntgenstrahlen um.
Insbesondere werden die sich an dem Umfang des Konus befindlichen Röntgenstrahlen, und die dazu neigen, in Bezug auf die Mittenachse zu divergieren, reflektiert und zu dem Mittelpunkt des Strahls mittels der Schichten 21 des Materials der optischen Vorrichtung 10 insbesondere in den einwärts gekrümmten Bereichen 42 zurückgeführt.
Es ist anzumerken, dass dieses eine passive Steuerung der Richtung der Strahlen ist.
Weitere Ausführungsformen der Vorrichtung 10 sind möglich. Es ist bekannt, eine mehrlagige optische Vorrichtung 10 zu verwenden, welche wie eine Parabel einwärts gekrümmt ist. Diese Technologie basiert dieses Mal auf einer Beugung und nicht der Totalreflexion, zur Erzeugung paralleler Röntgenstrahlen (siehe beispielsweise US 2006/0018429 ).
6 stellt schematisch eine Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Mammographen 1 dar.
Die Quelle 2 und/oder der Detektor 3 sind vorteilhafterweise beweglich.
Vorteilhaft kann die Quelle 2 in einer ersten Richtung verschoben werden, um den Abstand zwischen der Quelle 2 und dem Detektor 3 zu vergrößern oder zu verkleinern. Diese Art von Verschiebung ist durch den vertikalen Pfeil 34 in 6 skizziert. Es ist ersichtlich, dass abhängig von der relativen Position der Quelle 2 in Bezug auf den Detektor 3 diese Verschiebung nicht immer vertikal ist.
Diese Verschiebung erfolgt beispielsweise mittels einer Schiene oder irgendein anderes dem Fachmann bekanntes Verschiebungssystem.
Diese Verschiebung wird beispielsweise von einem Arzt über die Steuereinheit des Mammographen und die Interaktionseinrichtung des Tastaturtyps gesteuert. Alternativ ist es eine automatische Verschiebung, die von der Steuereinheit des Mammographen gesteuert wird.
Vorteilhafterweise kann die Quelle 2 in einer zweiten Richtung verschoben werden, um so den Abstand zwischen der Quelle 2 und der Ebene des Körpers der Patientin 12 zu vergrößern oder zu verkleinern. Diese Verschiebung ist durch einen Pfeil 35 in 6 verkörpert. Es dürfte sich verstehen, dass diese Verschiebung nicht notwendigerweise in der horizontalen Ebene liegt.
Diese Verschiebung kann auf verschiedene Arten, wie zum Beispiel durch Translation der Quelle 2 oder durch ein Klappensystem der Quelle 2 oder ein anderes ausgeführt werden.
Vorteilhaft kann die Quelle 2 unabhängig zu der Gruppe verschoben werden, die von dem Detektor 3 und der als Kompressionspolster dienenden oberen Platte 22 gebildet wird.
Die Verschiebung kann durch jedes dem Fachmann bekannte Verschiebungssystem wie zum Beispiel ein Schienen- ein Rollensystem oder ein anderes ausgeführt werden.
Vorteilhafterweise wird diese Verschiebung durch einen Arzt über die Steuereinheit des Mammographen und mittels einer Wechselwirkung des Tastaturtyps gesteuert. Alternativ ist es eine durch die Steuereinheit des Mammographen gesteuerte automatische Verschiebung.
In einer Ausführungsform können die Quelle 2 und der Detektor 3 translatorisch in Bezug zueinander verschoben werden. Vorteilhafterweise ist diese Translation entlang einer oder mehrerer zu den Ebenen des Detektors 3 zugehörigen Achsen realisierbar. Die Quelle 2 könnte dann bewegt werden und/oder der Detektor 3.
Dieses überstreicht die Detektionsoberfläche 15 des Detektors 3 mit Röntgenstrahlen und nimmt daher ein Bild der gesamten auf dem Detektor 3 platzierten Brust auf.
Diese relativen Verschiebungen werden mittels eines beliebigen dem Fachmann bekannten Verschiebungssystems ausgeführt und sind vom Fall abhängig an der Quelle 2 und/oder dem Detektor 3 anwendbar.
Weitere Verschiebungen der Quelle 2 und/oder des Detektors 3 werden hierin nachstehend beschrieben.
Der erfindungsgemäße Mammograph erzeugt ein oder mehrere Röntgenstrahlenbündel, deren Strahlen zueinander parallel sind.
