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Technisches Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung
bei der Röntgenbildgebung, insbesondere bei einer dreidimensionalen
Bildgebung und spezieller einer Tomosynthese.
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Hintergrund der Erfindung
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Die
Tomosynthese wird verwendet, um unter Verwendung von Röntgenstrahlen
ein dreidimensionales Bild eines Körperteils einer Person,
z. B. ihrer Brust, oder eines Objekts zu erzeugen. Derzeit ist die Tomosynthesemammographie
nur für Forschungszwecke verfügbar.
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Die
Tomosynthese ist im Wesentlichen eine eingeschränkte Form
der Computertomographie bzw. CT. Normalerweise werden mehrere Projektionsbilder,
z. B. fünf oder dreißig, unter Verwendung eines
modifizierten Röntgensystems mit einem Flat-Panel-Detektor
gewonnen, wobei die Röntgenquelle zur Röhre für
jedes Projektionsbild in eine besondere Position gedreht wird. Jedes
Projektionsbild ist im Wesentlichen ein herkömmliches zweidimensionales
digitales Röntgenbild des untersuchten Objekts. Die Projektionsbilder
werden dann unter Verwendung von Spezialsoftware kombiniert, um
Sektions- oder „Schnitt"-Bilder zu erzeugen, welche ungefähr
einige wenige Millimeter Dicke der Brust darstellen. Betrachten
der Schnitte in schneller Abfolge bietet ein volumetrisches Bild
der inneren Strukturen der Brust.
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Eine
sorgfältige Optimierung des Erfassungsprozesses ist notwendig,
um eine hohe Bildqualität und eine schnelle Bilderfassung
zu erreichen und die Strahlendosen niedrig zu halten (ungefähr äquivalent
zu einem herkömmlichen Röntgenbild). Bei einer
Screening-Mammographie bestehen auch spezielle Anforderungen, welche
sich auf Ergonomie, eine einfache Positionierung der Patienten und
die Geschwindigkeit des Arbeitsablaufs beziehen. Zum Beispiel ist
eine offene Geometrie ein Vorteil, so dass das untersuchte Objekt
aus verschiedenen Richtungen erreicht und gesehen werden kann. Aus
solchen Gründen kann die CT die Tomosynthese nicht ersetzen.
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Die
EP 1428473 offenbart ein
Tomosynthesesystem zur Ausbildung einer dreidimensionalen Abbildung
eines Objekts. Das System beinhaltet eine Röntgenquelle,
welche dazu ausgestaltet ist, das Objekt aus einer Vielzahl von
Positionen in einem Sektor mit einem Strahl aus Röntgenstrahlen
zu bestrahlen, einen Röntgendetektor, welcher relativ zu
der Röntgenquelle positioniert ist, um durch das Objekt
transmittierte Röntgenstrahlen zu erfassen, und einen Prozessor,
welcher dazu ausgestaltet ist, basierend auf von dem Detektor erfassten
Röntgenstrahlen eine dreidimensionale Abbildung des Objekts
zu erzeugen. Der Detektor ist dazu ausgestaltet, sich relativ zu
dem Objekt zu bewegen, und/oder die Röntgenquelle ist dazu
ausgestaltet, das Objekt mit dem Strahl aus Röntgenstrahlen
derart zu bestrahlen, dass der Strahl aus Röntgenstrahlen
einem nicht bogenförmigen Pfad folgt und/oder ein Mittelpunkt
des Strahls aus Röntgenstrahlen aus verschiedenen Röntgenquellenpositionen
in dem Sektor im Wesentlichen an demselben Ort auf dem Detektor
auftrifft.
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Die
US 6,652,142 offenbart,
wie ein derartiges Tomosynthesesystem bezüglich der Geometrie kalibriert
werden kann, wobei eine Gruppe von Markern verwendet wird, um die
Position der Röntgenquelle an verschiedenen Positionen
zu berechnen.
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1 und
2 zeigen
Stand der Technik für einen Mehrschlitz-Röntgenscanner
zur Erfassung von herkömmlichen zweidimensionalen Projektionsbildern
zur digitalen Mammographie. Der Patient wird durch ein Bündel
von dünnen Röntgenstrahlen bestrahlt, von welchen
jeder durch einen entsprechenden Liniendetektor erfasst wird. Jeder
Strahl hat einen rechteckigen Querschnitt, typischerweise 4 cm breit
und 50 μm quer dazu. Die schmalen Strahlen werden erzeugt,
indem veranlasst wird, dass die Röntgenstrahlen durch einen
Kollimator
120 laufen, welcher eine Metallplatte mit mehreren
schmalen linienförmigen Öffnungen ist, welche
auch als Schlitze bezeichnet werden. Für jeden Schlitz
ist ein entsprechender Liniendetektor vorhanden, welcher wiederum
eine Siliziumanordnung aus Pixeldetektoren ist. Die Liniendetektoren
sind so angeordnet, dass sie praktisch denselben Bereich des Patienten
abrastern, was redundante Informationen liefert und eine Rauschreduzierung
ermöglicht. In
1 sind die Liniendetektoren
in einer Detektoranordnung
150 angebracht. Die zu bestrahlende
Brust wird unter Verwendung einer Kompressionsplatte
140 zusammengedrückt.
