DE10308529B4

DE10308529B4 - Tomographie von gekrümmten Oberflächen

Info

Publication number: DE10308529B4
Application number: DE10308529A
Authority: DE
Inventors: John M. Loveland Heumann; David C. Loveland Reynolds
Original assignee: Agilent Technologies Inc
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 2002-03-27
Filing date: 2003-02-27
Publication date: 2008-06-19
Anticipated expiration: 2023-02-28
Also published as: US20030185339A1; SG115858A1; GB2387096B; GB2413471B; GB0512539D0; TW571092B; GB0305312D0; US6850589B2; GB2413471A; DE10308529A1; GB2387096A; SG106109A1; HK1055465A1

Abstract

Vorrichtung zur Tomographie eines Objekts (120, 310) mit einer gekrümmten Oberfläche (122), wobei die Vorrichtung folgende Merkmale aufweist:
eine Quelle (110, 320) einer durchdringenden Strahlung;
einen Detektor (130, 330) mit einer gekrümmten Form (132), die der gekrümmten Oberfläche (122) entspricht; und
einen Prozessor, der konfiguriert ist, um eine erwartete Verzerrung für jeden von einer Mehrzahl von Punkten in einer Projektion der gekrümmten Oberfläche (122) auf dem Detektor (130, 330) zu bestimmen, und der konfiguriert ist, um jeden der Mehrzahl von Punkten in der Projektion gemäß der erwarteten Verzerrung dieses Punkts durch Ersetzen (540) von Pixelwerten in der unkorrigierten Projektion mit entsprechenden interpolierten Pixelwerten an den erwarteten Positionen zu korrigieren.

Description

Der hierin offenbarte Gegenstand bezieht sich allgemein auf eine Rekonstruktion von gekrümmten Oberflächen mittels Tomographie und spezieller auf eine Röntgen-Tomosynthese oder -Laminographie.
Der hierin verwendete Begriff „Tomographie" ist ein allgemeiner Begriff, der die verschiedenen Techniken zum Erzeugen von einer oder mehreren Querschnitt-„Fokalebenen” durch ein Objekt beschreibt. Zur Tomographie gehört typischerweise ein Bilden von Projektionen eines Bereichs von Interesse unter Verwendung eines gewissen Typs einer durchdringenden Strahlung, wie z.B. Röntgenstrahlen, Schallwellen, Teilchenstrahlen oder Produkten eines radioaktiven Zerfalls, die dann mit der Anwendung einer Rekonstruktionstechnik kombiniert werden. Die Tomographie ist in diversen Bereichen auf Objekte angewendet worden, die größenmäßig von mikroskopischer zu astronomischer Größe reichen. Üblicherweise wird die Röntgentomographie z.B. verwendet, um Lötverbindungen nach Defekten zu untersuchen, die während der Fertigung von gedruckten Schaltungsanordnungen gebildet wurden.
Bei der „Laminographie", die auch als „klassische Tomographie" bekannt ist, werden zwei oder mehrere von Quelle, Objekt und Detektor in koordinierter Weise während der Belichtung bewegt, um ein Bild der gewünschten Ebene auf dem Detektor zu erzeugen. Es ist auch möglich, eine mechanische Bewegung durch ein elektronisches Scannen (z.B. von der Quelle oder dem Detektor) zu ersetzen. Die Bewegung kann in einer Vielfalt von Mustern einschließlich einer linearen, zirkularen, helischen, elliptischen oder zufälligen Bewegung erfolgen, muß jedoch nicht auf dieselben beschränkt sein. In jedem Fall wird die Bewegung so koordiniert, daß das Bild der Fokalebene stationär und in scharfem Fokus auf dem Detektor verbleibt, während sich die Ebenen über und unter der Fokalebene bewegen und im Hintergrund verschwommen dargestellt sind. Die Rekonstruktion findet im Detektor während der Belichtung statt und besteht einfach aus einer Integration. Die Laminographie kann daher als eine Form der „dynamischen Tomographie" betrachtet werden, da die Bewegung typischerweise kontinuierlich die gesamte Belichtung hindurch verläuft.
Wie bei der Laminographie erfordert die Tomosynthese ein koordiniertes Positionieren von Quelle, Detektor und Objekt. Tatsächlich können in jedem Fall ähnliche Datenerfassungsgeometrien verwendet werden. Die Tomosynthese unterscheidet sich dahingehend von der Laminographie, daß Projektionen erfaßt werden, wobei die Bewegung bei mehreren, feststehenden Punkten angehalten wird. Die Rekonstruktion wird dann durch digitales Mitteln oder anderweitiges Kombinieren dieser Projektionen ausgeführt.
Die Tomosynthese kann als eine digitale Annäherung an die Laminographie oder als eine Form der „statischen Tomographie" betrachtet werden, da Quelle und Detektor typischerweise während jeder Projektion stationär sind. Diese Dichotomie zwischen der dynamischen und statischen Tomographie ist jedoch leicht überholt und künstlich, da auch zahlweise Hydridschemata möglich sind. Die Tomosynthese, die ebenfalls als eine spezifische Form der Computertomographie oder „CT" betrachtet werden kann, wurde in D. Grant, „Tomosynthesis: A Three-Dimensional Radiographic Imaging Technique", IEEE Trans. Biomed. Eng: BME-19: 20-28, (1972) zuerst beschrieben und ist hier durch Bezugnahme aufgenommen.
Bei der typischen Laminographie wird im voraus eine einzelne flache Fokalebene zur Bilderzeugung während eines Erfassungszyklus ausgewählt. Bei der Tomosynthese kann andererseits ein einzelner Satz von Projektionen wiederholt verwendet werden, um die Bilder der Fokalebenen bei verschiedenen Höhen zu rekonstruieren. Diese „tomosynthetische Re konstruktion" wird typischerweise durch Verschieben oder Translatieren der Projektionen relativ zueinander vor dem Kombinieren erreicht.
Ein allgemeines Problem für viele Typen der Tomographie ist, daß die Bereiche von Interesse nicht auf einer einzelnen, flachen Ebene liegen können und tatsächlich auf einer oder mehreren willkürlichen komplexen Oberflächen angeordnet sein können. Beispielsweise möchte jemand Lötverbindungen in einem Bereich einer gedruckten Schaltungsplatine, die verbogen ist, oder die komplexe Gelenkoberfläche eines Knochengelenks bei einer medizinischen Anwendung abbilden. Die tomosynthetische Rekonstruktion von geneigten, flachen Ebenen wird allgemein bei J. Liu, D. Nishimura und A. Macovski, „Vessel Imaging Using Dual Engery Tomosynthesis", Med. Phys. 14(6): 950-955 (1987) und Z. Kolitsi, G. Panayiotakis, V. Anastassopoulos, A. Scodras und N. Pallikarakis, „A Multiple Projection Method for Digital Tomosynthesis", Med. Phys. 19(4): 1045-1050 (1992), die beide hier durch Bezugnahme aufgenommen worden sind, beschrieben. Bei diesen Referenzen werden jedoch die verschiedenen Probleme, die den gekrümmten oder anderweitig nicht-flachen Fokalebenen, wie z.B. verbogenen gedruckten Schaltungsplatinen, zugeordnet sind, nicht berücksichtigt.