Demzufolge ist es möglich, eine relative Annäherung der Quelle 2 und des Detektors 3 auszuführen, ohne dass das Bild der Brust beschnitten wird, wie es bei konischen Röntgenstrahlenbündeln nach dem Stand der Technik der Fall wäre.
Dieses ergibt einen kompakten Mammographen, in welchem der Abstand zwischen der Quelle 2 und dem Detektor 3 verringert ist. Vorteilhaft ist der Abstand zwischen der Detektionsoberfläche 15 des Detektors 3 und dem Emissionsbrennpunkt der Quelle 2, von welchem die Röntgenstrahlen emittiert werden kleiner als 70 cm, oder 60 cm, oder 50 cm, oder 40 cm, oder 30 cm, oder 20 cm, oder 10 cm. Weitere Werte sind natürlich möglich. Es ist offensichtlich, dass der Abstand zwischen den Emissionsbrennpunkten der Röntgenstrahlen der Quelle 2 und der Detektionsoberfläche des Detektors 3 über der Dicke der Brust der Patientin (welcher die Dicke des Kompressionspolsters hinzugefügt werden muss, welche aber mit der Größenordnung von wenigen Millimetern vernachlässigbar sein kann) und dieses wenigstens in einer komprimierten Position bleiben muss, sodass die Patientin ihre Brust zwischen dem unteren Block 23 und dem Kompressionspolster 22 positionieren kann.
Insbesondere ist es im Gegensatz zu Vorrichtungen nach dem Stand der Technik möglich, den Abstand zwischen der Detektionsoberfläche des Detektors 3 und dem Emissionsbrennpunkt dergestalt zu regeln, dass der Emissionsbrennpunkt der Röntgenstrahlen der Quelle 2 in einer unterhalb des Kopfes 13 der Patientin 12 befindlichen Zone entlang einer Achse rechtwinklig zu der Oberfläche des Detektors im Wesentlichen vertikal angeordnet ist. Aufgrund dieser Erfindung kann dieses ohne Beschneidung des Bildes der Brust erfolgen. Dieses ist in 6 dargestellt und trifft unabhängig von der Größe und den Abmessungen der Patienten zu.
Vorteilhaft liegt zur Abdeckung diverser Patientenmorphologien der Abstand zwischen der Detektionsoberfläche des Detektors 3 und dem Emissionsbrennpunkt der Quelle 2 zwischen 5 cm und 30 cm, was einen Emissionsbrennpunkt der Röntgenstrahlen unter dem Kopf der Patientin erzeugt, wobei der Abstand im Wesentlichen entlang einer zu der Detektionsoberfläche rechtwinkligen Achse des Detektors ermittelt wird, wobei die Achse im Wesentlichen vertikal ist. Es versteht sich, dass jedes in diesem Intervall enthaltene Teilintervall auch in der Erfindung enthalten ist.
Tatsächlich haben die kleinsten Brüste eine Dicke in der Größenordnung von 2 cm im komprimierten Zustand, während die größten Brüste eine Dicke in der Größenordnung von 10 cm haben.
Auch der Abstand zwischen der Unterseite der Brust und dem Kopf einer Frau gemessen auf der Höhe des Kinns der Frau liegt für die Gesamtheit der Frauen zwischen 20 und 30 cm.
Mit den angegebenen Werten liegt der Emissionsbrennpunkt der Röntgenstrahlen daher in der unter dem Kopf der Patientin befindlichen Zone.
Der Abstand zwischen der Detektionsoberfläche und dem Emissionsbrennpunkt wird im Allgemeinen abhängig der rechtwinkligen Achse zu der Detektionsoberfläche des Detektors 3 ermittelt.
Dieser Abstand könnte insbesondere genauer als eine Funktion des effektiven Abstandes zwischen der Unterseite der Brust der Patienten und der unter dem Kopf des Patienten auf Höhe des Kinns befindlichen Zone eingestellt werden.
Aufgrund der Erfindung vermeidet dieses die Notwendigkeit einer Verwendung einer Schutzabdeckung, welche dazu dienen würde, den Kopf der Patientin aus der Bildgebungszone zwischen der Quelle und dem Detektor zu drücken.
In einer vorteilhaften Ausführungsform ist die Quelle dafür angepasst, mehrere Bündel f_i,j von Röntgenstrahlen (siehe die später kommentierten 9 bis 10) zu emittieren.
