DE112008002640T5

DE112008002640T5 - Korrektur der Schlitzkollimatorstreuung

Info

Publication number: DE112008002640T5
Application number: DE112008002640T
Authority: DE
Inventors: John Michael Sussex Sabol; Kadri Nizar Waukesha Jabri; Adam Ellis Waukesha Boden; Meghan Lynn Johnson Creek Yue
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2007-10-03
Filing date: 2008-07-15
Publication date: 2010-08-12
Also published as: CN101821751B; WO2009045599A1; US20090092307A1; JP5156835B2; US8000512B2; JP2010540169A; CN101821751A

Abstract

Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten, das aufweist:
Zugreifen auf Bildintensitätsdaten, die von einem digitalen Bildgebungsdetektor erhalten werden, wobei die Bildintensitätsdaten einen ersten Bereich, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt wird, und wenigstens einen zweiten Bereich aufweisen, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird;
Identifizieren des ersten Bereichs, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt wird, und des wenigstens einen zweiten Bereichs, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird, in den Bildintensitätsdaten;
Ermitteln der Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich der Bildintensitätsdaten, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird;
Schätzen der Streuintensität in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten auf der Basis der Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich der Bildintensitätsdaten; und
Korrigieren des ersten Bereichs der Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung auf der Basis der geschätzten Streuintensität in dem ersten Bereich, um streukorrigierte Bildintensitätsdaten zu ermitteln.

Description

HINTERGRUND
Die Erfindung betrifft allgemein medizinische Bildgebung. Insbesondere betrifft die Erfindung digitale medizinische Röntgen-Bildgebungssysteme mit einem digitalen Flat-Panel-Röntgendetektor.
Die Knochenmineraldichte (KMD) eines Knochens gibt die Stärke des Knochens wieder, wie sie durch den Kalziumgehalt dargestellt ist. Sie ist als die integrale Knochenmineralmasse pro Einheit projizierter Fläche in Gramm pro Quadratzentimeter definiert. Die KMD ist ein nützliches Instrument für die Diagnose und Behandlung verschiedener Krankheiten und Zustände, von denen eine Osteoporose ist.
Osteoporose ist eine Knochenkrankheit, bei der die KMD aufgrund der Verarmung von Kalzium und Knochenprotein reduziert ist. Osteoporose prädisponiert eine Person zu Brüchen, die häufig schwer heilen und schlecht heilen. Sie kommt häufiger bei älteren Erwachsenen, insbesondere bei postmenopausalen Frauen, bei Patienten auf Steroiden und denjenigen, die steroidhaltige Medikamente einnehmen, vor. Unkontrollierte Osteoporose kann zu Veränderungen der Körperhaltung, körperlichen Abnormalitäten (insbesondere einem Zustand, der umgangssprachlich als „Witwenbuckel” bezeichnet wird) und einer eingeschränkten Bewegungsfähigkeit führen. Zu einer Osteoporosebehandlung gehört sicherzustellen, dass die Patientennahrung hinreichend Kalzium und andere Mineralien enthält, die erforderlich sind, um neuen Knochenwachstum zu fördern, und für postmenopausale Frauen Östrogen oder Hormonkombinationsergänzungsmittel.
Eine zunehmend wichtige Knochendichtemesstechnologie stellt die Dualenergie-Röntgen-Absorptiometrie (DXA oder DEXA) dar. In der Tat wird die Osteoporose durch die Weltgesundheitsorganisation (WHO) als eine KMD definiert, die Standardabweichungen mit einem Wert von 2,5 unter der maximalen Knochenmasse (in einer zwanzig Jahre alten gleichgeschlechtlichen Durchschnittsperson), wie durch die DXA gemessen, aufweist. Das Grundprinzip hinter DXA ist die Messung der Transmission von Röntgenstrahlen mit zwei unterschiedlichen Energieniveaus. Durch Messen, wie viel Röntgenenergie den Patienten durchdringt, kann die Menge an Röntgenenergie, die in dem Patienten absorbiert wird, bestimmt werden. Weichgewebe und Knochen absorbieren die Röntgenstrahlen der beiden Energieniveaus in unterschiedlichem Maße. Infolgedessen kann die Absorption von Röntgenstrahlen durch das Weichgewebe von der Absorption der Röntgenstrahlen durch Knochen unterschieden werden. Die KMD wird anschließend anhand der Knochenbilddaten bestimmt.
Aufgrund der Beschränkungen hinsichtlich der Größe frühzeitiger digitaler Röntgendetektoren wurden Techniken entwickelt, um die DXA durch Bewegen des Detektors in Verbindung mit einer Röntgenquelle zur Abdeckung des gewünschten interessierenden Bereichs, wie beispielsweise der Hüfte oder des Wirbelknochens, durchgeführt. Beispiele für eine DXA dieser Art sind Nadelstrahl-DXA und Fächerstrahl-DXA. In der Nadelstrahl-DXA führen die Röntgenquelle und der Detektor einen zweidimensionalen Rasterscann des interessierenden Bereichs durch. In der Fächerstrahl-DXA wird ein Schlitzkollimator verwendet, um ein fächerförmiges Strahlbündel zu erzeugen, das sich über den interessierenden Bereich derart erstreckt, dass der interes sierende Bereich mit einem einzigen Schwenk der Quelle und des Detektors abgedeckt werden kann.
Wenn Röntgenstrahlen mit Geweben und Knochen in einem Patienten Wechselwirken, werden einige der Röntgenstrahlen gebeugt oder abgelenkt. Diese abgelenkten Röntgenstrahlen werden als Streuung bezeichnet. Eine Streuung kann ein beträchtliches Fehlerniveau in den quantitativen Werten, die während der DXA erhalten werden, erzeugen. Außer dass sie eine andere Richtung oder Energie haben, sind gestreute Röntgenstrahlen von den primären Röntgenstrahlen, die direkt von der Quelle ankommen, ununterscheidbar, und sie sind in dem Bild enthalten, das verwendet wird, um die KMD abzuleiten. Somit kann die Intensität der Röntgenstrahlen, die erscheinen würden, als hätten sie das Weichgewebe und den Knochen durchdrungen, größer sein als die tatsächliche Menge der an Pixelstellen eines Detektors empfangenen Strahlung, was auf die Detektion gestreuter Strahlung zurückzuführen ist. Umgekehrt würde die Intensität von Röntgenstrahlen, die erscheinen würden, als hätten sie das Weichgewebe und Knochen durchdrungen, kleiner zu sein scheinen als die tatsächliche Menge, die die Röntgenstrahlen empfangen haben würde, wenn nicht durch Streuung. Zusätzlich zur Beeinträchtigung der Klarheit des Bildes würden auch die Werte für die KMD durch Streuung beeinträchtigt sein.
Existierende DXA-Systeme weisen eine enge Kollimation und ein schmales Sichtfeld auf, was diesen Systemen ermöglicht, die Streueffekte zu minimieren. Jedoch ist die digitale Röntgendetektortechnologie nun zu dem Punkt fortgeschritten, an dem große digitale Flat-Panel-Röntgendetektoren hinreichend groß sind, um klinisch interessierende Bereiche beträchtlicher Abmessung abzudecken. Infolgedessen kann der digitale Röntgendetektor relativ zu dem Patienten stationär bleiben. Außerdem ist der Streueffekt viel größer als bei existierenden DXA-Sys temen. Techniken, um die Streuung während der Akquisition zu reduzieren, wie beispielsweise Streustrahlenraster (Antistreugitter) und Luftspalte, können verwendet werden, um die Streuung zu reduzieren. Jedoch schwächen diese Methoden die Röntgenstrahlen ab, und sie beseitigen den Streueffekt nicht vollständig. Infolgedessen muss der Patient größeren Röntgenmengen ausgesetzt werden, um die gewünschten Ergebnisse zu erzielen.