In einigen Fällen kann die Erfassungsgeometrie angepaßt sein, um dies für eine spezielle Anwendung zu erreichen. JP 52030395 an Shoichi ist beispielsweise hier durch Bezugnahme aufgenommen worden und offenbart nach einer Zusammenfassung in englischer Sprache eine gekrümmte-Tomographie-Kamera für ein panoramaartiges Photographieren eines spezifischen, gekrümmten Verlagerungsbereichs bei einem in horizontaler Position befindlichen Patienten. Die Shoichi-Zeichnungen stellen allem Anschein nach eine gebündelte Röntgenstrahlquelle und einen rotierenden Detektor dar, der sich in Bögen bewegt, die mit dem Brustkorb des Menschen, der abgebildet wird, konzentrisch verlaufen. Obgleich dieser Lösungsansatz für relativ einfache Formen, die im vor aus bekannt sind, sehr gut geeignet ist, scheint es ihm an der notwendigen Flexibilität zu mangeln, sich an willkürliche komplexe Oberflächen anzupassen, die in Laufzeit bestimmt werden.
Bezüglich der dynamischen Tomographie offenbart das US-Patent Nr. 5.687.209 an Adams ein Laminographiesystem mit einer automatischen Testobjekt-Verwerfungskompensation und ist hierin ebenfalls durch Bezugnahme aufgenommen. Das Adams-Laminographiesystem verwendet zwei oder mehrere geradlinige Detektoren und eine oder mehrere gebündelte Röntgenstrahlquellen. Einzelne Röntgenbilder mit unterschiedlichen Betrachtungswinkeln werden jeweils durch einen Detektor erzeugt und dann durch einen Computer analysiert, um Z-Achsen-Testobjekt-Verwerfungskompensationsparameter basierend auf der Position eines vorbestimmten Merkmals in einem Testobjekt, das in jedem Bild vorzufinden ist, zu erzeugen. Die einzelnen Röntgenbilder werden dann unter Verwendung dieser Verwerfungskompensationsparameter kombiniert, um laminographische Bilder von unterschiedlichen Ebenen in dem getesteten Objekt zu erzeugen.
Die Adams-Technik verwendet jedoch Merkmale in jedem von mehreren Röntgenbild-Bildern, um eine zweidimensionale Verschiebungsdistanz für das gesamte Bild in dem entsprechenden Röntgenbild zu bestimmen. Die Technik kann daher verzerrte Rekonstruktionen aus einer Vielfalt an Gründen, die nachstehend ausführlicher erörtert werden, erzeugen.
Ansätze zur Tomographie eines Objekts mit einer gekrümmten Oberfläche sind in der EP 1 096 426 A1 , der DE 42 00 653 A1 , der JP 56-165139 A und im CAPLUS-Abstract 1989:163223 beschrieben.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine verbesserte Vorrichtung und ein verbessertes Verfahren zur Tomographie einer gekrümmten Oberfläche in einem Objekt zu schaffen, die eine Verzerrung berücksichtigen.
Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1 und Anspruch 13 sowie durch ein Verfahren gemäß Anspruch 6 gelöst.
Nachteile der herkömmlichen Technologie werden durch Bereitstellen einer Vorrichtung zur Tomographie von gekrümmten Oberflächen, die eine Quelle von einer durchdringenden Strahlung umfaßt, ein Objekt mit einer gekrümmten Oberfläche und einen Detektor mit einer gekrümmten Form, die der gekrümmten Oberfläche entspricht, angegangen. Ebenfalls offenbart wird ein Verfahren zur Tomographie einer gekrümmten Oberfläche einschließlich des Schritts des Projizierens von Energie durch ein Objekt mit einer gekrümmten Oberfläche auf einen Detektor mit einer gekrümmten Form, die der gekrümmten Oberfläche entspricht. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, eine erwartete Verzerrung von jedem von einer Mehrzahl von Punkten in einer Projektion der gekrümmten Oberfläche auf einen Detektor zu bestimmen und jeden der Mehrzahl von Punkten in der Projektion gemäß der erwarteten Verzerrung dieses Punkts durch Ersetzen von Pixelwerten in der unkorrigierten Projektion mit entsprechenden interpolierten Pixelwerten an den erwarteten Positionen zu korrigieren.
Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend Bezug nehmend auf die beiliegenden Zeichnungen, die nicht als maßstabsgerecht zu verstehen sind, näher erläutert. Es zeigen:
1 ein schematisches Querschnittsdiagramm von einem Ausführungsbeispiel eines Systems zur Tomographie von gekrümmten Oberflächen.
2A eine schematische Draufsicht von einem Detektorarray zur Verwendung bei dem Tomographiesystem, das in 1 gezeigt ist,
2B eine Querschnittsansicht, die entlang der Abschnittslinien II-II in 2B genommen wurde,
3 eine schematische Darstellung einer typischen Datenerfassungsgeometrie zur Implementierung des Tomographiesystems, das in 1 gezeigt ist,
4A bis 4D schematische Darstellungen von Projektionen, die unter Verwendung der Datenerfassungsgeometrie, die in 3 gezeigt ist, gemacht wurden,
5 ein Flußdiagramm für ein Tomographieverfahren unter Verwendung der in 4A bis 4D dargestellten Grundsätze,
6 ein Flußdiagramm, das einen der Schritte in 5 ausführlicher zeigt,
7 ein Flußdiagramm, das einen weiteren der Schritte in 5 ausführlicher zeigt,
8A und 8B eine Eingabedatei für die IDL (IDL = Interactive Data Language = interaktive Datensprache) von den Research-Systemen,
9 eine Maschendarstellung einer gekrümmten Oberfläche, die durch Verwenden der Eingabedatei in 8A und 8B erhalten wurde,
10 eine Maschendarstellung der gekrümmten Oberfläche in 9, die auf eine flache Oberfläche unter Verwendung der Eingabedatei, die in 8A und 8B gezeigt ist, projiziert wurde,
11 eine Maschendarstellung des Bildes in 10, das wegen einer Verzerrung unter Verwendung der Eingabedatei in 8A und 8B korrigiert worden ist.
1 ist ein schematisches Querschnittsdiagramm von einem Ausführungsbeispiel eines Tomographiesystems 100 für gekrümmte Oberflächen. Der Begriff „Tomographie" wird hier verwendet, um sowohl eine statische als auch eine dynamische Tomographie zu umfassen. Das Tomographiesystem 100 umfaßt zumindest eine Quelle 110, ein Objekt 120 und eine Detektoranordnung 130. Die Pfeile 102 stellen dar, daß die Quelle 110 und/oder die Detektoranordnung 130 zwischen jeder Projektion (für die statische Tomographie) umpositioniert werden oder während einer Bilderfassung (für die dynamische Tomographie) bewegt werden. Alternativ oder zusätzlich kann das Objekt 120 auch während oder zwischen mehreren Erfassungszyklen bewegt werden. Hybridschemata, bei denen die Bewegung sowohl zwischen als auch während der Bilderfassung erfolgt, sind ebenfalls möglich.