Die
WO 02065209 , welche
hierin durch Bezugnahme aufgenommen ist, offenbart ein Merkmal zur
Ergonomie während der Positionierung, d. h. dem Vorgang,
wenn die Brust des Patienten eingeführt wird. Der Mehrschlitz-Kollimator
wird in Richtung der Röntgenquelle weggehoben, so dass
der Benutzer (eine Pflegeperson) aus einem größeren
Richtungsbereich sehen und anfassen kann.
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Die
US 2005008124 und
WO 05002443 beziehen sich
auf eine Vorrichtung zum Gewinnen von Tomosynthesedaten eines Objekts
unter Verwendung einer Mehrschlitz-Abrasterung. Ihr Hauptvor teil bezüglich
zu früheren Tomosynthesesystemen ist die Fähigkeit,
mehrere Projektionsbilder gleichzeitig zu erfassen. Sie umfasst
eine Strahlungsquelle, welche um eine Symmetrieachse zentrierte
Strahlung emittiert; einen Strahlungsdetektor, welcher einen Stapel von
Liniendetektoren umfasst, welche jeweils in Richtung der divergenten
Strahlungsquelle gerichtet sind, so dass einem Strahlenbündel
der Strahlung, welches sich in einem entsprechenden aus einer Vielzahl
von verschiedenen Winkeln ausbreitet, ermöglicht wird,
in den Liniendetektor einzutreten; einen Bestrahlungsbereich, welcher
sich in dem Strahlungsweg zwischen der divergenten Strahlungsquelle
und dem Strahlungsdetektor befindet, um das Objekt aufzunehmen;
und eine Vorrichtung zum Bewegen der Strahlungsquelle und des Strahlungsdetektors
relativ zu dem Objekt, im Wesentlichen linear in einer Richtung,
welche im Wesentlichen senkrecht zu der Symmetrieachse ist, während
jeder aus dem Stapel von Liniendetektoren dazu ausgestaltet ist,
eine Vielzahl von Linienbildern der Strahlung aufzunehmen, wie sie
in einem entsprechenden aus der Vielzahl von verschiedenen Winkeln
durch das Objekt transmittiert wird.
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Gemäß der
US 6,341,156 wird eine Röntgendiagnosevorrichtung
zur Tomosynthese oder laminographischen Bildgebung bereitgestellt,
welche verwendet: einen Patientenpositionierungstisch, eine Röntgenquelle,
welche auf einer Seite des Patientenpositionierungstisches einen
Röntgenstrahl emittiert, einen Röntgendetektor,
welcher auf der anderen Seite des Patientenpositionierungstisches
zur Erfassung des Röntgenstrahls und zum Erzeugen von digitalen Bildern
angeordnet ist, eine Vorrichtung zum Bewegen der Röntgenquelle,
eine Vorrichtung zum Verschieben des Röntgendetektors und
eine Vorrichtung zum Überlagern der digitalen Bilder, so
dass nur die für einen Untersuchungsgegenstand in einem
speziellen longitudinalen Schnitt liegenden Details scharf abgebildet
werden; der Röntgendetektor wird in einem Winkel relativ
zu der Bewegungsrichtung gedreht.
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In
der
US 2005/01136881 sind
ein Verfahren und ein System zur Erzeugung von Tomosynthesebildern
der Brust eines Patienten offenbart. Eine Röntgenquelle
liefert Röntgenstrahlen durch eine immobilisierte und zwischen
einer Kompressionsschaufel und einer Brustplattform komprimierten
Brust, welche an einem digitalen Röntgenaufnahmepanel ein
Bild entstehen lassen. Mehrere Röntgenbilder werden aufgenommen,
während sich die Röntgenquelle und die Aufnahmevorrichtung
relativ zu der immobilisierten Brust bewegen. Bei einem bevorzugten
Ausführungsbeispiel bewegt sich die Röntgenquelle
von –15° nach +15°. Die Quelle kann sich
in einem Bogen um die Brust bewegen, während die Aufnahmevorrichtung
sich linear bewegt, wobei sie parallel und in demselben Abstand
zu der Brustplattform bleibt. Die Röntgenbilddatensätze,
welche bei verschiedenen Winkeln aufgenommen werden, werden kombiniert, so
dass Tomosynthesebilder entstehen werden, welche in verschiedenen
Formaten betrachtet werden können, alleine oder als Zusatz
zu herkömmlichen Mammogrammen. Die Drehachse befindet sich
in dem Untersuchungsbereich.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, eine neuartige Röntgenvorrichtung
zur Durchführung einer Tomosyntheseuntersuchung bereitzustellen, welche
bessere und genauere Bilder erzeugt, wobei eine niedrige Röntgendosis
und eine verringerte Bildaufnahmezeit verwendet werden.
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Die
Erfindung basiert auf einer Mehrschlitz-Abrasterung und einer neuartigen
nicht linearen rotierenden Rasterbewegung. Der Hauptvorteil relativ
zu einer Mehrschlitz-Abrasterung mit linearem Weg, z. B.
WO 05002443 , ist eine bessere
Bildqualität für eine gegebene Kombination von
Detektorbreite, Abstand zwischen Röntgenquelle und Detektor und
eine gegebene Anzahl von Abrasterungen. Dank der rotierenden Rasterbewegung
ist es möglich, eine erheblich größere
Spanne von Projektionswinkeln, d. h. der Winkel zwischen Strahlen,
welche durch einen Objektpunkt verlaufen, und somit eine erheblich
bessere 3D-Bildauflösung zu erhalten.
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Alternativ
ermöglicht die Erfindung eine schmalere Detektoranordnung.