Folglich ist eine Technik erwünscht, die die Streueffekte reduzieren würde, wenn ein großer digitaler Flat-Panel-Detektor verwendet wird. Insbesondere ist eine Technik erwünscht, die die Streueffekte reduzieren würde, während sie gleichzeitig die Röntgenstrahlenbelastung für einen Patienten reduzieren oder wenigstens nicht erhöhen würde.
KURZBESCHREIBUNG
Es wird eine Technik zum Ermitteln der Knochenmineraldichte (KMD) eines Patienten bzw. einer Patientin unter Verwendung eines Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystems präsentiert. In der Technik verwendet das Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystem einen Schlitzkollimator, um eine Reihe von Abschnitten eines interessierenden Bereichs innerhalb eines Patienten mit Röntgenstrahlen zweier unterschiedlicher Energien zu bestrahlen. Ein digitaler Flat-Panel-Röntgendetektor detektiert die durch den interessierenden Bereich des Patienten hindurchtretenden Röntgenstrahlen und erzeugt Daten, die die Intensität der den Detektor erreichenden Röntgenstrahlen repräsentieren. Nach einer Korrektur der Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streuung können die Bildintensitätsdaten für jeden Abschnitt des interessierenden Bereichs des Patienten kombiniert werden, um ein einzelnes oder mehrere Bilder des interessierenden Bereichs zu erzeugen. Die KMD wird auch aus den streukorrigierten Bildintensitätsdaten ermittelt.
Die Streukorrekturmethode basiert auf der Identifizierung der Bereiche der Bildintensitätsdaten, die die Detektion von Röntgenstrahlen nur von einer Streuung und nicht von irgendwelchen primären Röntgenstrahlen wiedergeben. Eine Ableitung erster Ordnung der Bildintensitätsdaten wird verwendet, um diese Region zu identifizieren. Es wird ein Wert, der die Intensität der Streuung an der Grenze des reinen Streubereichs kennzeichnet, ermittelt. Dieser Wert für die Intensität der Streuung an der Grenze des reinen Streubereichs wird verwendet, um die Streuintensität in dem Bereich der Bildintensitätsdaten, der sowohl von primären Röntgenstrahlen als auch von Streustrahlung erzeugt wird, zu schätzen. In einer Ausführungsform der Methode wird der Wert für die Intensität der Streuung an der Grenze des reinen Streubereichs mit einem Streukorrekturfaktor multipliziert, um die Streuintensität in dem Zentrum des Bereichs der Bildintensitätsdaten zu schätzen, der von primären Röntgenstrahlen sowie Streustrahlung erzeugt wird. Die Streuung in dem verbleibenden Abschnitt dieses Bereichs wird unter Verwendung der geschätzten Intensität an einem Punkt innerhalb des Bereichs interpoliert. Um die Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streuung zu korrigieren, werden die bekannten und geschätzten Streuintensitäten von den Bildintensitätsdaten subtrahiert.
ZEICHNUNGEN
Diese und weitere Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden besser verstanden, wenn die folgende detaillierte Beschreibung unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen gelesen wird, in denen gleiche Zeichen gleiche Teile überall in den Zeichnungen repräsentieren, wobei:
1 zeigt eine schematisierte Ansicht eines medizinischen Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystems, das einen großen digitalen Flat-Panel-Röntgendetektor aufweist und betrieben werden kann, um eine Dualenergie-Röntgen-Absorptiometrie (DXA) durchzuführen, gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
2 zeigt eine schematisierte Darstellung der Röntgenquelle, des Schlitzkollimators und des großen digitalen Flat-Panel-Röntgendetektors nach 1 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik.
3 und 4 zeigen dreidimensionale Ansichten der Röntgenquelle und des Schlitzkollimators nach 2 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
5 zeigt ein Blockdiagramm eines Prozesses zur Ermittlung einer KMD eines Patienten unter Verwendung eines Dualenergie-Bildgebungssystems gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
6 zeigt ein Diagramm der Bildintensität und der ersten Ableitung der Bildintensität für ein akquiriertes Bild einer einheitlichen Probe unter Simulation unterschiedlicher Gewebedichten gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
7 zeigt eine graphische Darstellung der Streukorrekturmethode nach 5, angewandt auf die Bildintensitätsdaten der Probe nach 6, gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
8 zeigt eine Aufrissansicht eines ersten Testphantoms gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
9 zeigt eine X-Achsen-Darstellung der Bildintensität, der geschätzten Streuung und der streukorrigierten Bildintensität für ein Bild des ersten Testphantoms nach 8 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
10 zeigt eine Y-Achsen-Darstellung der Bildintensität, der geschätzten Streuung und der streukorrigierten Bildintensität für ein Bild des ersten Testphantoms nach 8 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
11 zeigt eine Aufrissansicht eines zweiten Testphantoms gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik;
12 zeigt eine X-Achsen-Darstellung der Bildintensität, der geschätzten Streuung und der streukorrigierten Bildintensität für ein Bild des zweiten Testphantoms nach 11 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik; und
13 zeigt eine Y-Achsen-Darstellung der Bildintensität, der geschätzten Streuung und der streukorrigierten Bildintensität für ein Bild des zweiten Phantoms nach 11 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Technik.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
Indem nun auf 1 Bezug genommen wird, wird die vorliegende Erfindung beschrieben, wie sie in Verbindung mit einem beispielhaften Bildgebungssystem, in diesem Falle einem Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystem, wie es allgemein durch das Bezugszeichen 20 dargestellt ist, angewandt werden könnte. In dieser Ausführungsform lässt sich das Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystem 20 betreiben, um eine Dual-Röntgen-Absorptiometrie (DXA) durchzuführen. Allgemein sollte jedoch bedacht werden, dass die vorliegenden Techniken mit jeder beliebigen geeigneten Bildgebungsmodalität verwendet werden können. Insbesondere ist diese Technik für jedes beliebige Bildgebungssystem anwendbar, das einen großen digitalen Flat-Panel-Detektor verwendet.
In der veranschaulichten Ausführungsform weist das System 20 einen großen digitalen Flat-Panel-Röntgendetektor 22 und einen Schlitzkollimator 24 auf, der über einer Röntgenquelle 26 angeordnet ist. Das Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystem 20 ist in der Lage, Bilder vom Knochen und Weichgewebe zu erzeugen, indem es Bilder mit Röntgenstrahlen unterschiedlicher Energie aufnimmt. Insbesondere ist das System 20 in der Lage, ein Bild eines interessierenden Bereichs mit Röntgenstrahlen zu erzeugen, die ein erstes Energieniveau aufweisen, und anschließend ein Bild eines interessierenden Bereichs mit Röntgenstrahlen zu erzeugen, die ein zweites Energieniveau aufweisen. In dieser Ausführungsform weisen die Röntgenstrahlen, die auf dem ersten Energieniveau erzeugt werden, eine geringere Energie auf als die Röntgenstrahlen, die auf dem zweiten Energieniveau erzeugt werden. Die beiden Bilder können in digitaler Weise miteinander kombiniert oder analysiert werden, um Gewebe zu unterscheiden, Gewebequalitäten auszuwerten und so weiter. Weichgewebe und Knochen absorbieren die Röntgenstrah len niedrigerer Energie und die Röntgenstrahlen höherer Energie in unterschiedlichem Maße, wodurch sie dem System 20 ermöglichen, die Absorption und Abschwächung von Röntgenstrahlen durch Weichgewebe und die Absorption und Abschwächung durch Knochen voneinander zu unterscheiden.