Die Quelle 110 kann eine beliebige herkömmliche Röntgenstrahlenenergie oder andere geeignete durchdringende Energie, eine Quelle zum Leiten von Energie durch das Objekt 120 an die Detektoranordnung 130 sein. Das dargestellte Objekt 120 umfaßt zumindest eine gekrümmte oder anderweitig nicht-flache Oberfläche 122, die als die gewünschte Fokaloberfläche untersucht wird. Die gekrümmte Oberfläche von Interesse 122 kann beispielsweise eine Seite einer verworfenen Gedruckte-Schaltungsplatine-Anordnung mit Lötverbindungen sein, die nichtzerstörend geprüft werden müssen. Die gekrümmte Oberfläche von Interesse 122, für die ein Querschnittsbild gewünscht ist, kann auch teilweise oder ganz innerhalb des Inneren des Objekts 120 liegen. Die gekrümmten oder anderweitig nichtplanaren Querschnitte einer Vielfalt von anderen planaren und/oder nichtplanaren Merkmalen und/oder Objekten kann auch mit dem Tomographiesystem 100, das in 1 gezeigt ist, abgebildet werden.
Die Detektoranordnung 130, die in 1 gezeigt ist, umfaßt einen gekrümmten oder anderweitig nichtplanaren Detektor 132 zum Erfassen und/oder Aufzeichnen von Energie von der Quelle 110, während dieselbe durch das Objekt 120 gelangt. Speziell weist der Detektor 132 eine Form und Ausrichtung auf, die der Form der gekrümmten Oberfläche 122, die untersucht wird, entspricht, bzw. kann er dazu gebracht werden, die Form und Ausrichtung anzunehmen. Der Detektor 132 ist beispielsweise vorzugsweise geometrisch identisch und weist die gleiche Ausrichtung zur Oberfläche von Interesse 122 auf. Der Begriff „geometrisch identisch" wird hierin verwendet, um auf Oberflächen oder Abschnitte von Oberflächen mit entsprechenden Formen Bezug zu nehmen, die nicht notwendigerweise die gleiche Größe aufweisen.
Die relativen Größen des Detektors 132 und der Oberfläche von Interesse 122 können beispielsweise skaliert werden, um die Gesamtvergrößerungen des Systems 100 zu berücksichtigen. Dieser Skalierfaktor kann auch beispielsweise variieren, wenn die Richtung und gewünschte Fokaloberfläche unterschiedliche Ausrichtungen oder Formen aufweisen. Zu Darstellungszwecken zeigt 1 nur einfache konvexe gekrümmte Oberfläche 122 und 132. Willkürlich komplex gekrümmte Oberflächen können ebenfalls vorgesehen sein. Jeder Strahl, der von der Quelle 110 zum Detektor 132 verfolgt wird, sollte jedoch bevorzugterweise die Oberfläche von Interesse 122 an nur einem einzelnen Punkt schneiden.
Das Tomographiesystem 100, das in 1 gezeigt ist, korrigiert die Vergrößerungsveränderungen und die Bildverzerrung, die durch die Form und/oder Ausrichtung des gewünschten Fokalabschnitts 122 bewirkt wurden, in Echtzeit, wodurch sowohl eine dynamische als auch statische Tomographie von gekrümmten (und/oder anderweitig nichtplanaren) Oberflächen ermöglicht wird. Die Veränderungen der Helligkeit können jedoch aus mehreren Quellen stammen, die einige Abschnitte des Detektors 132, die sich näher an der Quelle 110 als andere Abschnitte des Detektors befinden, umfassen.
Die Variationen der Ausrichtung des Detektors, der Vergrößerung und der Weglänge durch das Muster können ebenfalls Helligkeitsvariationen bewirken.
Nach Wunsch können solche Helligkeitsverzerrungen durch Variieren der Verstärkung, die dem Detektor 132 in einer Pixel-um-Pixel-Weise zugeordnet ist, entweder während des Herauslesens oder durch ein nachfolgendes Verarbeiten der resultierenden Bilder kompensiert werden. Die von der Quelle-zu-Detektorentfernung resultierenden Variationen können unter Verwendung von Pixelverstärkungen, die eine Funktion der Detektorpixelhöhe sind, korrigiert werden. Die durch Veränderungen der Detektorausrichtung bewirkten Variationen können in ähnlicher Weise mit Verstärkungen korrigiert werden, die als eine Funktion des Cosinus des Winkels zwischen der lokalen Detektoroberflächennormale und einem Strahl, der von der Quelle verfolgt wird, variieren. Die letztere Korrektur gilt besonders für einzelne Projektionen, die bei der statischen Tomographie erhalten wurden. Nichtsdestotrotz kann sie auch auf eine dynamische Tomographie entweder durch Variieren der Pixelverstärkungen während der Bilderfassung oder in einer geeigneten Weise durch Anwenden von gemittelten Korrekturfaktoren auf das endgültige Bild angewendet werden.
Da sich die Pixelhelligkeit umgekehrt proportional zur Vergrößerung im Quadrat verhält, kann auch eine Korrektur auf eine Standardvergrößerung ausgeführt werden. Die Veränderungen der Weglänge durch das Objekt, die die Helligkeitsvariationen als eine nichtlineare Funktion von Cosinus (θ) bewirken, sind allgemein schwieriger zu korrigieren. Bei monochromatischen Quellen kann eine Verstärkung, die von Cosinus (θ) abhängig ist, angewendet werden, nachdem der Logarithmus des Bruchteils der übertragenen Intensität genommen wurde. Solche Korrekturen sind jedoch für Breitbandquellen, wie z.B. Röntgenstrahlröhren, nur annähernd. Folglich werden solche Weglängekorrekturen in der Praxis in der Tomosynthese und Laminographie häufig ignoriert. Die verschiedenen Korrekturfaktoren, die vorstehend erörtert wurden, sind allgemein unabhängig und können daher multipliziert werden.
Der Detektor 132 ist vorzugsweise so verformbar, daß er konfiguriert werden kann, um gekrümmten Oberflächen 122 mit willkürlichen Formen und/oder anderen gekrümmten Fokalebenen zu entsprechen. Der Detektor 132 kann beispielsweise einen flexiblen Röntgenstrahlfilm oder einen anderen verformbaren Energiesensor oder ein Array von unflexiblen Detektoren, die in einem flexiblen Substrat angeordnet sind, umfassen. Diesbezüglich kann die Detektoranordnung 130 ferner mit optionalen Betätigungsgliedern 134 zum Formen des Detektors 132 versehen sein, um der gekrümmten Oberfläche 122, die untersicht wird, zu entsprechen. Die elektromechanischen Servos können beispielsweise verwendet werden, um die relative Höhe von verschiedenen Abschnitten des Detektors 132 einzustellen.