Schmale Detektoranordnungen neigen dazu, die folgenden Vorteile
aufzuweisen:
- • geringere Risiken von
Bewegungsunschärfe bzw. -artefakten, dank der kürzeren
Zeit zwischen dem Durchgang des ersten und letzten Schlitzes durch
einen gegebenen Objektpunkt,
- • eine bessere Dosiskurve und eine besser definierte
Bildgrenze, da ein kleinerer Teil des bestrahlten Bereichs nicht
Strahlung aus allen Schlitzlinien empfängt,
- • ein kleineres Gerät und eine einfachere
Patientenpositionierung,
- • kostengünstigere Herstellung, das Gewicht
ist geringer, was wiederum weniger starre Mechanismen erfordert,
welche den Detektor bewegen, und somit eine Reihe von geringeren
Gewichten und geringeren Kosten ermöglicht,
- • bessere Eignung zur Aufnahme von 2D-Bildern, was
ein Vorteil ist in einem Kombosystem, welches sowohl 2D-, als auch
3D-Bilder aufnehmen kann,
- • ein weniger divergentes Bündel von Röntgenstrahlen,
was dabei helfen kann, den Heel-Effekt zu reduzieren und somit weniger
Unterschied zwischen der Strahlung für verschiedene Schlitze.
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Darüber
hinaus neigt eine Mehrschlitzabrasterung zu den folgenden Vorteilen
relativ zu Flat-Pannel-Detektoren:
- • parallele
Erfassung von mehreren Winkeln von Projektionsbildern und somit
eine erheblich schnellere Akquisitionszeit, was eine geringere Bewegungsunschärfe
impliziert,
- • geringere Strahlungsdosis,
- • weniger gestreute Strahlung,
- • eine bessere DQE, d. h. eine bessere Photonenabsorption,
- • eine einfache und vergleichsweise kostengünstige
Herstellung,
- • eine Redundanz, wenn viele Schlitze praktisch denselben
Bereich abrastern.
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Aus
diesem Grund wird eine Röntgenvorrichtung zur dreidimensionalen
Bildgebung und insbesondere zur Tomosyntheseuntersuchtung bereitgestellt.
Die Vorrichtung umfasst eine Röntgenquelle, eine Detektoranordnung,
einen Kollimator und einen Bestrahlungsbereich, welcher zwischen
dem Kollimator und der Detektoranorndung angeordnet ist. Der Kollimator
ist ein Mehrschlitzkollimator, dessen Ausgabe ein Bündel
von Röntgenstrahlen ist. Die Röntgenquelle, der
Kollimator und die Detektoranordnung sind in Reihe angeordnet (mit
Bezug auf den Röntgenstrahlungsweg) und simultan relativ
zu dem Bestrahlungsbereich und zumindest teilweise um eine Rotationsachse
verlagerbar. Die Röntgenquelle, der Kollimator und die
Detek toranorndung sind in Reihe angeordnet und werden um eine Drehachse gedreht,
welche in einer solchen Position angeordnet ist, dass sich die Detektoranordnung
zwischen der Drehachse und der Röntgenquelle befindet.
Dies ist gegensätzlich zur etablierten Computertomographie (CT),
bei welcher sich der Detektor in einem Bogen um das abgebildete
Objekt bewegt. Bei dem erfindungsgemäßen System,
bewegt sich der Detektor in einem Bogen, welcher von dem Objekt
fortgewandt ist. Die Verlagerung des Detektors, des Kollimators und
der Röntgenquelle wird nachstehend als Rasterbewegung bezeichnet.
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Vorzugsweise
ist die Breite der Detektoranorndung wesentlich schmaler als die
Breite des Bildfeldes. Das gesamte Bildfeld wird abgedeckt, indem der
Detektor bewegt wird. Eine geschickt ausgewählte Drehbewegung
hat den Vorteil, dass der Winkel des Rasterarms zu einem Winkel
zwischen den Schlitzen des Kollimators addiert wird, wie es in 4 und
anderen Teilen dieses Textes erläutert ist. Der Bestrahlungsbereich,
oder das Bestrahlungsvolumen, können eine Ausdehnung von
einem ersten Punkt zu einem zweiten Punkt aufweisen. Die Rasterbewegung
ist eine im Wesentlichen kontinuierliche Verlagerung, wobei die
Röntgenquelle dazu angeordnet ist, den Bestrahlungsbereich
im Wesentlichen kontinuierlich von dem ersten Punkt zu dem zweiten Punkt
zu bestrahlen. Die Detektoranorndung ist dazu ausgestaltet, im Wesentlichen
kontinuierliche Strahlung aufzunehmen, wobei eine Verarbeitungseinheit mit
im Wesentlichen kontinuierlichen Signalen, obwohl digital abgetastet,
zur Umwandlung in Tomosynthesedaten bereitgestellt ist.
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Am
bevorzugtesten sind die Rasterbewegung und Bestrahlung kontinuierlich,
und die Rasterbewegung ist vollständig um ei ne Drehachse
herum, und die Drehachse liegt von der Röntgenquelle aus der
entgegengesetzten Seite des Detektors.