In der veranschaulichten Ausführungsform ist der digitale Flat-Panel-Röntgendetektor 22 ein Flat-Panel (eine flache Tafel) aus amorphem Silizium, das die Fähigkeit aufweist, in schneller Aufeinanderfolge zwei Bilder zu akquirieren. Diese Bildakquisitionsgeschwindigkeit ermöglicht Bilder hoher und niedriger Energie mit großer Energietrennung (von bis zu 90 kVp), die zu einer verbesserten Bildsubtraktion umgesetzt werden. In dieser Ausführungsform sind der Detektor 22 und die Röntgenquelle 26 des Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystems 20 an einem neigbaren Wandstativ 28 montiert. Wie in größeren Einzelheiten nachstehend beschrieben, wird anstelle einer Bestrahlung des gesamten Oberflächenbereichs des Detektors 22 auf einmal der Schlitzkollimator 24 eingesetzt, um einen Bildstreifen mit einem schmaleren Abschnitt des Detektors 22 aufzunehmen. Das neigbare Wandstativ 28 ist eingerichtet, um die Röntgenquelle 26 und den Schlitzkollimator 24 zu schwenken, um dem System zu ermöglichen, eine Reihe von Bildstreifen aufzunehmen, die anschließend digital miteinander kombiniert werden könnten, um ein größeres Bild zu erzeugen. Das System 20 verwendet ferner eine mobile Trage oder einen Tisch 30, auf dem Patienten während der Bildgebungsprozeduren liegen können. Alternativ kann das System mit dem digitalen Flat-Panel-Röntgendetektor 22 und der Röntgenquelle 26 konfiguriert sein, die an anderen Trägern gesichert sein können. Zum Beispiel kann der digitale Flat-Panel-Röntgendetektor 22 an einem Stativ gesichert sein, das dem Detektor 22 ermöglicht, vertikal ausgerichtet zu werden, während die Röntgenquelle 26 unter Verwendung eines gesonderten Trägers von der Decke herabhängt. Zu sätzlich weist die veranschaulichte Ausführungsform des Systems 20 eine Bedienerstation 32 auf, die einen Computer 34 nutzt, um das System 20 zu steuern und um die Bilder zu verarbeiten. Die Bedienerstation 32 enthält in dieser Ausführungsform zwei Monitore 36, eine Tastatur 38 und eine Maus 40 (oder andere Schnittstellenkomponenten), um Interaktionen zwischen dem System 20 und einem Benutzer zu ermöglichen.
Allgemein bezugnehmend auf 2 wird der Schlitzkollimator 24 verwendet, um durch Filterung von Röntgenstreustrahlen von dem Patienten und Detektor 22 ein genaueres Bild zu erzeugen. Idealerweise sind die einzigen Röntgenstrahlen, die auf den Detektor 22 auftreffen, Röntgenstrahlen, die sich auf einem direkten Wege von der Röntgenquelle 26, durch einen Patienten zu dem Detektor 22 fortgepflanzt haben. Die Röntgenstrahlen, die sich auf dem gewünschten Wege fortpflanzen, werden als „primäre” Röntgenstrahlen 42 bezeichnet. Die primären Röntgenstrahlen 42 sind in der Lage, durch einen Schlitz 44 in dem Schlitzkollimator 24 hindurchzutreten. Der Schlitzkollimator 24 hindert Röntgenstreustrahlen, die von der Röntgenquelle 26 erzeugt werden daran, den Patienten zu treffen. Jedoch folgen andere Röntgenstrahlen, die durch den Detektor 22 detektiert werden, nicht diesem direkten Weg. Diese Röntgenstrahlen werden als Streuung 46 bezeichnet. In erster Linie ist die Streuung 46 durch Röntgenstrahlen gebildet, die mit den Geweben des Patienten wechselgewirkt haben und von ihrem ursprünglichen Weg gebeugt oder abgelenkt worden sind.
Die Streuung hat den Effekt, dass sie die Ergebnisse der Detektion der Absorption und Abschwächung von Röntgenstrahlen innerhalb des Objektes verfälscht. Der Detektor 22 weist Pixel auf, die sowohl primäre Röntgenstrahlen 42 als auch die Streustrahlung 46 detektieren. Für das Pixel des Detektors 22, das auf gleicher Linie mit dem ursprünglichen Pfad des Röntgen strahls liegt, würde ein gestreuter Röntgenstrahl erscheinen, als ob er absorbiert worden wäre. Andererseits würde für das Pixel des Detektors 22, das den gestreuten Röntgenstrahl detektiert, der gestreute Röntgenstrahl derart erscheinen, als wäre er normal direkt durch den Patienten verlaufen. In diesem Fall hat die Streuung in die Bildintensitätsdaten und somit in das medizinische Bild einen Fehler eingebracht. Dieser Fehler reduziert den Kontrast in dem Bild und kann als Unschärfe in dem Bild erscheinen, und er kann auf der Basis der Bilddaten durchgeführte Analysen nachteilig beeinflussen.
Eine repräsentative Darstellung der Bildintensitätsdaten, die allgemein mit dem Bezugszeichen 48 bezeichnet sind, wie sie durch den Detektor 22 detektiert werden, wird in graphischer Form auf dem Detektor 22 präsentiert. Wie in größeren Einzelheiten nachstehend erläutert, stammen die Bildintensitätsdaten 48 von einem Testphantom, das aus Materialien zusammengesetzt ist, die Gewebedichten simulieren, wie beispielsweise über gleichmäßige Dicken von Aluminium und einem Harz. Das Aluminium repräsentiert Knochen, und das Harz repräsentiert Weichgewebe. Die größte Intensität in den Bildintensitätsdaten 48 tritt in dem Bereich des Detektors 22 auf, der dem Schlitz 44 unmittelbar gegenüberliegt. Dieser Bereich der Bildintensitätsdaten 48, wie er allgemein durch das Bezugszeichen 50 dargestellt ist, ist auf die Detektion von sowohl primären Röntgenstrahlen 42 als auch Röntgenstreustrahlen 46 durch den Detektor 22 zurückzuführen. Die allgemein mit dem Bezugszeichen 52 bezeichneten aufsteigenden bzw. abfallenden Intensitäten in den Bildintensitätsdaten 48 repräsentieren die Detektion von nur Röntgenstreustrahlen. Diese „reinen Streu”-Bereiche 52 der Bildintensitätsdaten 48 repräsentieren nicht die Detektion irgendwelcher primärer Röntgenstrahlen 42, weil der Schlitzkollimator 24 die primären Röntgenstrahlen 42 daran hindert, die entsprechenden Abschnitte des Detektors 22 zu erreichen.
Wie in größeren Einzelheiten nachstehend erläutert, verwendet die veranschaulichte Ausführungsform des Systems 20 eine Streukorrekturtechnik, um den Effekt der Streustrahlung auf Bildern, die durch das System 20 erzeugt werden, dadurch zu reduzieren, dass die Regionen 52 der Bildintensitätsdaten 48, die die Ergebnisse allein der Streustrahlung 46 sind, identifiziert werden und anschließend die Intensität der Streustrahlung in diesen Bereichen verwendet wird, um die Intensität der Streustrahlung 46 in dem Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48 zu schätzen, der das Ergebnis von sowohl primären Röntgenstrahlen 42 als auch Streustrahlung 46 ist. Außerdem ist der einzige Bereich der Bildintensitätsdaten 48, der verwendet wird, um ein Bild zu erzeugen, der Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48, der das Ergebnis von sowohl primären Röntgenstrahlen 42 als auch Röntgenstreustrahlen 46 ist. In dieser Ausführungsform der Methode werden die Bildintensitätsdaten 48 durch Subtraktion der Streustrahlungsintensität von den Bildintensitätsdaten 48 korrigiert, so dass nur die Bildintensitätsdaten 48 hinterlassen werden, die das Ergebnis der primären Röntgenstrahlen 42 sind.