2A und 2B stellen ein alternatives Detektorarray 230 mit zahlreichen kleinen, eng voneinander beabstandeten flachen Detektoren 232 dar. Jeder der Detektoren 232 kann einen oder mehrere Pixel des resultierenden Bildes aufzeichnen. Informationen von einigen oder allen Detektoren 232 können dann ausgewertet werden, um die Untersuchung auf spezielle Bereiche einzuschränken, wie z.B. die unmittelbare Umgebung von Gelenken oder anderen Merkmalen, die untersucht werden. Wie in 2B am besten gezeigt ist, kann jeder Planardetektor 232 in dem Detektorarray 230 mit einem vertikalen Betätigungsglied 234 versehen sein. Die Betätigungsglieder 234 können ebenfalls konfiguriert sein, um zusätzliche Translationsgrade und/oder eine zusätzliche Rotationsfreiheit zu liefern, um ferner eine Steuerung ihrer Oberflächenausrichtung zu schaffen.
3 ist eine dreidimensionale Darstellung von einer von vielen möglichen Datenerfassungsgeometrien 300 zur Verwendung mit dem Tomographiesystem 100, das in 1 gezeigt ist, und/oder anderen Tomographiesystemen. Wie in 1 wird das Objekt 310, das untersucht wird, (beispielsweise eine Gedruckte-Schaltungsplatine-Anordnung) bei dieser speziellen Geometrie 300 in einer stationären Position bezüglich einer Quelle von Röntgenstrahlen 320 und einer Röntgenstrahlendetektoranordnung 330 gehalten. Andere Konfigurationen können jedoch ebenfalls verwendet werden.
Die Detektoranordnung 330 kann verschiedene Merkmale der Detektoranordnungen 130 und 230, die vorstehend im Hinblick auf 1 und 2 erörtert wurden, umfassen. Eine synchrone Rotation der Röntgenstrahlenquelle 320 und des Detektors 330 um eine gemeinsame Achse 340 ermöglicht, daß ein Röntgenbild der horizontalen Ebene 360 innerhalb des Objekts 310 auf dem Detektor 330 gebildet werden kann. In 3 ist der Detektor 330 als planar und horizontal dargestellt. Die nachstehend beschriebenen Techniken können jedoch auf nichtplanare und/oder nichthorizontale Detektoren erweitert werden.
4A bis 4D stellen verschiedene Typen der Verzerrung dar, die entstehen kann, wenn eine Oberfläche auf einen geometrisch ungleichen Detektor oder einen mit einer unterschiedlichen Ausrichtung projiziert wird. 4A bis 4D vergleichen die Ergebnisse des Projizierens der horizontalen Referenzebene 360 auf dem planaren horizontalen Detektor 330 mit jenen, die durch Projizieren einer Ebene 370 erhalten wurden, die mit einem Winkel Θ um die y-Achse auf dem gleichen Detektor 330 geneigt ist. Spezieller stellen 4A bis 4D eine Reihe von solchen Projektionen dar, wo die Diamanten Punkte in einem rechteckigen Gitter auf der horizontalen Bildebene 360 darstellen und die Kreise entsprechende Punkte auf der geneigten (nichthorizontalen) Bildebene 370 darstellen.
Die x-Achse, die in 3 gezeigt ist, läuft in den in 4A bis 4D gezeigten Diagrammen von links nach rechts, während die y-Achse von unten nach oben verläuft. Der Ur sprung (und die Rotationsachse) fallen mit dem mittleren Kreis in 4A bis 4D jeweils zusammen. Die Winkelposition der Röntgenstrahlenquelle, die von der x-Achse gegen den Uhrzeigersinn gemessen wird, wird wie in 3 benannt, so daß die 4A bis 4D ϕ = 0, 90, 180 bzw. 270 Grad darstellen. Da die Rotation der geneigten Ebene 370 um die y-Achse ist, bleiben die Punkte von der geneigten Ebene 370 entlang der y-Achse in der Fokalebene und werden durch Kreise dargestellt, die auf dem entsprechenden Diamanten in jeder Projektion, die in 4A bis 4D gezeigt ist, überlagert sind. Die Punkte auf der geneigten Ebene 370, die sich links von der y-Achse befinden, sind jedoch über der horizontalen Fokalebene 360, während sich jene zur Rechten der y-Achse unterhalb der Fokalebene befinden.
Wie durch die Kreise in 4A bis 4D dargestellt ist, wird die Position und Vergrößerung der Punkte in der geneigten Ebene 370 auf zumindest drei Arten verzerrt. Der erste Typ der Verzerrung ist ein Kürzen durch einen Faktor von Cosinus Θ in eine Richtung senkrecht zur Achse, um die das Muster rotiert wird. Da jedoch Θ allgemein klein ist, ist diese sogenannte „Verkürzungsverzerrung" in die x-Richtung typischerweise geringfügig. Folglich erscheint dieser spezielle Typ von Verzerrung nicht als auffallender Unterschied zwischen dem Kreis und den Diamantprojektionsmustern, die in 4A bis 4D gezeigt sind.
Ein zweiter Typ von Verzerrung ist die „Trapezverzerrung" (Keystone-Verzerrung), die durch den Unterschied der vertikalen Höhe zwischen den entsprechenden Punkten (Diamanten) von der horizontalen Ebene 360 und (Kreisen) der geneigten Ebene 370 verursacht wird. Da die Vertikale-Quelle-zu-Detektor-Entfernung zwischen der Quelle 320 und der Detektoranordnung 330 für dieses Beispiel festgelegt ist, wird die Vergrößerung des projizierten Bildes durch die Höhe von der horizontalen Ebene 360 in die z-Richtung von jedem Punkt der geneigten Ebene 370 bestimmt. Diese Vergrößerungsunterschiede manifestieren sich in dem allgemein trapezförmigen Umriß der Kreise, die die Projektionen von dem geneigten Gitter 370 bilden.
Eine „Parallaxverzerrung" bewirkt, daß Punkte unter und über der horizontalen Fokalebene 360 auftreten, die sich zur Richtung der Quelle hin bzw. von derselben weg verschieben. Dies ist der Effekt, der bei der herkömmlichen Laminographie ausgenutzt wird, um ein Verschwimmen der Ebenen, die sich außerhalb des Fokus befinden, zu bewirken. Für die geneigte Ebene 370, die in 3 gezeigt ist, führt die Parallaxverzerrung zu verschiedenen Bildveränderungen, die von der Position der Quelle, wie nachstehend beschrieben ist, abhängen.
Bei ϕ = 0°, wie in 4A gezeigt ist, führt die Parallelverzerrung zu einem Strecken des Bildmusters in die x-Richtung während bei ϕ = 180°, wie in 4C gezeigt ist, die Parallaxverzerrung zu einer Komprimierung in die x-Richtung führt. Desgleichen bewirkt die Parallaxverzerrung bei ϕ = 90° und ϕ = 270°, wie in 4B bzw. 4D gezeigt ist, ein Scheren des projizierten Bildes. In letzterem Fall werden die Punkte zur Rechten der y-Achse nach oben verschoben und jene zur Linken werden nach unten verschoben. In letzterem Fall tritt ein Verscheren in die entgegengesetzte Richtung auf.