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Vorzugsweise
umfasst der Kollimator eine Anzahl von schmalen Öffnungen,
welche auch als Schlitze bezeichnet werden. Die Schlitzbreite ist
ungefähr gleich der Pixelgröße. Die Strahlung
durch jede Öffnung des Kollimators erzeugt ein Projektionsbild
zur Zeit. Die Schlitzöffnungen sind bezüglich
der Röntgenquelle derart angeordnet, dass mehrere Schlitze
nacheinander im Wesentlichen denselben Objektbereich abrastern,
und somit entstehen gleichzeitig mehrere Projektionsbilder. Jedes
Projektionsbild hat einen eindeutigen Winkel bezüglich
des bestrahlten Objekts. Spezieller ist der Winkel jedes Strahls
für einen gegebenen Punkt in dem Objekt eindeutig, kann
jedoch zwischen verschiedenen Punkten variieren.
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Kurzbeschreibung der Zeichnungen
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Im
Folgenden wird die Erfindung auf nicht einschränkende Weise
mit Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben,
in welchen:
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1 und 2 schematische
Darstellungen einer Röntgenanordnung gemäß dem
Stand der Technik sind,
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3 eine
schematische Darstellung eines Teils einer Röntgenvorrichtung
und von zwei Betriebsweisen gemäß der vorliegenden
Erfindung ist, wobei die Teilfiguren 3a und 3b Betriebsweisen zur dreidimensionalen
Bildgebung bzw. zweidimensionalen Bildgebung veranschaulichen,
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4 eine
Darstellung von geometrischen Beziehungen, insbesondere von Projektionswinkeln, bei
der vorliegenden Erfindung, ist,
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5 eine
Darstellung von Ergonomiemerkmalen der vorliegenden Erfindung ist,
insbesondere veranschaulicht die Teilfigur 5a die
Vorrichtung in einem Vorbereitungszustand, und die Teilfigur 5b veranschaulicht die Vorrichtung in einem
Zustand während der Bestrahlung, und
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6 eine
Darstellung von Ergonomiemerkmalen und von verschiedenen Betriebsweisen
der vorliegenden Erfindung ist, insbesondere veranschaulichen die
Teilfiguren 6a und 6b einen
dreidimensionalen Bildgebungsmodus während des Zustands
einer Bestrahlung bzw. einer Vorbereitung, und die Teilfiguren 6c und 6d veranschaulichen
einen zweidimensionalen Bildgebungsmodus während des Zustandes
einer Vorbereitung bzw. einer Bestrahlung.
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Beschreibung der Ausführungsbeispiele
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In
der folgenden Beschreibung beziehen sich in den Zeichungen dieselben
Bezugszeichen durchweg auf dieselben Teile.
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3a und 3b veranschaulichen
einen Teil einer erfindungsgemäßen Röntgenvorrichtung,
umfassend einen Rasterarm 195, an dessen einem Ende eine
Röntgenquelle 110 angebracht ist, einen Kollimator 120,
welcher beabstandet von der Quelle ist, und eine Detektoranordnung 150.
Kompressionsplatten sind mit 140 bezeichnet und das untersuchte Objekt,
wie z. B. eine weibliche Brust, mit 170.
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Bei
dem Ausführungsbeispiel von 3a,
ist ein Drehzentrum 190 an dem anderen Ende des Rasterarms 195,
entgegengesetzt der Röntgenquelle 110 und unter
der Detektoranordnung 150, in der entgegengesetzten Seite
des Rasterarms relativ zu der Röntgenquelle angeordnet.
Vorzugsweise ist die Detektoranordnung 150 von demselben
Typ, welcher bei einer zweidimensionalen Anwendung angewendet werden
kann. Die Breite der Detektoranordnung 150 ist wesentlich
kleiner als das Bildfeld, jedoch wird das gesamte Bildfeld durch
eine Rasterbewegung abgedeckt. Der Vorteil der Drehung kann verstanden werden,
wenn wir den Winkel der Strahlen untersuchen, welche während
einer Abrasterung durch einen Punkt in dem Objekt laufen. Der Winkel
des Rasterarms wird zu dem ausgehend von der Strahlungsquelle gemessenen
Winkel zwischen den Schlitzen addiert. Spezieller ist der Winkel
die Summe des Winkels zwischen den Schlitzen und des Drehwinkels
des Rasterarms 195 (und der Röntgenquelle 110).
Zwei Strahlen treffen den gleichen Punkt nicht gleichzeitig, und
in der Zwischenzeit dreht sich der Rasterarm um einen gewissen Winkel.
Eine Drehachse unterhalb des Untersuchungsbereichs, in 3a, erhöht die Winkelspanne und
bereichert dadurch die dreidimensionalen Informationen. Die Erfindung
kann verglichen werden mit einer unterlegenen Alternative, bei welcher
die Drehachse über dem Untersuchungsbereich liegt, was
aufgrund einer Subtraktion einen kleineren Projektionswinkel bewirkt, vgl.
eine herkömmliche CT mit Fächerstrahl. Ein weiterer
Vergleich ist die bereits erwähnte lineare Bewegung, welche
den Winkel weder erhöhen noch verringern würde.
Die 3D-Rekonstuktion ergibt dank einer großen Winkelspanne
von Strahlen durch denselben Bildpunkt eine bessere vertikale Auflösung.