Allgemein bezugnehmend auf 3 und 4 bilden die Röntgenquelle 26 und der Schlitzkollimator 24 der veranschaulichten Ausführungsform in Kombination miteinander einen rechteckigen Bildaufnahmebereich, der allgemein mit dem Bezugszeichen 54 bezeichnet ist. Jedoch können die Röntgenquelle 26 und der Schlitzkollimator 24 eingerichtet sein, um Aufnahmebereiche bzw. Bestrahlungsbereiche mit anderen Formen und Größen zu erzeugen. Außerdem weist in dieser Ausführungsform des Systems 20 der Schlitz 44 eine Weite von ungefähr 2,5 cm auf.
In dieser Ausführungsform ist der neigbare Wandständer 28 dazu eingerichtet, die Röntgenquelle 26 und den Schlitzkollimator 24 zu verschwenken, um den rechteckigen Bestrahlungsbereich 54 von einer ersten Position in 3 zu einer zweiten Position in 4 zu überführen. Auf diese Weise wird der rechteckige Bestrahlungsbereich 54 über die Oberfläche des Detektors 22 bewegt, um dem System 20 zu ermöglichen, eine Reihe von Bildern aufzunehmen, die digital miteinander kombiniert werden, um ein Bild oder Bilder des interessierenden Bereiches als Ganzes zu erzeugen. Es kann eine gewisse Überlappung der Abschnitte des Detektors 22 von einer Bestrahlung zu der nächsten geben. Außerdem kann das System konfiguriert sein, um zu einer Position zu schwenken und anschließend sowohl das Bild höherer als auch das Bild niedrigerer Energie aufzunehmen, oder das System 20 kann eine komplette Folge von Bildern mit Röntgenstrahlen auf einem Energieniveau durchlaufen und anschließend die Folge mit Röntgenstrahlen auf dem anderen Energieniveau wiederholen.
Allgemein bezugnehmend auf 5 ist ein Blockdiagramm einer Methode zur Ermittlung einer KMD (Knochenmineraldichte) eines Patienten unter Verwendung des Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystems 20 geschaffen, wie es allgemein mit dem Bezugszeichen 56 bezeichnet ist. In dieser Ausführungsform wird das System 20 dazu verwendet, eine Reihe von Abschnitten des interessierenden Bereichs eines Patienten mit Röntgenstrahlen unterschiedlicher Energien zu bestrahlen, um Bildintensitätsdaten 48 für den interessierenden Bereich zu erhalten, die wiederum verwendet werden, um ein Bild zu erzeugen. Nach einer Korrektur der Bildintensitätsdaten in Bezug auf die Streuung können die aus diesen Bestrahlungen akquirierten Bilder anschließend miteinander kombiniert werden, um ein einziges oder mehrere Bilder des interessierenden Bereiches zu bilden. Die KMD kann danach durch Verarbeitung der korrigierten Bilddaten bestimmt werden. Die Methode wird nun in größeren Einzelheiten erläutert.
Der Schlitzkollimator 24 und die Röntgenquelle 26 werden verwendet, um einen ersten Abschnitt des Patienten und einen entsprechenden Abschnitt des digitalen Flat-Panel-Röntgendetektors mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen, die ein erstes Energieniveau aufweisen, wie dies allgemein durch den Block 58 dargestellt ist. Wie vorstehend beschrieben, kollimiert der Schlitzkollimator 24 das von dem System 20 erzeugte Röntgenstrahlbündel, um einen rechteckigen Streifen von Röntgenstrahlen zu bilden. In dieser Ausführungsform der Methode verwendet das System 20 später Röntgenstrahlen eines zweiten Energieniveaus, um ein Bild zu erzeugen. Außerdem ist in dieser Ausführungsform das erste Energieniveau hinsichtlich der Energie niedriger als das zweite Energieniveau.
Der digitale Flat-Panel-Detektor 22 akquiriert die Röntgenstrahlen, die den Patienten durchdringen, und erzeugt Bildintensitätsdaten, die die Intensität der durch den Detektor 22 detektierten Röntgenstrahlen repräsentieren, wie dies allgemein durch den Block 60 dargestellt ist. Das System 20 bestimmt anschließend eine Ableitung erster Ordnung der Bildintensitätsdaten, wie dies allgemein durch den Block 62 dargestellt ist. Die erste Ableitung der Bildintensitätsdaten ermöglicht den Abschnitten der Bildintensitätsdaten, die auf die Detektion der reinen Streustrahlung zurückzuführen sind, identifiziert zu werden.
Allgemein bezugnehmend auf 6 wird ein allgemein mit dem Bezugszeichen 64 bezeichnetes Diagramm der repräsentativen Darstellung der Bildintensitätsdaten 48 gemeinsam mit einer Darstellung der ersten Ableitung der Bildintensitätsdaten 48, wie mit dem Bezugszeichen 66 allgemein dargstellt, präsentiert. Wie oben in Bezug auf 2 erwähnt, ist in der veranschaulichten Ausführungsform der Gegenstand der repräsentativen graphischen Darstellung der Bildintensitätsdaten eine Reihe von gleichförmigen Streifen aus Aluminium und Harz, die Knochen bzw. Weichgewebe repräsentieren.
In der veranschaulichten Ausführungsform weisen die reinen Streubereiche 52 der Bildintensitätsdaten zwei Bereiche 52 der Bildintensitätsdaten auf, die auf jeder Seite des Bereichs 50 der Bildintensitätsdaten liegen, der das Ergebnis der primären Röntgenstrahlen 42 und der Streustrahlung 46 ist. Wie oben erwähnt, wird der Bereich 50 der Bildintensitätsdaten, der das Ergebnis der primären Röntgenstrahlen 42 und der Streustrahlung 46 ist, auf dem Abschnitt des Detektors 22 detektiert, der dem Schlitz 44 in dem Schlitzkollimator 24 unmittelbar gegenüberliegt.
Bedauerlicherweise gibt es kein klares Unterscheidungsmerkmal, das einen reinen Streubereich 52 der Bildintensitätsdaten 48 von dem Bereich 50 trennt, der auf sowohl die primären Röntgenstrahlen 42 als auch die Streustrahlung 46 zurückzuführen ist. Jedoch ist ein Identifizierungskennzeichen der reinen Streubereiche 52 der Bildintensitätsdaten 48, das die Intensität der Bildintensitätsdaten 48 in diesen Bereichen langsam steigt, bis ein Punkt erreicht wird, an dem die Bildintensitätsdaten 48 beginnen, die Detektion der primären Röntgenstrahlen 42 wiederzuspiegeln. Folglich wird sich die Ableitung 66 erster Ordnung der Bildintensitätsdaten 48 allgemein von einem Pixel zu dem nächsten in den reinen Streubereichen 52 der Bildintensitätsdaten 48 nicht wesentlich verändern. Jedoch wird die Menge der Streustrahlung schneller ansteigen, wenn der Bereich der Bildintensitätsdaten 48 annähernd erreicht wird, der einem Rand des Schlitzes 44 entspricht, weil die Streustrahlung 46 gegenüber dem Schlitz 44 konzentriert auftritt. Dies rührt daher, dass Röntgenstreustrahlen 46 eher unter einem kleinen Winkel als unter einem großen Winkel abgelenkt werden, so dass die Konzentration der primären Röntgenstrahlen 43, die die Streuung erzeugen, dort angeordnet ist. Deshalb wird die Ableitung erster Ordnung bei der Annäherung an den Rand des Schlitzes 44 schneller ansteigen. Gegebenenfalls sind einige der primären Röntgenstrahlen in der Lage, durch den Rand des Schlitzes 44 hindurchzutreten, um durch den Detektor 22 detektiert zu werden. An dieser Stelle steigen die Bildintensitätsdaten 48 merklich an, wodurch ein erster Wendepunkt 68 in den Bildintensitätsdaten 48 erzeugt wird, und die erste Ableitung 66 weist eine sprungartige Änderung auf. In diesem Beispiel ist die sprungartige Änderung eine aufwärtsgerichtete Impulsspitze 70. Jedoch braucht die sprungartige Änderung nicht so wie ein Impuls gekennzeichnet zu sein, um den Übergang von einem reinen Streubereich 52 der Bildintensitätsdaten 48 zu einem Streu- und primäre Röntgenstrahlen enthaltenden Bereich 50 anzuzeigen.