Zwischenwerte von ϕ (nicht gezeigt) ergeben zusätzliche Kombinationen zum Kürzen, Strecken, Komprimieren und/oder Scheren als eine Funktion des Versetzens in die Z-Richtung von der horizontalen Ebene 360. Infolgedessen nehmen diese Verzerrungen, bei diesem Beispiel einer flachen, jedoch geneigten Objektebene 370, mit der Entfernung von y-Achse linear zu. Die Verzerrungen zum Versetzen entlang anderer Achsen können in ähnlicher Weise prognostiziert werden. Im allgemeinen Fall variieren die Verzerrungen nicht linear über dem Bild, sondern können immer noch in der gleichen Weise, wie nachstehend erörtert wird, prognostiziert werden.
4A bis 4D stellen dar, daß, sobald die Position der Quelle 320, der Oberfläche von Interesse 370 und des Detektors 330 sowie die Form und Ausrichtung der Oberfläche von Interesse 370 und des Detektors 330 bekannt sind, das resultierende projizierte Bild durch Strahlverfolgung und/oder andere Techniken erhalten werden kann. Obwohl die Strahlverfolgung verwendet wurde, um die vorstehenden Beispiele zu erzeugen, können andere Faktoren einschließlich einer Quellenpunktgröße, einer Streuung und/oder Detektorauflösung ebenfalls nach Wunsch in ausführlicheren Modellen des Bilderzeugungssystems enthalten sein. In jedem Fall liefert die Strahlverfolgung allgemein ein geometrisch unverzerrtes Bild, wenn die Oberfläche von Interesse und der Detektor geometrisch ähnliche Formen und Ausrichtungen aufweisen und skaliert sind, um der Vergrößerung der Bilderzeugungskette angepaßt zu sein. Daher können unverzerrte Bilder, wenn der Detektor die gewünschte Form und Ausrichtung aufweist oder dazu gebracht werden kann, dieselben anzunehmen, unter Verwendung von entweder einer statischen oder dynamischen Tomographie, wie vorstehend bezüglich 1 erörtert wurde, erhalten werden.
Alternativ kann man bei der statischen Tomographie eine beliebige Detektorform und -ausrichtung verwenden und dann beliebige resultierende Verzerrungen der individuellen Projizierungen vor der Rekonstruktion digital korrigieren. Wenn z.B. die Abbildung von der unverzerrten Projektion auf die verzerrte Projektion eins zu eins und invertierbar ist, dann kann die Verzerrung in jeder Projektion korrigiert und das Bild Pixel um Pixel wieder zu jenem Bild hergestellt werden, das man erhalten hätte, wenn die Oberfläche und der Detektor eine geometrisch identische Form und Ausrichtung besessen hätten. Ein rechnerisch effizientes und effektives Verfahren zum Korrigieren von geometrischen Verzerrungen wird in L. Yaroslavsky, „Advanced Image Processing Lab", European Signal Processing Conference 2000, (Tampere Finnland, 4. September 2000) und L. Yaroslavsky und M. Eden, „Fundamentals of Digital Opticals", (Birkhauser, Boston 1996) beschreiben, die beide hierin durch Bezugnahme in ihrer Gesamtheit aufgenommen worden sind.
Durch Heranzoomen, d.h. Erhöhen der Anzahl von Pixeln, ist es möglich, eine nahezu kontinuierliche Annäherung an das verzerrte Bild zu erhalten. Eine Verzerrungskorrektur bei einer guten Erhaltung der Bildqualität kann dann durch Übertragen der Pixelwerte von der prognostizierten Position in den gezoomten, verzerrten Bildern auf die entsprechende Position in dem korrigierten Bild erhalten werden. Eine Sinc-Interpolation ist ein bevorzugtes Verfahren zum Heranzoomen auf den verzerrten Projektionen, jedoch können auch andere Verfahren verwendet werden. Die effiziente Sinc-Interpolation unter Verwendung einer Null-Auffüllung und FFT-Algorithmen oder ihren „gestrafften" Varianten werden in T. Smith, M. Smith, S. Nichols „Efficient Sinc Function Interpolation Technique For Center Padded Data", IEEE Trans. Acoust. Speech Signal Proc. 38: 1512-1517 (1990) und in J. Markel „FFT Pruning", IEEE Trans. Audio Electron. AU-19: 305-311 (1971) beschrieben, die hierin jeweils durch Bezugnahme aufgenommen worden sind. Alternativ oder zusätzlich kann die Sinc-Interpolation unter Verwendung der Verfahren ausgeführt werden, die bei Yaroslavsky „Efficient Algorithm for Discrete Sinc Interpolation", Applied Optics, 36(2): 460-463 (1997) beschreiben sind, die hier ebenfalls durch Bezugnahme aufgenommen worden ist und bezüglich Genauigkeit, Flexibilität und rechnerischen Komplexität vorteilhaft ist.
Sobald die Korrekturen für jede Projektion beendet worden sind, können dann die korrigierten Projektionen unter Verwendung einer herkömmlichen Tomosynthese oder anderen Rekonstruktionstechniken rekombiniert werden. Bei der Verwendung der tomosynthetischen Rekonstruktion können die korrigierten Projektionen ebenfalls verschoben werden, um ein beliebiges Mitglied einer Familie von ähnlich gekrümmten Oberflächen bei unterschiedlichen z-Achsenhöhen zu rekon struieren. Im Gegensatz zur herkömmlichen Tomosynthese können Oberflächen mit unterschiedlichen Höhen jedoch ebenfalls bezüglich Veränderungen der Vergrößerung korrigiert werden und/oder teilweise bezüglich zugeordneter, sekundärer Veränderungen der Helligkeit unter Verwendung der hierin beschriebenen Techniken korrigiert werden.
Verschiedene Aspekte eines Systems zur tomosynthetischen Bilderzeugung von willkürlich gekrümmten und/oder geneigten Oberflächen werden nun ausführlicher im Hinblick auf 3 und 5 bis 11 beschrieben. In der nachfolgenden Erörterung wird die Quelle 320 in 3 definiert, um bei z = +z angeordnet zu sein. Desgleichen wird die Position der idealen, horizontalen Fokalebene 360 bei z = 0 und der Detektor 330 bei z = –z_D definiert. Die gewünschte Fokaloberfläche 370 kann dann parametrisch oder anderweitig als eine Funktion z = g(x, y) beschrieben werden. Typischerweise weist die gewünschte Fokaloberfläche 370 einen Mittelwert nahe z = 0 auf, obwohl dies nicht strikt erforderlich ist. Der Einfachheit halber geht man bei der nachstehenden Beschreibung von Projektionsgeometrien aus, die zu einer üblichen Projektionsvergrößerung „M₀" und zu üblichen Auflösungen bei einer unverzerrten und ausgerichteten Bilderzeugung der horizontalen Ebenen führen. Eine Vielfalt von weiteren ähnlichen Verfahren kann jedoch von der vorliegenden Offenbarung für andere Konfigurationen und/oder Annahmen abgeleitet werden.