Dieses kann durch Verwendung mehrere Kathoden erfolgen, wobei jede Kathode in der Lage ist, Elektronenstrahlen auf eine oder mehrere Anoden hin zu emittieren.
Dieses erzeugt mehrere Emissionsbrennpunkte von Röntgenstrahlen und daher mehrere Bündel f_i,j von Röntgenstrahlen, welche zueinander parallele Strahlen präsentieren.
Vorteilhafterweise wird die Quelle so eingestellt, dass der Emissionsbrennpunkt der Bündel auf der Höhe der Anode eine kleine Größe, beispielsweise in der Größenordnung eines Mikrometers hat.
Im Falle einer Emission von mehreren Bündeln f_i,j ist es möglich, mehrere optische Vorrichtungen 10 zu verwenden, die an dem Auslass von einer oder mehreren Anoden der Quelle 2 angeordnet sind, oder alternativ nur eine einzige optische Vorrichtung 10, die die Richtung der Röntgenstrahlen in einer solchen Weise steuert, dass die von der Quelle 2 zu dem Detektor 3 emittierten Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind.
Vorteilhafterweise ist die Quelle 2 dafür angepasst, mehrere Bündel f_i,j von Röntgenstrahlen von mehreren Emissionsbrennpunkten 31 aus zu emittieren, wobei die Brennpunkte 31 in einer geraden Linie angeordnet sind. Daher erzeugt dieses in diesem Falle eine Quelle eines eindimensionalen Typs (siehe 9A und 9B).
Alternativ sind die Emissionsbrennpunkte 31 auf einer (nicht dargestellten) Kurve angeordnet.
Alternativ sind die Emissionsbrennpunkte 31 auf einer Oberfläche (siehe 10A und 10B) angeordnet, wobei sie in diesem Falle eine zweidimensionale Quelle 2 erzeugen.
In einer Ausführungsform können die Quelle 2 und/oder der Detektor 3 in Bezug zueinander in unterschiedliche relative Winkelpositionen verschoben werden, um dreidimensionale mammographische Bilder durch Tomosynthese aufzunehmen. Die relative Winkelverschiebung kann beispielsweise aus einer Verschiebung der Quelle 2 auf einem Kreisbogen oder auf einer Linie oder irgendeiner anderen an die Bedürfnisse angepassten Bewegungsbahn bestehen. Dieses erzeugt eine Reihe von Bildern der Brust, die einer Reihe von Projektionen der Brust gemäß unterschiedlichen Winkeln entsprechen. Im Allgemeinen hat die relative Winkelverschiebung einer eingeschränkte Amplitude (zwischen ±7° und ±60°, wobei diese Werte als nicht einschränkend angegeben sind).
Dieser Satz von Bildern kann zum Rekonstruieren eines Satzes von Bildern verwendet werden, welche das Volumen der Brust beschreiben, indem dem Fachmann bekannte Bildverarbeitungsalgorithmen angewendet werden, Die Bildverarbeitungsalgorithmen für Tomosynthese umfassen insbesondere zwei große Familien, welche nicht-iterative Algorithmen und iterative Algorithmen sind. (Beispiele dem Fachmann bekannter Algorithmen sind: ”Filter Back Projection (FBP)”, ”Simultaneous Algebraic Reconstruction Technique (SART)”).
Die Erfindung ist auch bei speziell für die Bildgebung der Brust ausgelegten Scannern anwendbar.
7 stellt schematisch ein Beispiel eines derartigen Mammographen dar.
In dieser Ausführungsform können die Quelle 2 und der Detektor 3 in Drehung um die Brust der Patientin in einem Winkel im Wesentlichen zwischen 0 und 360° oder zwischen 0 und 180° oder in einem kleineren Winkelintervall zwischen 0 und 360° versetzt werden, um dreidimensionale mammographische Bilder wie in einem Scanner aufzunehmen. Die Brust ist in 7 im Querschnitt zu sehen und ist daher als ein Kreis dargestellt. Die Drehachse des die Quelle und den Detektor aufweisenden Gerätes ist im Wesentlichen die Symmetrieachse der Brust, welche durch die Brustwarze verläuft.
Unterschiedliche Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Mammographieverfahrens werden nun unter Anwendung der einen oder anderen Ausführungsformen des vorstehend beschriebenen Mammographen beschrieben.