Eine sprungartige Änderung der ersten Ableitung 66 definiert die Grenze zwischen dem Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48, der durch primäre Röntgenstrahlen sowie Streustrahlung 46 begründet ist, und dem Bereich 52, der allein durch Streustrahlung begründet ist. Zum Beispiel kann eine sprungartige Änderung der ersten Ableitung als ein gegebenes Verhältnis der ersten Ableitung zu dem Maximalwert der ersten Ableitung definiert sein. Nach diesem Beispiel wird der Punkt oder werden die Punkte in der ersten Ableitung, der/die einen Wert hat/haben, der dem gegebenen Verhältnis zu dem Maximalwert der ersten Ableitung entspricht, anschließend dazu verwendet, die Grenze zwischen dem Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48, der auf primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, und dem Bereich 52, der allein auf Streustrah lung zurückzuführen ist, zu definieren. In dieser Ausführungsform markiert der erste aufwärts gerichtete Impuls 70 in der ersten Ableitung 66 das Ende des reinen Streubereichs 52 der Bildintensitätsdaten 48 auf der linken Seite der Bildintensitätsdaten 48. Dieser Punkt in den Bildintensitätsdaten 48 entspricht den primären Röntgenstrahlen 42, die entlang des inneren Rands des Schlitzes 44 vorbeilaufen. In ähnlicher Weise wird durch eine geringfügige Bewegung nach innen von dem Bereich, der dem inneren Rand des Schlitzes 44 entspricht, der Detektor 22 schließlich vollständig den primären Röntgenstrahlen 42 ausgesetzt. Noch weiter geringfügig nach innen wird die Intensität der Bildintensitätsdaten 48 beginnen, weniger deutlich anzusteigen. Im Ergebnis verlangsamt sich die Steigerungsrate der Bildintensitätsdaten 48, wodurch ein weiterer Wendepunkt 72 in den Bildintensitätsdaten 48 erzeugt wird, und die Ableitung 66 erster Ordnung der Bildintensitätsdaten hat eine abwärts gerichtete Impulsspitze 74. Der entgegengesetzte Effekt tritt an dem inneren Rand des Schlitzes 44 auf der entgegengesetzten Seite auf. Die Anzahl von primären Röntgenstrahlen 42 beginnt abzunehmen, wodurch ein weiterer Wendepunkt 76 in den Bildintensitätsdaten 48 und eine negative nach unten gerichtete Impulsspitze 78 in der ersten Ableitung erzeugt werden. Schließlich werden alle primären Röntgenstrahlen 42 durch den Schlitzkollimator 24 blockiert, und die Intensität der Bildintensitätsdaten 48 ist einzig und allein auf Streustrahlung zurückzuführen. Die Änderungsrate der Intensität nimmt ab, und ein weiterer Wendepunkt 80 in den Bildintensitätsdaten 48 tritt auf. Eine aufwärts gerichtete Impulsspitze 82 in der ersten Ableitung tritt auch auf, wenn die Verringerungsrate der Intensität deutlich abfällt. Dies markiert den Beginn des reinen Streubereichs 52 auf der rechten Seite der Bildintensitätsdaten 48. Weiter rechts rührt die Intensität der Bildintensitätsdaten 48 allein von Streustrahlung 46 her.
Erneut bezugnehmend auf 5 wird die Intensität der Streustrahlung 46, die dem Rand des Schlitzes 44 entspricht, auf der Basis der ersten Ableitung 66 der Bildintensitätsdaten 48 ermittelt, wie dies allgemein mit dem Bezugszeichen 84 dargestellt ist. Wie oben erwähnt, definieren der erste aufwärts gerichtete Impuls 70 und der zweite aufwärts gerichtete Impuls 82 die Grenzen der reinen Streubereiche 52 der Bildintensitätsdaten 48. Sie definieren ferner die Grenzen des Bereichs 50 der Bildintensitätsdaten 48, der auf primäre Röntgenstrahlen 42 sowie auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist. In dieser speziellen Ausführungsform werden die Intensitäten der Streustrahlung 46 an dem ersten aufwärts gerichteten Impuls 70 und dem zweiten aufwärts gerichteten Impuls 82 gemittelt, um die Intensität der Streustrahlung 46 zu ermitteln, die dem Rand des Schlitzes 44 entspricht. Jedoch können andere Methodiken zur Ermittlung der Intensität der Streustrahlung 46, die dem Rand des Schlitzes 44 entspricht, verwendet werden. Zum Beispiel kann nur eine der Streuintensitäten an dem ersten aufwärts gerichteten Impuls 70 oder dem zweiten aufwärts gerichteten Impuls 82 benutzt werden. Außerdem wird in dem Fall, wenn ein merklicher Unterschied der Position zwischen dem Startpunkt des aufwärts gerichteten Impulses und dem Endpunkt des aufwärts gerichteten Impulses vorliegt, die Intensität, die dem zu dem reinen Streubereich 52 der Bildintensitätsdaten 48 benachbarten Punkt entspricht, in dieser Ausführungsform verwendet.
Die Intensität der Streustrahlung 46 in dem Zentrum des Bereichs 50 der Bildintensitätsdaten 48, der auf primäre Röntgenstrahlen 42 sowie auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, wird auf der Basis der Intensität der Streustrahlung 46 an dem Rand des Schlitzes 44 und eines Streukorrekturverhältnisses geschätzt, das von empirischen Daten abgeleitet wird, wie dies allgemein durch den Block 86 dargestellt ist. Das Zentrum des Bereichs der Bildintensitätsdaten 48, der sowohl auf primäre Röntgenstrahlen 42 als auch auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, entspricht dem Bereich des Detektors 22, der dem Zentrum des Schlitzes 44 unmittelbar gegenüberliegt. Speziell wird in dieser Ausführungsform die geschätzte Streuung, die dem Zentrum des Bereichs 50 der Bildintensitätsdaten 48, der sowohl auf primäre Röntgenstrahlen 42 als auch auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, durch Multiplikation der Streuintensität an den Rändern des Schlitzes 44 mit dem Streukorrekturverhältnis ermittelt.
Das Verhältnis der zentralen Streuintensität zu der randseitigen Streuintensität wurde aufgefunden, indem eine Reihe von Standbildern von gleichförmigen Harz- und Aluminium-Testphantoms unterschiedlicher Dicken aufgenommen wurde. In dieser Ausführungsform werden die Streukorrekturverhältnisse berechnet, indem der Mittelwert der Streuverhältnisse für einen gegebenen Bereich von Aluminium- und Harzdicken genommen wird. Außerdem wurden in dieser Ausführungsform zwei Streukorrekturverhältnisse, eines für jedes der beiden verwendeten Röntgenenergieniveaus, ermittelt. Während der Bildgebung können die Streukorrekturverhältnisse auf der Basis der charakteristischen Eigenschaften des Patienten, wie beispielsweise Gewicht, prozentualer Körperfettanteil, Höhe, Brustumfang, Tailleumfang, Körpermasse-Index, der interessierende Bereich, etc., ausgewählt werden. Zum Beispiel würde eine Person mit einem größeren Körperfettanteil einen größeren Anteil von Weichgewebe als Knochen haben, was die Menge an Streustrahlung, die erzeugt wird, beeinflussen kann. In ähnlicher Weise kann in Abhängigkeit von dem Abschnitt des Patientenkörpers, der abgebildet wird, mehr oder weniger Streustrahlung erwartet werden. Die Patienteneigenschaft kann von Hand durch einen Bediener eingegeben werden. Alternativ können die Patienteninformatio nen automatisch von einer elektronischen Akte abgerufen werden, in der die Patienteneigenschaft gespeichert ist.