Die 5 bis 7 zeigen die Architektur, Funktionalität und den Betrieb eines Tomographieverfahrens 500, das mit der Vorrichtung, die in 3 gezeigt ist, und/oder anderen Vorrichtungen implementiert sein kann, wenn die gewünschte Fokaloberfläche 370 geneigt, gekrümmt oder anderweitig nichtflach sein kann. Jeder Block in den 5 bis 7 stellt eine Aktivität, einen Schritt, ein Modul, ein Segment oder einen Abschnitt des Computercodes dar, der typischerweise eine oder mehrere ausführbare Anweisungen zum Implementieren der spezifizierten logischen Funktionen auf weist. Eine Vielfalt an anderen Computer-, elektrischen, elektronischen, mechanischen und/oder manuellen Systemen kann auch in ähnlicher Weise konfiguriert sein, um in einer ähnlichen Weise zu operieren.
Es sollte ebenfalls angemerkt werden, daß die in den Blöcken angemerkten Funktionen bei verschiedenen alternativen Implementierungen in einer Reihenfolge auftreten, die sich von der, die in den Figuren angemerkt ist, unterscheidet. Mehrere Funktionen in den unterschiedlichen Blöcken können beispielsweise im wesentlichen gleichzeitig, in einer anderen Reihenfolge, unvollständig und/oder über einen verlängerten Zeitraum, abhängig von der involvierten Funktionalität ausgeführt werden. Verschiedene Schritte können ebenfalls manuell beendet werden.
Das Tomographieverfahren 500 beginnt bei der Sammlung von Projektionsansichten bei Schritt 510. Wenn nicht anders angemerkt, kann die Verarbeitung der einzelnen Ansichten, die nachstehend beschrieben sind, parallel auftreten oder mit der Sammlung von anderen Projektionen überlappen. Bei Schritt 520 wird die erwartete Verzerrung für jede Projektion der gewünschten Oberfläche 370 berechnet. Die Position der gewünschten Pokaloberfläche 370 relativ zur Referenzoberfläche 360 wird typischerweise früher bestimmt oder abgeleitet worden sein, z.B. durch ein Laseroberflächenabbilden und/oder andere Techniken. Obwohl die horizontale Referenzoberfläche 370 in 3 dargestellt ist, können die nichthorizontalen und/oder gekrümmten Referenzoberflächen sowie die gekrümmten Detektoranordnungen 130, 230, die in 1 und 2 gezeigt sind, ebenfalls verwendet werden.
Verschiedene Aspekte des Schritts 520 sind in 6 ausführlicher gezeigt. Bei Schritt 610 wird eine Reihe von hypothetischen Punkten, {x_i, y_i}, entsprechend jedem Detektorpixel in der x-y-Referenzebene 360 (3) plaziert, wenn z = 0. Diese Punkte sind vorzugsweise in einem regelmäßigen Gitter so angeordnet, daß jeder Punkt zur Mitte des entsprechenden Detektorpixels durch Strahlverfolgung hineinragt. Es können jedoch auch andere Anordnungen verwendet werden.
Bei Schritt 620 wird der entsprechende Punkt auf der gekrümmten Fokalebene 320 {z_i = g(x_i, y_i)} durch beispielsweise eine Projektion entlang der z-Achse gefunden. Anschließend wird bei Schritt 630 die projizierte Position entsprechend jedem Punkt {x_i, y_i, z_i} in dem verzerrten Bild unter Verwendung von beispielsweise einer Strahlverfolgung berechnet. Schließlich werden die Helligkeitskorrekturen bei Schritt 640 berechnet. Ein Verhältnis, das die Vergrößerung im verzerrten Bild relativ zum Idealbild (M/M₀) vergleicht, kann beispielsweise für jeden Punkt, wie vorstehend beschrieben, gespeichert werden.
Unter Bezugnahme auf 5 wird eine gezoomte Version des zuvor gesammelten projizierten Bildes bei Schritt 530 erzeugt. Der erforderliche Mindestzoomfaktor kann basierend auf dem Hochfrequenzinhalt der Projektion gewählt werden. Ein lineare Zoomfaktor von 2 bis 8 (oder 4 bis 64 X im Bereich) kann ebenfalls empirisch oder anderweitig gewählt werden. Bei Schritt 540 wird das korrigierte Projektionsbild durch Ersetzen des Pixelwertes im Originalbild durch den Pixelwert an der entsprechenden Position in der gezoomten Projektion ersetzt. Die Korrekturen an der Helligkeit können in dieser Stufe ebenfalls angewendet werden. Nachdem Schritt 540 beendet worden ist, ist die gezoomte Projektion nicht mehr erforderlich und kann daher aussortiert werden.
Bei Schritt 550 werden die korrigierten Projektionen tomosynthetisch kombiniert, um ein Bild der ausgewählten Fokaloberfläche zu bilden. Die Tomosynthese kann beispielsweise unter Verwendung einer Pixelmittelwertsbildung oder Ordnungsstatistik (z.B. Minimum, Maximum oder n-tes Hellstes oder Dunkelstes bei einer speziellen Pixelposition) ausgeführt werden. Zusätzliche Fokaloberflächen über oder unter dem tomosynthetischen Bild werden auch bei Schritt 560 konstruiert.
Verschiedene Einzelheiten von Schritt 560 sind in 7 dargestellt. Bei Schritt 710 werden die Verschiebungen oder „Versätze" in die x- und y-Richtungen, die für jede Projektion erforderlich sind, um die gewünschte Veränderung der Fokalhöhe zu erreichen, bestimmt. Nach Wunsch kann die Vergrößerung auch bei Schritt 720 korrigiert werden, um daran angepaßt zu werden, was man bei idealer Fokalhöhe unter Verwendung der Sinc-Interpolation erhalten hätte. Typischerweise resultiert aus dieser Operation eine andere Anzahl von Pixeln als man ursprünglich erhalten hätte. Die resultierende Pixelgröße wird jedoch der an der idealen Fokalhöhe angepaßt. Die resultierende Pixelgröße wird jeder jener Größe an der idealen Fokalhöhe angepaßt sein. Ähnlich zu Schritt 550 (5), werden schließlich die korrigierten Bilder unter Verwendung der Versätze und Vergrößerungen von Schritt 710 und 720 tomosynthetisch kombiniert.
Wie vorstehend angemerkt wurde, kann das Tomographieverfahren 500, das in den 5 bis 7 gezeigt ist, in vielen verschiedenen elektrischen, elektronischen, computertechnischen, mechanischen, manuellen und anderen Konfigurationen implementiert sein. Bei einem typischen Ausführungsbeispiel wird das System 500 jedoch zumindest teilweise mit verschiedenen Aspekten des Systems, die durch eine Software, Firmware, Hardware oder eine Kombination aus denselben implementiert ist, computerisiert. Wenn das Tomographiesystem 500 zumindest teilweise in einer Hardware implementiert ist, kann das System unter Verwendung einer Vielfalt an Technologien einschließlich jedoch ohne Einschränkung auf diskrete logische Schaltungen mit logischen Gattern zum Implementieren von logischen Funktionen auf Datensignale hin, ASICs (ASIC = application specific integrated circuit = anwendungsspezifische integrierte Schaltungen), die entsprechende kombinatorische logische Gatter aufweisen, PGAs (PGA = programmable gate array = programmierbare Gatterar rays) und/oder FPGAs (FPGA = field programmable gate array = feldprogrammierbare Gatterarrays) implementiert sein. Wenn das Tomographiesystem 500 in einer Software implementiert ist, kann es Teil eines Quellenprogramms (oder „Quellencodes"), ausführbaren Programms („Objektcode"), Skript oder einer anderen Entität sein, die einen Satz von Instruktionen aufweist, die, wie nachstehend ausführlicher beschrieben wird, ausgeführt werden sollen. Eine solche Software kann unter Verwendung einer objektorientierten Programmiersprache mit Klassen von Daten und Verfahren und/oder einer Prozedurprogrammierungssprache mit Routinen, Teilroutinen und/oder Funktionen geschrieben sein. Geeignete Programmiersprachen umfassen beispielsweise C, C++, Pascal, Basic, Fortran, Cobol, Perl, Java und Ada, sind jedoch nicht auf dieselben beschränkt.