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4 veranschaulicht
die in dem vorangegangenen Absatz genannte Winkeladdition, d. h.
die Projektionswinkel sind die Summe der Rasterbewegungsdrehung
und der Winkel der Schlitze des Kollimators. Mit 170 ist
eine willkürlich ausgewählte Objektpunktposition
in dem Untersuchungsvolumen bezeichnet, 181 und 182 bezeichnen
Röntgenstrahlen durch den ersten und den letzten Schlitz
des Kollimators (nicht dargestellt), und 151 und 152 bezeichnen entsprechende
Liniendetektoren. Eine Gesamtheit, welche die Röntgenquelle 110,
die Strahlen und den Detektor umfasst, kann um eine Drehachse 190 gedreht
werden. Die Gesamtheit ist in zwei verschiedenen Positionen der
Rasterbewegung dargestellt. In einer Position trifft der erste Strahl 181 auf
die Objektposition 170, und in der anderen Position trifft
der andere Strahl 182 auf die Objektposition 170.
Man lasse β den Drehwinkel zwischen den zwei Positionen
bezeichnen. In beiden Positionen ist der Winkel zwischen den Strahlen 181 und 182 gleich
und mit α bezeichnet. Mit anderen Worten bezeichnet α den
ausgehend von der Röntgenquelle gesehenen Winkel zwischen
den Schlitzen. Da die Strahlen zu verschiedenen Zeitpunkten auf
das Objekt treffen, wird der Winkel der Drehung zu dem Winkel der
Strahlen hinzuaddiert. Wie in der Figur dargestellt ist die Differenz der
Projektionswinkel α + β. Mit anderen Worten wird der
Drehwinkel zu dem Winkel zwischen den Schlitzen hinzuaddiert.
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Eine
reine Drehung ist nicht das einzige Mittel zum Erreichen einer Winkeladdition.
Die Drehung kann kombiniert werden mit einer Linearbewegung oder
einer Bewegung entlang einer Kurve, ohne vom Umfang der Erfindung
abzuweichen. Es gibt verschiedene mögliche alternative
Ausführungsbeispiele der nicht reinen Drehungen, bei welcher
sich die Röntgenquelle derart in einer Richtung dreht,
dass die Projektionswinkel erhöht werden. Zum Beispiel kann
sich die Drehachse bewegen, oder das System kann entlang zweier
geradliniger oder gekrümmter Spuren gleiten, wobei sich
die obere Spur schneller bewegt als die untere Spur, oder wobei
die obere Spur horizontal ist und ein Punkt unterhalb des Detektors
sich entlang einer vertikalen Spur bewegt. Alle solche Lösungen
haben gemeinsam, dass die Gesamtheit von Kollimator und Röntgenquelle
sich entlang einer Kurve bewegt und sich währenddessen die
Gesamtheit auch dreht. Die Drehung ist in derselben Richtung, als
wenn die Gesamtheit um das abgebildete Objekt gedreht würde,
jedoch ist die Geschwindigkeit der Drehung langsamer. Eine reine Drehung
ist die beste Wahl, da alle anderen bekannten Lösungen
teurer herzustellen sind. Außerdem erfordern nicht reine
Drehungen einen zusätzlichen Raum um die Detektoranordnung
und den Kollimator, da die Bewegungsrichtung nicht entlang der Richtung
ihrer flachen Oberfläche ist (d. h. der Kollimator ist
im Wesentlichen eine dünne Platte und er überstreicht
praktisch kein Volumen, wenn er sich in einer Richtung entlang seiner
Oberfläche bewegt). Der Raum ist wichtig, da die Bidlqualität
aufgrund der Größe des Brennflecks der Röntgenquelle
von einem Kollimator nahe dem abgebildeten Volumen profitiert. Der
Brennfleck kann auch außerhalb der Röntgenquelle
angeordnet sein.
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Das
Wort Drehachse wird im mathematischen Sinn verwendet, um eine Bewegung
zu beschreiben, d. h. ein Drehzentrum. Vorzugsweise wird eine Drehachse
implementiert, indem mechanische Teile entlang der Drehachse verwendet
werden, z. B. Rolllager, jedoch ohne von dem Umfang der Erfindung
abzuweichen, kann eine Drehachse auch ohne jegliche mechanische
Teile nahe der Drehachse implementiert sein.
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Da
die dreidimensionale 3D-Bildgebung niemals vollständig
die zweidimensionale 2D-Bildgebung ersetzen wird, ist ein Aspekt
der Erfindung eine Komboröntgenvorrichtung, welche sowohl
3D- als auch 2D-Bilder erfassen kann, wobei für 2D eine
zusätzli che Rasterbewegung verwendet wird. Es wäre keine
Alternative, ein volles 3D-Bild zu erfassen und einem Computer die
Information zu einem 2D-Bild kondensieren zu lassen, da dies zu
einem erheblichen Verlust an Bildqualität oder einer erhöhten Strahlendosis
führen würde, da viel Strahlung zur Erfassung
von 3D-Informationen aufgewendet und dann verworfen wird, vgl. Fourier-Transformationen und
das Fourier-Schnitt-Theorem.
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Um
eine hohe Leistung sowohl für die 2D- als auch die 3D-Bildgebung
zu bieten, kann die Erfindung zwischen zwei möglichen Drehzentren 190 der Rasterbewegung
umschalten. 3a betrifft die 3D-Bildgebung;
der Detektor sollte positioniert werden, wie anderweitig in diesem
Text beschrieben, um eine Winkeladdition zu erreichen. 3b betrifft eine 2D-Bildgebung; die Drehachse
sollte durch die Strahlungsquelle verlaufen, wie bei einer früheren
Vorrichtung zur 2D-Röntgenbildgebung in 2.