Erneut bezugnehmend auf 6 bilden die geschätzte zentrale Streuintensität 88 und die Streuung an den beiden Rändern die Ankerpunkte zur Modellierung der Streuung in dem Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48, der sowohl auf primäre Röntgenstrahlen 42 als auch auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist. In der veranschaulichten Ausführungsform wird die Streuung in den verbleibenden Abschnitten des Bereichs 50 durch Interpolation zwischen diesen drei Punkten der Bildintensitätsdaten 48 geschätzt. Jedoch kann eine andere Technik als Interpolation dazu verwendet werden, die Intensität der Streustrahlung 46 in dem Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48, der auf sowohl primäre Röntgenstrahlen 42 als auch Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, zu bestimmen. Außerdem können andere Punkte als die zentrale Streuintensität geschätzt werden. Zusätzlich können mehrere Punkte geschätzt werden.
Erneut bezugnehmend auf die 5 und 6 wird ein Kurveneinpassungsprogramm verwendet, um die Streuung in dem Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48, der auf sowohl primäre Röntgenstrahlen 42 als auf Streustrahlung zurückzuführen ist, zu interpolieren, wie dies durch den Block 90 dargestellt ist. Die Kurve 92 verbindet die beiden Streuintensitäten an den beiden Rändern mit der geschätzten Streuintensität in der Mitte des Bereichs 50, der Röntgenstrahlen aufgrund von primären Röntgenstrahlen und Streustrahlung empfängt. In der veranschaulichten Ausführungsform wird ein kubisches Spline-Interpolationsschema verwendet, um die Streustrahlung zu interpolieren. Jedoch kann ein anderes Interpolationsschema verwendet werden.
Allgemein bezugnehmend auf 5 und 7 werden die Bildintensitätsdaten 48 basierend auf den Intensitäten der Streustrahlung 46 in dem reinen Streubereich 52 der Bildintensitätsdaten 48 und den geschätzten Intensitäten für die Streuung in dem Bereich 50 der Bildintensitätsdaten 48 aufgrund sowohl von primären Röntgenstrahlen 42 als auch von Streustrahlung 46 hinsichtlich der Streuung korrigiert, wie dies durch den Block 94 dargestellt ist. In 7 ist die Streukorrekturmethode graphisch dargestellt. Auf der linken Seite sind die ursprünglichen graphischen Kurven 64 der Bildintensitätsdaten 48 und der ersten Ableitung 66 der Bildintensitätsdaten 48 dargestellt. In der Mitte ist eine Graphik 96 der reinen Streubereiche 52 der ursprünglichen unkorrigierten Bildintensitätsdaten 48 und der Kurve 92 der geschätzten Werte für die Intensität der Streustrahlung 46 innerhalb des Bereichs der Bildintensitätsdaten 48, der auf sowohl primäre Röntgenstrahlen 42 als auch Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, dargestellt. Um die Bildintensitätsdaten 48 hinsichtlich der Streustrahlung zu korrigieren, werden die reinen Streubereiche 52 der ursprünglichen Bildintensitätsdaten 48 und die Kurve 92 der geschätzten Werte für die Intensität der Streustrahlung innerhalb des Bereichs 50, der sowohl auf primäre Röntgenstrahlen 42 als auch auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, von den ursprünglichen unkorrigierten Bildintensitätsdaten 48 subtrahiert. Die resultierenden streukorrigierten Bildintensitätsdaten, wie sie allgemein durch das Bezugszeichen 98 bezeichnet sind, sind auf der rechten Seite angezeigt. Es sollte beachtet werden, dass die streukorrigierten Bildintensitätsdaten 98 die erwartete Gestalt aufweisen, die einem streuungsfreien Bild entspricht, das von einem Testphantom aufgenommen wird, das eine gleichmäßige Dicke aufweist.
Alternativ kann eine andere Streukorrekturmethode verwendet werden. Zum Beispiel können die primären Röntgenstrahlen 42, die dem Rand des Schlitzes 44 entsprechen, durch Subtraktion der Intensität an dem ersten Wendepunkt 68 von der Intensität an dem zweiten Wendepunkt 72 ermittelt werden. Wenn das Objekt eine gleichmäßige Dicke aufweist, kann dann angenommen werden, dass die primären Röntgenstrahlen 42 über dem Bereich der Bildintensitätsdaten 48, der sowohl auf primäre Röntgenstrahlen 42 als auch auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, gleichförmig sind. Somit repräsentieren die primären Röntgenstrahlen 42 an dem Rand die primären Röntgenstrahlen 42 über dem gesamten Bereich 50. Um die Streustrahlung 46 in dem Bereich 50 der Daten 48, der auf sowohl primäre Röntgenstrahlen 42 als auch auf Streustrahlung 46 zurückzuführen ist, zu bestimmen, wird die Intensität der primären Röntgenstrahlung 42, die an dem Rand ermittelt wird, von den Bildintensitätsdaten 46 über dem Bereich 50 subtrahiert. Sobald sie bekannt ist, kann die Streustrahlung 46 anschließend von den Bildintensitätsdaten 48 in dem Bereich 50 subtrahiert werden.
Erneut bezugnehmend auf 5 setzt das Dualenergie-Bildgebungssystem 20 in der veranschaulichten Ausführungsform einen Patienten Röntgenstrahlen auf dem zweiten Energieniveau aus, bevor neu positioniert wird, um ein Bild des nächsten Abschnitts des interessierenden Bereichs aufzunehmen, wie dies allgemein durch den Block 100 dargestellt ist. Die vorstehend beschriebenen Methoden zur Akquisition und Korrektur der Bildintensitätsdaten werden dann für die Bildintensitätsdaten wiederholt, die mit den Röntgenstrahlen an dem zweiten Energieniveau erhalten werden. Wie für Fachleute verständlich, können verschiedene Methodiken in der Praxis verwendet werden, um Bilddaten auf unterschiedlichen Energieniveaus zu erzeugen. Zum Beispiel können mit dem System in jeder Position Bilddaten auf beiden Energieniveaus akquiriert werden, oder die verschiedenen Positionen können durchlaufen werden, um Bilddaten auf einem Energieniveau zu akquirieren, während anschließend die gleichen Positionen wiederholt werden können, um Bilddaten auf dem zweiten Energieniveau zu akquirieren. Noch weiter kann in dem Fall, wenn das System einen Dualenergie-Detektor enthält, der in der Lage ist, Bilddaten auf zwei unterschiedlichen Energieniveaus gleichzeitig zu akquirieren, eine kombinierte Akquisition auf den Energieniveaus durchgeführt werden.
Die Röntgenquelle 26 und der Schlitzkollimator 24 werden danach neu positioniert, um Daten von einer zweiten Position des Patienten zu erhalten, wie dies allgemein durch den Block 102 dargestellt ist. In der veranschaulichten Ausführungsform werden die Röntgenquelle 26 und der Schlitzkollimator 24 verschwenkt, anstatt seitlich verschoben zu werden, um den zweiten Abschnitt des Patienten zu bestrahlen. Der Prozess wird erforderlichenfalls wiederholt, bis die Reihe von Bildern des interessierenden Bereichs fertiggestellt worden ist. Es kann eine Überlappung zwischen den Bildern in der Bilderreihe des interessierenden Bereiches des Patienten vorhanden sein. Alternativ kann das System 20 all die gewünschten Bilder des interessierenden Bereiches mit Röntgenstrahlen des ersten Energieniveaus akquirieren, bevor irgendwelche Bilder mit den Röntgenstrahlen auf dem zweiten Energieniveau akquiriert werden.