Eine solche Software kann auf einem beliebigen computerlesbaren Medium zur Verwendung durch oder in Verbindung mit einem beliebigen computerverwandten System oder Verfahren gespeichert sein. Das computerlesbare Medium kann z.B. eine beliebige elektronische, magnetische, optische oder andere physische Vorrichtung oder Einrichtung umfassen, die ein Computerprogramm zur Verwendung durch oder in Verbindung mit einem computerverwandten System oder Verfahren enthalten oder speichern kann. Das computerverwandte System kann ein beliebiges Anweisungsausführungssystem, -vorrichtung oder -gerät sein, wie z.B. ein computerbasiertes System, prozessorenthaltendes System oder anderes System sein, das die Anweisungen von dem Anweisungsausführungssystem, -vorrichtung oder -gerät holen und dann jene Anweisungen ausführen kann. Das computerlesbare Medium umfaßt daher eine beliebige Einrichtung, die das Programm zur Verwendung durch oder in Verbindung mit dem Anweisungsausführungssystem, -vorrichtung oder -gerät speichern, kommunizieren, ausbreiten oder transportieren kann.
Das computerlesbare Medium kann beispielsweise eine Vielfalt an von Formen einschließlich eines elektronischen, magnetischen, optischen, elektromagnetischen, Infrarot- der Halbleitersystems, -vorrichtung, -gerät oder Ausbreitungsmedium annehmen, ist jedoch nicht auf dieselben beschränkt. Spezifischere Beispiele eines computerlesbaren Mediums umfassen eine elektrische Verbindung (elektronisch) mit einem oder mehreren Drähten, eine tragbare Computerdiskette (magnetisch), einen RAM (RAM = random access memory = Direktzugriffsspeicher) (elektronisch), einen Nur-Lese-Speicher (ROM) (elektronisch), einen EPROM (EPROM = erasable programmable read-only memory = löschbarer programmierbarer Nur-Lese-Speicher (EPROM, EEPROM oder Flash-Speicher))(elektronisch), eine optische Faser (optisch) und einen tragbaren CD-ROM (CD-ROM = compact disc read-only memory = Kompaktdisk-Nur-Lese-Speicher (CDROM) (optisch), sind jedoch nicht auf dieselben beschränkt. Das computerlesbare Medium könnte sogar Papier oder ein anderes geeignetes Medium sein, auf das das Programm gedruckt wird, da das Programm elektronisch, beispielsweise über ein optisches Erfassen oder Scannen des Papiers, erfaßt und dann compiliert, interpretiert oder anderweitig in einer geeigneten Weise verarbeitet werden kann, bevor es in einem Speicher gespeichert wird.
Bei einem typischen Ausführungsbeispiel ist ein Prozessor, sobald auf die Hardware- und/oder Software-Implementierung des Tomographiesystems, das in den 3 bis 7 dargestellt ist, zugegriffen worden ist, typischerweise konfiguriert, um Anweisungen entsprechend dem Verfahren 500 (5 bis 7) in Verbindung mit einem Betriebssystem auszuführen, das in einem Speicher gespeichert ist. Der Prozessor empfängt und führt ferner Anweisungen und Daten aus, die im Speicher gespeichert sind oder von verschiedenen Eingabe-/Ausgabevorrichtungen (wie z.B. den Quelle- und/oder Detektoranordnungen, die vorstehend erörtert wurden) verfügbar gemacht werden, um das System gemäß den Anweisungen und Daten, die in der Software und/oder Hardware enthalten sind, zu betreiben.
Die 8 bis 11 beziehen sich auf eine Computersimulation, die verschiedene Aspekte der Ausführungsbeispiele, die vorstehend beschrieben wurden, darstellt. Der Einfachheit halber wird dieser Code unter Verwendung der nächsten Nachbarinterpolation ohne Zoomen anstelle der Sinc-Interpolation geschrieben. Spezieller zeigen die 8A bis 8B eine Eingabedatei für eine IDL (IDL = Interactive Data Language = interaktive Datensprache) von den Research-Systemen. In 8A spezifiziert die Linie 4 die Größen der Bilder, die in 9 bis 11 gezeigt sind, 256×256 Pixel in diesem Fall. Die Linien 6 bis 10 liefern Höhenwerte für die gekrümmte Oberfläche 900, die in 9 gezeigt ist. Obwohl die spezielle „Mexican Hat"-Funktion (Mexikanischer-Hut-Funktion), die in 9 gezeigt ist, z = sin(r)/r ist, könnte eine Vielfalt an anderen Funktionen verwendet werden, um andere gekrümmte Oberflächen zu simulieren.
Die Linien 14-20 in 8A definieren ein rechteckiges Referenzgitter von Pixelelementen, die bei x = x₀, y = y₀ und z = 0 mit dem Element (0, 0) in der Mitte des Gitters positioniert sind. Die Pixelwerte des Referenzobjekts „obj" werden dann auf 0 initialisiert, außer auf einem 15 × 15 Satz von Gitterlinien, die auf 255 eingestellt sind. Die Linien 27 bis 39 tragen dann eine Maschendarstellung der gekrümmten oder „verworfenen" Oberfläche auf, die bei den Linien 6-10 definiert ist. Die Linien 41-43 zeigen desgleichen die flache Referenzoberfläche an, die durch „obj" definiert ist. Die Linien 45-48 definieren in 8A die Position einer Quelle, die bei anschließenden Strahlverfolgungsberechnungen verwendet wird.
Die Linien 50-57 von 8A und die Linien 1-3 in 8B führen Strahlverfolgungsberechnungen zur Bilderzeugung der flachen Referenzoberfläche, die in „obj" gespeichert ist, auf einem flachen rechteckigen Gitter aus. Diese Strahlverfolgungsberechnungen werden dann angezeigt, was ein unver zerrtes Gitter zur Folge hat. Die Linien 7-14 in 8B führen eine ähnliche Strahlverfolgung für die gekrümmte Oberfläche, die in 9 gezeigt ist, auf einem flachen Detektor aus. Die Ergebnisse dieser Berechnungen sind in dem verzerrten Bild 1000, das in 10 gezeigt ist, gezeigt. Die Linien 18-28 in 8B führen weiterhin eine Strahlverfolgung auf einem gekrümmten Detektor mit einer Form und Ausrichtung entsprechend der gekrümmten Oberfläche 900 aus und tragen die Ergebnisse, wie in 11 gezeigt ist, auf.