In dem ersten Fall wird die Brust der Patientin 12 auf dem den Detektor 3 aufweisenden unteren Block positioniert und dann durch das Kompressionspolster 22 komprimiert.
Vorteilhaft wird die Quelle 2 zuvor in der zweiten Richtung, wie vorstehend beschrieben, weg bewegt, um so den Abstand zwischen der Quelle 2 und der Ebene des Körpers der Patientin 12 zu vergrößern, was der Patientin einen freien Zugang zu dem Mammographen gibt. Dieser zieht daher die Quelle 2 von der Patientin 12 zurück.
Sobald sich die Brust der Patientin 12 eingerichtet ist, wird die Quelle wiederum zu der Ebene des Körpers der Patientin 12 beispielsweise durch Translation bewegt, sodass sie dem Detektor 3 gegenüberliegend positioniert ist.
Die Quelle 2 kann auch in Bezug auf den Detektor 3 in der ersten Richtung, wie vorstehend beschrieben, verschoben werden, um so den Abstand zwischen der Quelle 2 und dem Detektor 3 zu vergrößern oder zu verkleinern.
Die Quelle 2 befindet sich im Allgemeinen in einer unter dem Kopf 13 der Patientin 12 befindlichen Zone in einer vertikalen Achse, was aufgrund der Vorrichtung und des Verfahrens der Erfindung möglich ist.
Sobald die Patientin eingerichtet ist, kann das Verfahren der Erfassung mammographischer Bilder starten.
Das Verfahren weist einen Schritt E1 auf, der aus der Emission wenigstens eines Bündels von Röntgenstrahlen aus der Quelle 2 zu dem Detektor 3 besteht, wobei die Röntgenstrahlen des Bündels f_i,j aufgrund der vorstehend beschriebenen optischen Vorrichtung 10 im Wesentlichen parallel zueinander sind.
Das Bündel f_i,j der Röntgenstrahlen passiert die Brust der Patientin 12 und wird durch den Detektor 3 zum Erfassen mammographischer Bildern gesammelt.
Vorteilhafterweise weist das Verfahren einen Schritt E2 auf, der aus der Erzeugung einer relativen Verschiebung zwischen der Quelle 2 und dem Detektor 3 in einer Weise besteht, dass das Bündel f_i,j von der Quelle emittierter Röntgenstrahlen einen Teil oder die gesamte Oberfläche 15 des Detektors überstreicht.
Im Allgemeinen weist die Detektionsoberfläche 15 einen Satz von Detektionselementen auf. Das Bündel f_i,j der Röntgenstrahlen kann beispielsweise so bewegt werden, dass es jede Zeile von Detektionselementen der Detektionsoberfläche überstreicht (sogenanntes Video-Scannen).
In einer Ausführungsform emittiert die Quelle 2 mehrere Bündel f_i,j der Röntgenstrahlen und das Verfahren weist einen Schritt E2 auf, der aus einer Erzeugung einer relativen Verschiebung zwischen der Quelle 2 und dem Detektor 3 besteht, um so einen Teil oder die gesamte Oberfläche 15 durch Röntgenstrahlen der mehreren Bündel f_i,j zu überstreichen.
In 9A emittiert die Quelle 2 mehrere Bündel f_i,j, deren Emissionsbrennpunkte 31 sich auf einer geraden Linie (eindimensionalen Quelle) befinden. Die Quelle 2 wird in Translation in Bezug auf den Detektor 3 bewegt, um die Detektionsoberfläche 15 des Detektors 3 zu überstreichen.
In 9B emittiert die Quelle mehrere Bündel f_i,j, wovon die Emissionsbrennpunkte 31 in einer geraden Linie (eindimensionalen Quelle) angeordnet sind.
Ebenso hat der Detektor 3 eine eindimensionale Detektionsoberfläche, das heißt, die Detektionselemente sind hauptsächlich in nur einer Achse verteilt.
Um ein vollständiges Bild der Brust der Patientin aufzunehmen werden die Quelle 2 und der Detektor 3 gemeinsam, insbesondere in Translation bewegt.
In Allgemeinen ist es vorteilhaft, einen Schritt E3 zu implementieren, der aus aufeinanderfolgendem Emittieren von Teilgruppen von Röntgenstrahlenbündeln von den mehreren Bündeln f_i,j der Röntgenstrahlen von Quelle 2 besteht.