Wenn zwischen den Drehzentren gewechselt wird, können auch
die Kompressionsplatten 140 gewechselt oder umgedreht werden,
um besser der Kurve der Rasterbewegungen zu folgen. Ein weiterer
Aspekt des Wechselns der Kombovorrichtung aus dem 3D-Modus in den
2D-Modus ist, den Abstand von der Röntgenquelle zu dem
Kollimator und Detektor einzustellen; der Kollimator, Detektor und/oder
die Röntgenquelle können entlang des Rasterarms
eingestellt werden, um einen optimalen Abstand zwischen dem Detektor
und der Röntgenquelle sowohl für die 2D- als auch
die 3D-Bildgebung zu erhalten. Ein kurzer Abstand hat Vorteile bei
der 3D-Bildgebung, um einen höheren Röntgenstrahlenfluss
und einen größeren Winkel zwischen den Schlitzen
zu erreichen. Ein langer Abstand ist vorteilhaft für die
2D-Bildgebung, um schärfere Bilder und eine einfachere
Patientenpositionierung zu erreichen, da die vorliegende Erfindung
das Risiko reduziert, dass der Detektor und der Kollimator ein Hindernis
für die Positionierung des Patienten 170 zwischen
den Kompressionsplatten 140 darstellen.
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Bei
einem Ausführungsbeispiel sind die doppelten Drehachsen
unter Verwendung von zwei festen Drehachsen implementiert, wobei
nur eine Achse zur Zeit verwendet wird, abhängig davon,
ob 2D- oder 3D-Bilder erfasst werden. Die nicht verwendete Achse
ist abgekuppelt. Dieselben Steuerungs- und Antriebseinheiten für
die Rasterbewegung können sowohl im 2D-Modus als auch im
3D-Modus der Kombovorrichtung verwendet werden, wodurch die Kosten
und Raumerfordernisse verringert werden.
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Wie
bei dem früheren 2D-Schlitz-Rastersystem (1 und 2)
muss der neuartige 3D-Tomosynthesescanner kalibriert werden. Die
Kalibrierung ist im Wesentlichen ein Satz von Messungen, welcher
für Korrekturen verwendet wird, welche durch Software bei
der Bildrekonstruktion angewendet werden. Die folgenden Kalibrierungen
sollten durchgeführt werden:
- • Abrasterungsgeometrie,
bezüglich des Abstands zwischen den Kollimatorschlitzen
und der relativen Positionierung von Detektorlinien, gemessen in
der Pixeldomäne, und der Position der Drehachse,
- • Graustufe jedes einzelnen Kanals in jeder Detektorlinie,
was teilweise abhängt von Schwellenwerten von Photonenenergien
und der Breite von Kollimatorschlitzen.
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Die
Graustufe sollte kalibriert werden für einen Satz von verschiedenen
Dicken des bestrahlten Objekts oder der Patientenbrust. Ein Grund
ist, eine Strahlhärtung auszugleichen, d. h. die Intensität
eines nicht monochromatischen Röntgen strahls durch ein
homogenes Objekt fällt aufgrund eines gemischten Spektrums
von Röntgenphotonenenergien nicht gemäß einer
perfekten Exponentialkurve bezüglich der Objektdicke ab.
Eine Strahlhärtung ist ein Problem für 3D-Rekonstruktionsalgoritmen,
welche annehmen, das der Logarithmus der erfassen Intensität linear
bezüglich der Dicke eines homogenen Objekts ist. Daher
können Graustufen auf eine perfekte Exponentialkurve bezüglich
der Dicke abgebildet werden, jedoch wird jegliche bekannte Kurve
für Zwischenergebnisse genügen. Bei dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel ist die Kurve im Wesentlichen logarithmisch,
was die Intensität des korrigierten Bildes linear bezüglich
der Objektdicke macht, und daher eine lineare Interpolation von
Kalibrierungsdaten rechtfertigt.
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Wenn
der neuartige Merschlitzscanner im 2D-Modus läuft, d. h.
mit einer Drehung um die Röntgenquelle, kann der größte
Teil der Kalibrierung gemäß dem Stand der Technik
ausgeführt werden. Frühere 2D-Routinen können
verwendet werden, um die Graustufe und Position von Liniendetektor
und Schlitzen zu kalibrieren. Nach Umschaltung in den 3D-Modus,
kann die Drehachse kalibriert werden durch Abrastern eines bekannten
oder teilweise bekannten Objekts und Auffinden seiner entsprechenden
relativen Koordinaten in jedem der Projektionsbilder, entweder indem
Koordinaten von Kanten aufgefunden werden oder unter Verwendung
eines beliebigen Bildregistrierungsalgorithmus. Lange Kanten neigen dazu,
mehr statistische Daten zu umfassen als kleine Marker, jedoch kann
eine einzige Kante nur verwendet werden, um Positionen in einer
Richtung, senkrecht zu der Kante, zu messen. Daher sollten mehrere
Kanten verschiedener Orientierung kombiniert werden. Mehrere Gleichungen,
welche auf grundlegenden geometrischen Beziehungen basieren, ergeben
sich und werden gelöst. Zur höchsten Genauig keit
werden sehr viel mehr Gleichungen als Unbekannte verwendet, und
die überbestimmten Gleichungssysteme werden im Sinne der
kleinsten Quadrate gelöst.