Sobald die Bildintensitätsdaten 48 für den interessierenden Bereich des Patienten akquiriert worden sind, werden ein oder mehrere Bilder des Patienten unter Verwendung der streukorrigierten Bildintensitätsdaten erzeugt, wie dies allgemein durch den Block 104 dargestellt ist. Das Bild kann ein Dual-Subtraktionsbild vom Knochen und/oder Weichgewebe sein.
In dieser Ausführungsform werden die streukorrigierten Bildintensitätsdaten, im Gegensatz zu den nicht streukorrigierten Bildintensitätsdaten, dazu verwendet, die KMD zu er mitteln, wie dies allgemein durch den Block 106 dargestellt ist. Die KMD kann ermittelt werden, ohne das Bild zu erzeugen, wie dies durch den Block 104 dargestellt ist. In der veranschaulichten Ausführungsform werden die streukorrigierten Bildintensitätsdaten verwendet, um äquivalente Dicken von Aluminium und Lucite (Acrylglas) entsprechend der Absorption von Röntgenstrahlen im Inneren des Patienten zu ermitteln. Die äquivalenten Dicken werden anschließend in ein KMD-Ergebnis umgewandelt. Jedoch können andere Verfahren zur Ermittlung der KMD aus streukorrigierten Bildintensitätsdaten verwendet werden.
Allgemein bezugnehmend auf 8 ist eine Aufrissansicht eines Testphantoms 108 dargestellt. Das Phantom weist ungleichmäßige Dicken von Aluminium und Acrylglas (Lucite) auf. In dieser Ausführungsform weist das Phantom 108 eine Reihe von Stufen 110, die von einer Seite zu der nächsten ansteigen, auf.
Allgemein bezugnehmend auf 9 werden die Ergebnisse der Erzeugung eines Bildes des Testphantoms 108 mit der vorstehend beschriebenen Methode präsentiert. Die Ergebnisse enthalten eine graphische Darstellung der unkorrigierten Bildintensität gegenüber der Position entlang der X-Achse des Detektors 22, wie allgemein durch das Bezugszeichen 112 bezeichnet. Es ist zu beachten, dass sich die Kurve 112 deutlich von der Gestalt des Phantoms 108 unterscheidet. Die Kurve 112 bildet eine mehr sägezahnförmige Gestalt im Vergleich zu den flachen Stufen des Phantoms 108. Eine Kurve der geschätzten Streuintensität in dem Abschnitt der Bildintensitätsdaten, der dem Schlitz 44 gegenüberliegt, wird ebenfalls präsentiert, wie durch das Bezugszeichen 114 dargestellt. Wie oben beschrieben, werden die unkorrigierten Bildintensitätsdaten 112 hinsichtlich der Streuung durch Subtraktion der Bildintensität in den reinen Streubereichen, wie durch die Bezugszeichen 116 dargestellt, und der geschätzten Streuintensität 114 von den unkorrigierten Bildintensitätsdaten 112 korrigiert. Es sollte beachtet werden, dass die Kurve der streukorrigierten Bildintensitätsdaten, wie allgemein durch das Bezugszeichen 118 dargestellt, eher das stufenförmige Profil des Phantoms 108 als das sägezahnförmige Profil der unkorrigierten Bildintensitätskurve 112 aufweist.
Allgemein bezugnehmend auf 10 wird eine graphische Darstellung der Bildintensität, der geschätzten Streustrahlung und der streukorrigierten Bildintensität entlang der Y-Achse des Detektors für ein Bild des Testphantoms nach 8 präsentiert. In der veranschaulichten Ausführungsform weist die Kurve der unkorrigierten Bildintensität gegenüber der Position entlang der Y-Achse des Detektors 22, wie allgemein durch das Bezugszeichen 120 bezeichnet, einen halbkreisförmigen oberen Bogen im Vergleich zu der erwarteten flachen Gestalt des Phantoms 108 auf. Die Kurve der geschätzten Streuintensität in dem Abschnitt der Bildintensitätsdaten, der dem Schlitz 44 gegenüberliegt, wird ebenfalls präsentiert, wie durch das Bezugszeichen 122 dargestellt. Die unkorrigierten Bildintensitätsdaten 120 werden hinsichtlich der Streuung durch Subtraktion der Bildintensität in den reinen Streubereichen, wie durch die Bezugszeichen 124 dargestellt, und der geschätzten Streuintensität 122 von den unkorrigierten Bildintensitätsdaten 120 korrigiert. Es sollte beachtet werden, dass die Kurve der streukorrigierten Bildintensitätsdaten, wie allgemein durch das Bezugszeichen 126 dargestellt, eher das erwartete, eine flache Oberseite aufweisende Profil des Phantoms 108 als das den halbkreisförmigen Bogen aufweisende Profil der unkorrigierten Bildintensitätskurve 120 aufweist.
Allgemein bezugnehmend auf 11 ist eine Aufrissansicht eines zweiten Testphantoms 128 dargestellt. Das Phantom weist ungleichmäßige Dicken von Aluminium und Harz auf. In dieser Ausführungsform weist das Phantom 128 eine Reihe von Plateaus 130 auf.
Allgemein bezugnehmend auf 12 wird eine Kurve der Bildintensität, der geschätzten Streustrahlung und der streukorrigierten Bildintensität entlang der X-Achse des Detektors 22 für ein Bild des Testphantoms nach 11 präsentiert. In der veranschaulichten Ausführungsform weist die Kurve der unkorrigierten Bildintensität gegenüber der Position entlang der X-Achse des Detektors 22, wie durch das Bezugszeichen 132 allgemein bezeichnet, mehr Krümmung auf als die flachen Plateaus 130 des Phantoms 128. Die geschätzte Intensität der Streustrahlung in dem Bereich der Bildintensitätsdaten gegenüber dem Schlitz 44 wird unter Verwendung der oben beschriebenen Methode ermittelt. Eine Kurve der geschätzten Streuintensität in dem Abschnitt der Bildintensitätsdaten, der dem Schlitz 44 gegenüberliegt, wird ebenfalls präsentiert, wie durch das Bezugszeichen 134 dargestellt. Wie oben beschrieben, werden die unkorrigierten Bildintensitätsdaten 132 hinsichtlich der Streustrahlung korrigiert, indem die Bildintensität in den reinen Streubereichen, wie durch die Bezugszeichen 136 dargestellt, und die geschätzte Streuintensität 134 von den unkorrigierten Bildintensitätsdaten 132 subtrahiert werden. Es ist zu beachten, dass die Kurve der streukorrigierten Bildintensitätsdaten, wie allgemein durch das Bezugszeichen 138 dargestellt, eher die flachen Plateaus des Phantoms 128 als die Krümmung der unkorrigierten Bildintensitätskurve 132 aufweist.
Allgemein bezugnehmend auf 13 wird eine Graphik der Bildintensität, der geschätzten Streustrahlung und der streukorrigierten Bildintensität entlang der Y-Achse des Detektors 22 für ein Bild des Testphantoms nach 8 präsentiert. In der veranschaulichten Ausführungsform weist die Kurve der unkorrigierten Bildintensität über der Position entlang der Y-Achse des Detektors 22, wie allgemein durch das Bezugszeichen 140 bezeichnet, eine halbkreisförmige Oberseite und nicht die erwartete flache Gestalt des Phantoms 128 auf. Die Kurve der geschätzten Streuintensität in dem Abschnitt der Bildintensitätsdaten, der dem Schlitz 44 gegenüberliegt, wird ebenfalls präsentiert, wie durch das Bezugszeichen 142 dargestellt. Die unkorrigierten Bildintensitätsdaten 140 werden hinsichtlich der Streuung korrigiert, indem die Bildintensität in den reinen Streubereichen, wie durch die Bezugszeichen 144 dargestellt, und die geschätzte Streuintensität 142 von den unkorrigierten Bildintensitätsdaten 140 subtrahiert werden. Es ist zu beachten, dass die Kurve der streukorrigierten Bildintensitätsdaten, wie allgemein durch das Bezugszeichen 146 dargestellt, eher das erwartete Profil des Phantoms 128 mit der flachen Oberseite als das Profil der unkorrigierten Bildintensitätskurve 140 mit der halbkreisförmigen Oberseite aufweist.