Der Schritt E3 besteht aus:

– Bewegen des Detektors 3 in Bezug auf die Quelle 2, und
– Aufeinanderfolgendes Emittieren von Teilgruppen von Röntgenstrahlenbündeln von den mehreren Bündeln f_i,j der Röntgenstrahlen der Quelle 2, wobei die Teilgruppen der Strahlenbündel ausgewählt werden, dass sie auf den Detektor 3 (das heißt, zu ihrer Detektionsoberfläche 15) verschoben gerichtete Röntgenstrahlen präsentieren.

Jeder Teilgruppe der Bündel wird bei einem Zeitpunkt t emittiert, der dem Zeitpunkt t entspricht, wenn die Röntgenstrahlen der Teilgruppe von Bündeln die Detektionsoberfläche 15 des Detektors 3 in der Bewegung erreichen können.
Der Vorteil dieser Ausführungsform ist die Beschränkung des Temperaturanstiegs der Quelle 2 und ihrer Komponenten (Kathode, Kathodenheizung, Anode und so weiter) da nicht alle Strahlenbündel f_i,j der Röntgenstrahlen permanent emittiert werden. Dieses verbessert das Wärmegleichgewicht der Quelle 2 und daher deren Betriebslebensdauer.
10A stellt den Fall einer Quelle 2 dar, die dafür angepasst ist, mehrere Strahlenbündel f_i,j von den mehreren Emissionsbrennpunkten 31 aus zu emittieren, wobei die Brennpunkte 31 auf einer Oberfläche 22 (zweidimensionale Quelle) angeordnet sind.
Hier wurde der Fall eines Detektors 3 mit einer eindimensionalen Detektionsoberfläche betrachtet, das heißt, bei dem die Pixel hauptsächlich entlang einer Achse verteilt sind.
In diesem Falle ist es vorteilhaft, den vorstehend beschriebenen Schritt E3 zu implementieren.
In diesem Falle wird der Detektor 3 in Translation in Bezug auf die Quelle 2 bewegt, um ein Bild der gesamten Brust zu erzeugen, und unterschiedliche Röntgenstrahlenbündel werden aufeinanderfolgend auf den verschobenen Detektor 3 insbesondere Zeile für Zeile emittiert.
10B stellt den Fall einer Quelle 2 dar, die dafür angepasst ist, mehrere Bündel f_i,j aus mehreren Emissionsbrennpunkten 31 zu emittieren, wobei die Brennpunkte 31 auf einer Oberfläche 22 (zweidimensionalen Quelle) angeordnet sind.
Der Fall wurde auch für einen Detektor 3 mit einer zweidimensionalen Detektionsoberfläche 15 betrachtet, das heißt, bei dem die Pixel über einen Satz aufeinanderfolgender Zeilen verteilt sind.
In diesem Falle ist es klar, dass als eine Funktion des Zwischenraums zwischen den Emissionsbrennpunkten 31 und der Dichte der Röntgenstrahlenbündel einige Detektionselemente der Detektionsoberfläche 15 durch die Röntgenstrahlen nicht erreicht werden könnten. Es ist daher vorteilhaft, einen Schritt auszuführen, der aus der Erzeugung einer relativen Verschiebung zwischen der Quelle 2 und dem Detektor 3 in einer solchen Weise besteht, dass die Bündel f_i,j der von der Quelle 2 emittierten Röntgenstrahlen einen Teil oder die gesamte Oberfläche des Detektors so überstreichen, dass alle Detektionselemente der Oberfläche von der Quelle emittierte und von der Brust hindurch gelassene Röntgenstrahlen absorbieren können.
Weitere Ausführungsformen sind abhängig von der Platzierung der Röntgenstrahlenbündel, deren Dichte, deren Anzahl, der Art der Detektionsoberfläche, der Form der Detektionsoberfläche und so weiter machbar. Der Fachmann weiß, wie die Ausführungsformen, welche eben gerade beschrieben wurden, an die Anforderungen und Anwendungen des Mammographen anzupassen sind.
In einer Ausführungsform des Mammographieverfahrens emittiert die Quelle 2 verschiedene Röntgenstrahlbündel jeweils in einem bestimmten Energiespektrum (und damit Frequenz), wobei jedes Spektrum sich von den anderen Spektren unterscheidet. Ein Filter ist an dem Auslass der Quelle 2 positioniert und wählt und filtert die Energie oder den bevorzugten Energiebereich aus.