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Bei
einer Kalibrierung ohne Hilfe aus dem 2D-Modus ist die Kalibrierung
anspruchsvoller. Es muss unter Verwendung lediglich einer Rasterbewegung
kalibriert werden, welche nicht durch die Röntgenquelle
verläuft. Es sind sehr viel mehr Unbekannte in den Gleichungen,
welche sich ergeben, wenn Projektionsbilder von bekannten oder teilweise
bekannten Objekten angepasst werden. Die zusätzlichen Unbekannten
sind viele: Graustufe jedes Detektorkanals und relative Position
von Detektorlinien und Schlitzen. Entweder arbeitet ein Computer
einen schwierigen numerischen Optimierungsalgorithmus ab oder es
wird eine Reihe von speziellen Phantomen verwendet, welche es ermöglichen,
einige Parameter ohne Abhängigkeit von anderen Parametern zu
kalibrieren. Eine Graustufenkalibrierung kann vereinfacht werden,
indem ein Satz von aus PMMA oder anderen Kunststoffen hergestellten
langen zylindrischen Phantomen verwendet wird, welche senkrecht zu
den Röntgenstrahlen eingesetzt werden, wodurch alle Projektionsbilder
dank des kreisförmigen Querschnitts dasselbe Graustufenprofil
erhalten. Das Graustufenprofil ist unter der Annahme, dass der Zylinder
senkrecht zu den Strahlen eingesetzt ist, unabhängig von
dem Auftreffwinkel, und somit erhalten alle Projektionsbilder dieselbe
Graustufe. Es wird die Tatsache vernachlässigt, dass ein
gerader Zylinder nicht senkrecht zu Strahlen im Vorderbereich und Hinterbereich
des Untersuchungsbereichs sein kann, da eine gleichförmige
Variation der Graustufe senkrecht zu der Rasterrichtung die Bildqualität
nicht beeinträchtigt. Solche Variationen können
auch berücksichtigt werden, wenn der Zylinder mit einer
geringen Genauigkeit eingesetzt wird. Eine weitere Möglichkeit
ist, PMMA-Platten unter schiedlicher Dicke zu verwenden und die Spitzenintensität
zu finden, bei welcher Röntgenstrahlen senkrecht durch
die Platte verlaufen, was dort ist, wo der auftreffende Strahl senkrecht
zu der Platte ist.
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Die
Kanten von PMMA-Zylindern können ebenfalls verwendet werden,
um den Abstand zwischen den Kollimatorschlitzen und dem Drehzentrum zu
kalibrieren. Um Gleichungen für die Detektorpositionen
entlang der Schlitze zu erhalten, muss ein zusätzliches
Phantom mit Kanten, welche parallel zu der Rasterrichtung oder wenigstens
nicht senkrecht zu der Rasterrichtung sind, abgerastert werden.
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Bei
einem typischen Ausführungsbeispiel besteht ein Kompromiss
bei der Auswahl des Abstands zwischen dem Drehzentrum und dem Untersuchungsbereich.
Ein kleiner Radius ergibt einen großen Effekt für
die Winkelspanne, jedoch ruft ein kurzer Radius verschiedene Nachteile
hervor, wie z. B. ein gekrümmtes Bildfeld. Sehr schmale
Detektoren verursachen eine erhöhte Streuung (obwohl die Streuung
nach wie vor sehr klein ist im Vergleich zu Flat-Panel-Detektoren
und herkömmlicher Film-Folien-Mammographie). Bei einem
typischen Ausführungsbeispiel der Erfindung wird, abhängig
von der Anwendung, die Geometrie so ausgewählt, dass die Projektionswinkel
relativ zu den Winkeln zwischen den Schlitzen verdoppelt oder verdreifacht
werden.
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Aus
ergonomischen Gründen und wegen des Vorgangs der Positionierung
des Patienten 170 ermöglichen zwei verschiedene
Ausführungsbeispiele der Erfindung, Bildgebungsteile während
des Positionierungsvorgangs, d. h. des Setzens der Brust des Patienten
in eine richtige Position, weiter weg von dem Patienten zu bewegen.
Der Benutzer der Vorrichtung kann ausgehend von verschiedenen Winkeln
sehen und anfassen, während der Patient positioniert wird.
Wie zuvor erwähnt ist ein Bewegen des Kollimators bereits
offenbart, jedoch ist ein Bewegen des Detektors ein Aspekt der vorliegenden
Erfindung, bei welcher sich der Rasterarm 195 über
den Detektor hinaus erstreckt und sich Vorteile aus einer Umkehrung
ergeben, so dass der Detektor oberhalb der Brust des Patienten ist.
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6a–6d zeigen
ein Ausführungsbeispiel, bei welchem der Kollimator und
der Detektor entlang des Rasterarms 195 bewegt werden können.
Ein Grund ist, ein stärker divergentes Bündel
von Röntgenstrahlen für 3D zu verwenden als für
2D. Das wichtigste ist jedoch die Ergonomie und die Positionierungserleichterung
des zu bestrahlenden Patienten oder Objekts 170 zwischen
den Kompressionsplatten 140. Viele Kliniken oder Untersuchungsstätten
haben einen sehr schnellen Arbeitsablauf für die 2D-Mammographie
und es ist wichtig, dass der Kollimator und der Detektor kein Hindernis
für die Hände einer Pflegeperson sind, wenn die
Brust eines Patienten positioniert wird. Die Erfahrung zeigt auch, dass
eine niedrige Röntgenröhre bei der 2D-Bildgebung
ein Hindernis für den Kopf des Patienten sein kann.