Es wird darauf hingewiesen, daß ein unverzerrtes Bild der gekrümmten Oberfläche 900, das in 9 gezeigt ist, unter Verwendung eines Detektors mit einer Form und Ausrichtung, die jener der gekrümmten Oberfläche, die untersucht wird, entspricht, erzeugt werden kann (11). 10 stellt andererseits dar, daß es möglich ist, das verzerrte Bild 1000, das auf einem flachen Detektor durch eine gekrümmte Oberfläche 900 erzeugt wird, zu prognostizieren, wenn die Form der gekrümmten Oberfläche bekannt ist. Die Verzerrung in einem Bild, das von einer verworfenen gedruckten Schaltung erzeugt wird, kann desgleichen prognostiziert werden, sobald die Verwerfungskrümmung gemessen oder anderweitig bestimmt worden ist. Ferner kann das verzerrte Bild, das in 10 gezeigt ist, unter Verwendung der vorstehend bezüglich 5 bis 7 beschriebenen Techniken auf den unverzerrten Zustand, der in 11 gezeigt ist, korrigiert werden.

Claims

Vorrichtung zur Tomographie eines Objekts (120, 310) mit einer gekrümmten Oberfläche (122), wobei die Vorrichtung folgende Merkmale aufweist: eine Quelle (110, 320) einer durchdringenden Strahlung; einen Detektor (130, 330) mit einer gekrümmten Form (132), die der gekrümmten Oberfläche (122) entspricht; und einen Prozessor, der konfiguriert ist, um eine erwartete Verzerrung für jeden von einer Mehrzahl von Punkten in einer Projektion der gekrümmten Oberfläche (122) auf dem Detektor (130, 330) zu bestimmen, und der konfiguriert ist, um jeden der Mehrzahl von Punkten in der Projektion gemäß der erwarteten Verzerrung dieses Punkts durch Ersetzen (540) von Pixelwerten in der unkorrigierten Projektion mit entsprechenden interpolierten Pixelwerten an den erwarteten Positionen zu korrigieren.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der der Detektor (130, 330) deformierbar ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1 oder 2, bei der der Detektor ferner eine Mehrzahl von voneinander beabstandeten, flachen Detektorelementen (232) aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 2, die ferner zumindest ein Betätigungsbauglied (134, 234) zum Formen des deformierbaren Detektors aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 3, die ferner eine Mehrzahl von Betätigungsgliedern aufweist, wobei jedes Betäti gungsglied (134) zumindest einen der Detektoren gemäß der Form der gekrümmten Oberfläche positioniert.
Verfahren zur Tomographie eines Objekts (120, 310) mit einer gekrümmten Oberfläche (122), wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist: Projizieren von Energie durch das Objekt (120, 310) mit der gekrümmten Oberfläche (122) auf einen Detektor (130, 330) mit einer gekrümmten Form (132) entsprechend der gekrümmten Oberfläche (122); Bestimmen (520) einer erwarteten Verzerrung für jeden von einer Mehrzahl von Punkten in einer Projektion der gekrümmten Oberfläche (122) auf dem Detektor (130, 330); und Korrigieren (540) von jedem der Mehrzahl von Punkten in der Projektion gemäß der erwarteten Verzerrung dieses Punkts durch Ersetzen (540) von Pixelwerten in der unkorrigierten Projektion mit entsprechenden interpolierten Pixelwerten an den erwarteten Positionen.
Verfahren gemäß Anspruch 6, das ferner den Schritt des Bildens des Detektors in die gekrümmte Form aufweist.
Verfahren gemäß Anspruch 6 oder 7, das ferner den Schritt des Korrigierens der erfaßten Energiepegel für Helligkeitsverzerrungen aufweist.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 6 bis 8, bei dem der Schritt des Bestimmens ferner folgende Schritte aufweist: für jeden der Punkte in der Projektion, Lokalisieren (610) eines entsprechenden Referenzpunkts auf einer Referenzoberfläche des Objekts; für jeden der Referenzpunkt auf der Referenzoberfläche, Finden (620) eines entsprechenden Punktes auf der gekrümmten Oberfläche des Objekts; und Bestimmen (630) einer erwarteten Verzerrung in der Projektion für jeden Punkt auf der gekrümmten Oberfläche.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 6 bis 9, das ferner folgende Schritte aufweist: Wiederholen (540) der Schritte des Bestimmens und Korrigierens für eine Mehrzahl von Projektionen; und rekonstruktives Kombinieren (550) der korrigierten Projektionen.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 6 bis 10, bei dem der Detektor gekrümmt ist.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 6 bis 11, bei dem die Referenzoberfläche gekrümmt ist.
Vorrichtung zur Tomographie eines Objekts (120, 310) mit einer gekrümmten Oberfläche (122), wobei die Vorrichtung folgende Merkmale aufweist: eine Einrichtung zum Bestimmen einer erwarteten Verzerrung von einer Mehrzahl von Punkten in einer Projektion der gekrümmten Oberfläche (122) auf einem Detektor (130, 330) mit einer gekrümmten Form (132), die der gekrümmten Oberfläche (122) entspricht; und eine Einrichtung zum Korrigieren der Projektion gemäß der erwarteten Verzerrung von zumindest zwei der Punkte, wobei die Korrektureinrichtung eine Einrichtung zum Ersetzen von Pixelwerten in der unkorrigierten Projektion mit entsprechenden Pixelwerten an den korrigierten Positionen umfaßt.
Vorrichtung gemäß Anspruch 13, bei der die Bestimmungseinrichtung ferner folgende Merkmale aufweist: eine Einrichtung zum Benennen einer Referenzoberfläche in dem Objekt, wobei die Referenzoberfläche eine Form entsprechend einer Oberfläche des Detektors aufweist; eine Einrichtung zum Bestimmen einer Abweichung von der Referenzoberfläche für jeden von einer Mehrzahl von Punkten auf der gekrümmten Oberfläche; und eine Einrichtung zum Bestimmen einer erwarteten Verzerrung in der Projektion für jeden der Punkte basierend auf der bestimmten Abweichung von der Referenzoberfläche.
Vorrichtung gemäß Anspruch 14, die ferner folgende Merkmale aufweist: eine Einrichtung zum Wiederholen der Schritte des Bestimmens und Korrigierens für eine Mehrzahl von Projektionen; und eine Einrichtung zum rekonstruktiven Kombinieren der korrigierten Projektionen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 15, bei der die Kombiniereinrichtung ferner folgende Merkmale aufweist: eine Einrichtung zum Bestimmen eines Versatzes für jede der korrigierten Projektionen; und eine Einrichtung für ein tomosynthetisches Kombinieren der eingestellten und korrigierten Projektionen unter Verwendung der bestimmten Verätze.
Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 14 bis 16, bei dem die Referenzoberfläche gekrümmt ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 17, bei der das Kombinieren ferner eine Einrichtung zum Einstellen einer Helligkeit von jeder korrigierten Projektion aufweist.