Dieses erzeugt eine Aufeinanderfolge von Bildern, die mit Röntgenstrahlen unterschiedlicher Energien erhalten werden. Die mathematische Verarbeitung dieser Bilder bietet insbesondere Information über die Zusammensetzung der Brust (Fettgewebe, fibroglanduläres Gewebe und so weiter) unter der Voraussetzung, dass die unterschiedlichen Gewebe einen unterschiedlichen Abschwächungskoeffizienten in Anhängigkeit von der Energie einfallender Röntgenstrahlen haben.
Alternativ oder zusätzlich ist es der Detektor 3 selbst, welcher die Rolle des Energiefilters für die Röntgenstrahlen spielt.
In diesem Falle ist der Detektor 3 in der Lage, die Energie oder den Energiebereich der von der Quelle 2 zu dem Detektor 3 emittierten Röntgenstrahlen zur Aufnahme mammographischer Bilder bei unterschiedlichen Emissionsenergien der Röntgenstrahlen zu detektieren.
Diese Art von Detektor basiert im Wesentlichen auf einer Photonen-Zähltechnologie, mit der Fähigkeit zwischen der Energie von Photonen und der Erzeugung eines zu der Energie der Photonen korrelierten Signals zu unterscheiden.
Wie vorstehend erwähnt ist, die Erfindung auf Mammographie mittels Tomosynthese anwendbar. In diesem Falle werden die Quelle 2 und/oder der Detektor 3 in Bezug zueinander in verschiedenen relativen Winkelpositionen bewegt, um dreidimensionale mammographische Bilder mittels Tomosynthese aufzunehmen.
Eine relative Winkelverschiebung kann beispielsweise aus einer Verschiebung der Quelle 2 auf einem Kreisbogen oder auf einer Linie oder irgendeiner anderen an die Erfordernisse angepassten Bewegungsbahn bestehen. Dieses erzeugt eine Reihe von Bildern der Brust, die einer Reihe von Projektionen der Brust in Abhängigkeit von unterschiedlichen Winkeln entsprechen. Im Allgemeinen hat die relative Winkelverschiebung einer eingeschränkte Amplitude (zwischen ±7° und ±60°, wobei diese Werte als nicht einschränkend angegeben sind).
Dieser Satz von Bildern kann zum Rekonstruieren eines Satzes von Bildern verwendet werden, welche das Volumen der Brust beschreiben, indem dem Fachmann bekannte Bildverarbeitungsalgorithmen angewendet werden. Die Bildverarbeitungsalgorithmen für Tomosynthese umfassen insbesondere zwei große Familien, welche nicht-iterative Algorithmen und iterative Algorithmen sind. (Beispiele dem Fachmann bekannter Algorithmen sind: ”Filter Back Projection (FBP)”, ”Simultaneous Algebraic Reconstruction Technique (SART)”).
Die Erfindung trifft auch auf Mammographen des Scannertyps zu, in welchen die Quelle und der Detektor in Bezug auf die Brust in einem Winkel im Allgemeinen zwischen 0 und 360° in Drehung versetzt werden.
Wie es offensichtlich ist, hat die Erfindung zahlreiche Vorteile.
Der gemäß der Erfindung erhaltene Mammograph ist mit einem Abstand zwischen der Quelle und dem Detektor, welcher aufgrund der Verwendung paralleler Röntgenstrahlen verkleinert werden kann, kompakt.
Diese Kompaktheit ist insbesondere für die Positionierung eines Mammographen in Bereichen mit wenig Platz vorteilhaft. Beispielsweise ist es vorteilhaft, den erfindungsgemäßen Mammographen in einem Fahrzeug, wie z. B. in einem LKW, Bus oder anderer Art anzuordnen, um Zugang zu Bevölkerungsschichten zu bekommen, welche sich mammographischen Untersuchungen nicht unterziehen können oder wollen.
Demzufolge schlägt die Erfindung auch ein Fahrzeug mit einem Mammographen wie beschrieben vor. Vorteilhaft ist der Mammograph mit einer Fernübertragungsvorrichtung zum Ausführen einer radiologischen Ferndiagnose in dem Falle verbunden, in welchem sich der Radiologe an einem anderen Ort befindet.