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6a zeigt die Position während
der Erfassung von 3D-Bildern. 6b zeigt,
dass der Kollimator und Detektor bei der Vorbereitung zur 3D-Erfassung
in entfernte Positionen bewegt werden können. 6c zeigt, dass dieselben Positionen bei
der Vorbereitung für eine 2D-Erfassung verwendet werden können,
außer dass die Kompressionsplatten um das Drehzentrum für
2D gekrümmt sind. 6d zeigt, dass
der Kollimator während der Erfassung von 2D-Bildern abgesenkt
ist.
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Aus
ergonomischen Gründen kann die Röntgenvorrichtung
umgekehrt oder in einem beliebigen anderen Winkel angeordnet sein. 5a und 5b zeigen
schematisch, dass die Röntgenvorrichtung 100 mit
ihrer Röntgenquelle 110 ausgehend von einer Position
unterhalb des Untersuchungsbereichs abstrahlend angeordnet ist,
anstelle von oberhalb wie bei etablierten 2D-Mammographiesystemen.
Dieses Ausführungsbeispiel hat Vorteile bezüglich
Ergonomie und Positionierung des Patienten. Der Kopf des Patienten
ist weit entfernt von der Röntgenröhre und das
Bildfeld ist in einer entgegengesetzten Richtung relativ zu der
Brust des Patienten gekrümmt. Bei der herkömmlichen
2D-Mammographie ist es üblich, Bilder bei um 45 bis 60
Grad geneigter Röhre zu erfassen, und einige 2D-Systeme
drehen basierend auf dem Untersuchungstyp automatisch über
einen Computer. Wie bei 2D-Systemen des Stands der Technik, kann
sich das bevorzugte Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen
3D-Systems automatisch zu einem vordefinierten Winkel drehen, basierend
auf dem durchzuführenden Untersuchungstyp und in Übereinstimmung
mit einem internen oder externen Computersystem.
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5b zeigt auch eine weitere Implementierung
einer einfachen Position zur 3D-Bildgebung. Der Detektor 150,
der Kollimator 120 und die Röhre 110 können
während der Positionierung für eine 3D-Untersuchung
von dem Patienten weggezogen werden. 5b schlägt
vor, dass eine Gesamtheit, welche den Rasterarm, den Detektor, den
Kollimator und die Röhre umfasst, entlang einer geradlinigen Spur
weggezogen wird. Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel
wird die Gesamtheit um eine Drehachse weggedreht. Die Kompressionsplatten 140 werden
nicht bewegt, da sie zur Positionierung des Patienten benötigt
werden.
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Bei
einem typischen Ausführungsbeispiel kann ein Computer,
welcher extern oder intern angeordnet ist, zur Rekonstruktion des
3D-Bildes verwendet werden. Der Computer kann eine Kombination aus
einem herkömmlichen Computer und unter Umständen
spezieller Computerhardware sein, auf welcher Bildkonstruktionsalgorithmen
laufen. Unter wohlbekannten Algorithmen finden sich eine gefilterte
Rückprojektion mit speziell ausgestaltetem Filter, iterative
Algotithmen, wie z. B. EM-, kleinste Quadrate und ML-Optmierungen,
welche von Lange und Fessler vorgeschlagen wurden.
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Diese
Erfindung ist nicht auf ein Gerät mit Einfachabrasterung
beschränkt. Es ist möglich, zwei oder mehr Abrasterungen
durchzuführen, um eine doppelte oder vielfache Anzahl von
Projektionsbildern zu erhalten.
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Die
oben erwähnten und beschriebenen Ausführungsbeispiele
sind lediglich als Beispiele angegeben und sollen nicht einschränkend
für die vorliegende Erfindung sein. Andere Lösungen,
Verwendungen, Aufgaben und Funktionen innerhalb des Umfangs der
Erfindung wie in den unten beschriebenen Patentansprüchen
beansprucht sollten für diejenigen mit Kenntinis der Technik
ersichtlich sein.
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Kurzzusammenfassung
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Die
vorliegende Erfindung stellt eine neuartige Röntgenvorrichtung
(100) zur dreidimensionalen Bildgebung und insbesondere
zur Tomosyntheseuntersuchung bereit, welche eine Röntgenquelle
(110) zur Erzeugung von aus einem Brennfleck hervorgehenden
Röntgenstrahlen, einen Mehrschlitzkollimator (120),
eine Liniendetektoranordnung (150) und ein zwischen dem
Kollimator und der Detektoranordnung angeordnetes Bestrahlungsvolumen
umfasst. Die Röntgenquelle, der Kollimator und die Detektoranordndung
sind in Reihe angeordnet, so dass jede Detektorlinie mit einem entsprechenden
Kollimatorschlitz und dem Brennfleck fluchtet, und simultan durch
eine Rasterbewegung relativ zu dem Bestrahlungsvolumen verlagerbar.
Die Rasterbewegung ist primär eine Drehung um eine Drehachse,
welche derart angeordnet ist, dass die Detektoranordnung sich im
Wesentlichen zwischen der Drehachse und der Röntgenquelle
befindet. Die Erfindung ermöglicht auch eine kombinierte
zwei- und dreidimensionale Untersuchung.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - EP 1428473 [0005]
- - US 6652142 [0006]
- - WO 02065209 [0007]
- - US 2005008124 [0008]
- - WO 05002443 [0008, 0012]
- - US 6341156 [0009]
- - US 2005/01136881 [0010]