Zusätzlich schlägt die Erfindung einen Mammographen vor, der das Risiko einer Kollision einer Patientin mit der Röntgenstrahlenquelle unter der Voraussetzung reduziert, dass die Quelle unter dem Kopf der Patientin angeordnet werden kann, ohne dass das Bild der Brust beschnitten wird.
Es ist auch anzumerken, dass die Erfindung die Positionierung der Brust der Patientin in dem Mammographen erleichtert und verbessert, da keine Schutzabdeckung verwendet werden muss, und da der Detektor aus der Ebene des Körpers der Patientin während der Positionierung verschoben werden kann.
Trotz seiner Kompaktheit behält der Mammograph seine gute Bildqualität bei und bietet einen hohen Fluss von Strahlen, da sie trotz des verringerten Abstandes zwischen der Quelle und dem Detektor in Richtung auf den Detektor gesteuert werden.
Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist die Ermöglichung einer Verringerung der Wärmeabgabe der Quelle, insbesondere in dem Falle, wenn Teilgruppen von Röntgenstrahlenbündeln aufeinanderfolgend emittiert werden, wie es vorstehend beschrieben wurde.
Schließlich besteht ein weiterer Vorteil darin, dass die Erfindung auch auf Mammographen für die Durchführung einer Tomosynthese und für Mammographen des Scannertyps zutrifft.
Die Erfindung hat somit zahlreiche Anwendungen und zahlreiche Vorteile.
Die Erfindung betrifft einen Mammographen 1, der eine Quelle 2 für Röntgenstrahlen, und einen Detektor 3 für Röntgenstrahlen aufweist, wobei die Quelle 2 in der Lage ist, wenigstens ein Bündel f_i,j von Röntgenstrahlen zu dem Detektor 3 zu emittieren, um eine Mammographie an einer Patientin 12 durchzuführen, wobei der Mammograph 1 dadurch gekennzeichnet ist, dass er eine optische Vorrichtung 10 zur Steuerung der Richtung der Röntgenstrahlen aufweist, die dafür eingerichtet ist, die Richtung von der Quelle 2 zu dem Detektor 3 emittierter Röntgenstrahlen dergestalt zu steuern, dass die von der Quelle 2 zu dem Detektor 3 emittierten Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 2006/0018429 [0098]

Claims

Mammograph (1), aufweisend: eine Quelle (2) für Röntgenstrahlen, einen Detektor (3) für Röntgenstrahlen, wobei die Quelle (2) in der Lage ist, wenigstens ein Bündel (f_i,j) von Röntgenstrahlen zu dem Detektor (3) zu emittieren, um eine Mammographie an einer Patientin (12) durchzuführen, wobei der Mammograph 1 dadurch gekennzeichnet ist, dass er aufweist: eine optische Vorrichtung (10) zur Steuerung der Richtung von Röntgenstrahlen, die dafür eingerichtet ist, die Richtung von der Quelle (2) zu dem Detektor (3) emittierter Röntgenstrahlen dergestalt zu steuern, dass die von der Quelle (2) zu dem Detektor (3) emittierten Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind.
Mammograph (1) nach Anspruch 1, in welchem: die Quelle (2) einen Emissionsbrennpunkt von Röntgenstrahlen aufweist, der Detektor (3) eine Detektionsoberfläche (15) aufweist, und der Abstand zwischen dem Emissionsbrennpunkt und der Detektionsoberfläche (15) so eingestellt ist, dass der Brennpunkt in einer unter dem Kopf (13) der Patientin (12) befindlichen Zone entlang einer zu der Detektionsoberfläche rechtwinkligen Achse angeordnet ist.
Mammograph (1) nach einem der Ansprüche 1 oder 2, in welchem: die Quelle (2) einen Emissionsbrennpunkt von Röntgenstrahlen aufweist, der Detektor (3) eine Detektionsoberfläche aufweist, und der Abstand zwischen dem Emissionsbrennpunkt und der Detektionsoberfläche (15) zwischen 5 cm und 30 cm ist.
Mammograph (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, in welchem die Quelle (2) verschoben werden kann: in einer ersten Richtung, um so den Abstand zwischen der Quelle (2) und dem Detektor (3) zu vergrößern oder zu verkleinern und/oder in einer zweiten Richtung, um so den Abstand zwischen der Quelle (2) und der Ebene des Körpers der Patientin (12) zu vergrößern oder zu verkleinern.
Mammograph (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, in welchem die optische Steuervorrichtung (10) der Richtung der Röntgenstrahlen mehrere Materialschichten (21) aufweist, in welchen: – wenigstens eine erste Teilgruppe (32) der Schichten einen zu einem ersten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex hat, wenigstens eine zweite Teilgruppe (33) von den Schichten einen zu einem zweiten Intervall von Werten zugehörigen Brechungsindex hat, wobei die Werte des ersten Intervalls größer als die Werte des zweiten Intervalls sind, oder umgekehrt, wobei die optische Vorrichtung (10) eine Aufeinanderfolge von Schichten aufweist, die abwechselnd der ersten Teilgruppe (32) und der zweiten Teilgruppe (33) zugehören, und – wenigstens ein Teil der Schichten (21) der Vorrichtung einen einwärts gekrümmten Bereich (42) an der Grenzfläche zwischen den Schichten hat.
Mammograph (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, in welchem die Quelle dafür angepasst ist, mehrere Bündel (f_i,j) von Röntgenstrahlen zu emittieren.
Mammograph (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 6, in welchem die Quelle (2) dafür angepasst ist, mehrere Bündel (f_i,j) von Röntgenstrahlen von mehreren Emissionsbrennpunkten (17) zu emittieren, wobei die Brennpunkte (17) angeordnet sind: – auf einer geraden Linie, oder – auf einer Kurve, oder – auf einer Oberfläche.
Mammograph (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, in welchem: – die Quelle (2) und/oder der Detektor (3) relativ in Translation in Bezug zueinander verschoben werden können, und/oder – die Quelle (2) und/oder der Detektor (3) in Bezug zueinander in unterschiedlichen relativen Winkelpositionen verschoben werden können, um dreidimensionale mammographische Bilder mittels Tomosynthese aufzunehmen, oder – die Quelle (2) und der Detektor (3) in Drehung um die Brust der Patientin (12) herum verschoben werden können.
Mammograph (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, in welchem der Detektor (3) in der Lage ist, die Energie oder den Energiebereich der von der Quelle (2) zu dem Detektor (3) emittierten Röntgenstrahlen zur Erfassung von mammographischen Bildern bei unterschiedlichen Emissionsenergien der Röntgenstrahlen zu detektieren.
Mammographieverfahren in einem Mammographen (1), dadurch gekennzeichnet, dass der Mammograph (1) aufweist: eine Quelle (2) für Röntgenstrahlen, einen Detektor (3) für Röntgenstrahlen mit einer Detektionsoberfläche (15), eine optische Steuervorrichtung (10) für die Richtung der Röntgenstrahlen, die dafür eingerichtet ist, die Richtung der von der Quelle (2) zu dem Detektor (3) emittierten Röntgenstrahlen in einer solchen Weise zu steuern, dass die Röntgenstrahlen im Wesentlichen parallel zueinander sind, wobei das Verfahren dadurch gekennzeichnet ist, dass es den Schritt aufweist, der besteht aus: – dem Emittieren (E1) wenigstens eines Bündels von Röntgenstrahlen aus der Quelle (2) zu dem Detektor (3), wobei die Röntgenstrahlen des Strahlenbündels (f_i,j) im Wesentlichen parallel zueinander sind.
Verfahren nach Anspruch 10, das aus der Erzeugung (E2) einer relativen Verschiebung zwischen der Quelle (2) und dem Detektor (3) in einer solchen Weise besteht, dass Röntgenstrahlen des Bündels (f_i,j) oder von mehreren Bündeln (f_i,j) die von der Quelle (2) emittiert werden, einen Teil oder die gesamte Detektionsoberfläche (15) des Detektors (3) überstreichen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 10 oder 11, in welchem die Quelle (2) in der Lage ist, mehrere Bündel (f_i,j) von Röntgenstrahlen zu emittieren und den Schritt (E3) aufweist, der besteht aus: – dem Verschieben des Detektors (3) in Bezug auf die Quelle (2), und – dem aufeinanderfolgenden Emittieren von Teilgruppen von Röntgenstrahlbündeln von den mehreren Bündeln (f_i,j) der Strahlen der Quelle (2), wobei die Teilgruppen von Bündeln ausgewählt werden, dass sie auf den verschobenen Detektor (2) gerichtete Röntgenstrahlen präsentieren.