Der technische Effekt der Methode besteht in der Korrektur von Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung. Während lediglich bestimmte Merkmale der Erfindung hierin veranschaulicht und beschrieben worden sind, werden sich Fachleuten auf dem Fachgebiet viele Modifikationen und Veränderungen erschließen. Es ist deshalb zu verstehen, dass die beigefügten Ansprüche dazu vorgesehen sind, all derartige Modifikationen und Veränderungen, sofern sie in den wahren Rahmen der Erfindung fallen, zu umfassen.
Zusammenfassung:
Es wird eine Technik präsentiert, um die KMP (Knochenmineraldichte) eines Patienten unter Verwendung eines Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystems zu ermitteln. In der Technik verwendet das Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystem einen Schlitzkollimator, um eine Reihe von Abschnitten eines interessierenden Bereichs innerhalb eines Patienten mit Röntgenstrahlen mit zwei unterschiedlichen Energien zu bestrahlen. Ein digitaler Flat-Panel-Röntgendetektor detektiert die Röntgenstrahlen, die den interessierenden Bereich des Patienten durchdringen, und erzeugt Daten, die die Intensität der den Detektor erreichenden Röntgenstrahlen kennzeichnen. Die Bildintensitätsdaten werden auf der Basis einer Identifizierung der Bereiche der Bildintensitätsdaten, die allein von einer Streustrahlung und nicht von primären Röntgenstrahlen erzeugt werden, hinsichtlich der Streustrahlung korrigiert. Eine erste Ableitung der Bildintensitätsdaten wird verwendet, um diese Bereiche zu identifizieren. Es wird ein Wert für die Intensität der Streustrahlung an der Grenze des reinen Streubereichs ermittelt. Der Wert für die Intensität der Streustrahlung an der Grenze des reinen Streubereichs wird verwendet, um die Streuintensität in dem Bereich der Bildintensitätsdaten zu schätzen, der von primären Röntgenstrahlen sowie Streustrahlung erzeugt ist. Um die Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung zu korrigieren, werden die bekannten und geschätzten Streuintensitäten von den Bildintensitätsdaten subtrahiert.

Claims

Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten, das aufweist: Zugreifen auf Bildintensitätsdaten, die von einem digitalen Bildgebungsdetektor erhalten werden, wobei die Bildintensitätsdaten einen ersten Bereich, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt wird, und wenigstens einen zweiten Bereich aufweisen, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird; Identifizieren des ersten Bereichs, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt wird, und des wenigstens einen zweiten Bereichs, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird, in den Bildintensitätsdaten; Ermitteln der Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich der Bildintensitätsdaten, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird; Schätzen der Streuintensität in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten auf der Basis der Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich der Bildintensitätsdaten; und Korrigieren des ersten Bereichs der Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung auf der Basis der geschätzten Streuintensität in dem ersten Bereich, um streukorrigierte Bildintensitätsdaten zu ermitteln.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 1, das aufweist: Ermitteln der Knochenmineraldichte innerhalb eines Abschnitts eines Patienten auf der Basis streukorrigierter Bildintensitätsdaten.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 1, wobei das Korrigieren des ersten Bereichs der Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung ein Subtrahieren der geschätzten Streustrahlung von den Bildintensitätsdaten aufweist.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 3, das aufweist: Korrigieren des wenigstens einen zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung durch Subtrahieren des wenigstens einen zweiten Bereichs von den Bildintensitätsdaten.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 1, wobei das Identifizieren des ersten Bereichs, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt wird, und des wenigstens einen zweiten Bereichs, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird, innerhalb der Bildintensitätsdaten auf einer Ableitung der Bildintensitätsdaten beruht.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 5, das aufweist: Identifizieren wenigstens einer sprungartigen Änderung der Ableitung der Bildintensitätsdaten, wobei der wenigstens eine zweite Bereich der Bildintensitätsdaten durch die wenigstens eine sprungartige Änderung der Ableitung der Bildintensitätsdaten definiert ist.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 1, wobei das Ermitteln einer geschätzten Streuintensität in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten ein Multiplizieren einer Streuintensität mit einem Korrekturfaktor aufweist, um die Streuintensität an einer Stelle des ersten Bereichs der Bildintensitätsdaten zu schätzen.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 7, das aufweist: Identifizieren wenigstens einer sprungartigen Änderung der Ableitung der Bildintensitätsdaten, wobei die Streuintensität, multipliziert mit einem Korrekturfaktor, auf wenigstens einer Streuintensität beruht, die der wenigstens einen sprungartigen Änderung der Ableitung der Bildintensitätsdaten entspricht.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 7, wobei das Ermitteln einer geschätzten Streuintensität ein Interpolieren der Streuintensität in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten auf der Basis der geschätzten Streuintensität an einer Stelle des ersten Bereichs der Bildintensitätsdaten aufweist.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 7, wobei der Korrekturfaktor auf einer Patienteneigenschaft beruht.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 10, wobei die Patienteneigenschaft von Hand eingegeben wird.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 10, wobei die Patienteneigenschaft automatisch von einer elektronischen Akte wiedergewonnen wird.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 10, wobei die Patienteneigenschaft eine relative Größe des Patienten ist.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 1, wobei das Zugreifen auf Bildintensitätsdaten, die von einem digitalen Bildgebungsdetektor erhalten werden, einen Zugriff auf Bildintensitätsdaten aufweist, die durch einen digitalen Flat-Panel-Röntgendetektor von Röntgenstrahlen erhalten werden, die von einer Röntgenquelle durch einen Schlitzkollimator erzeugt werden.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 1, wobei das Zugreifen auf Bildintensitätsdaten, die von einem digitalen Bildgebungsdetektor erhalten werden, einen Zugriff auf Intensitätsdaten aufweist, die durch ein digitales Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystem erhalten werden.
System für einen Computer zur Verarbeitung von Bilddaten, das aufweist: Mittel für einen Zugriff auf durch einen digitalen Bildgebungsdetektor erhaltene Bildintensitätsdaten, wobei die Bildintensitätsdaten einen ersten Bereich, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt ist, und wenigstens einen zweiten Bereich aufweisen, der allein durch Streustrahlung erzeugt ist; Mittel zur Identifikation des ersten Bereichs, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt ist, und des wenigstens einen zweiten Bereichs, der allein durch Streustrahlung erzeugt ist, innerhalb der Bildintensitätsdaten; Mittel zur Ermittlung der Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich, der allein durch Streustrahlung erzeugt ist; Mittel zur Schätzung der Streuintensität in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten auf der Basis der Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich der Bildintensitätsdaten; und Mittel zur Korrektur des ersten Bereichs der Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung auf der Basis der geschätzten Streuintensität in dem ersten Bereich, um streukorrigierte Bildintensitätsdaten zu ermitteln.
Maschinen lesbares Medium zur Verarbeitung medizinischer Bilddaten, das aufweist: einen Code, der betreibbar ist, um auf durch einen digitalen Bildgebungsdetektor erhaltene Bildintensitätsdaten zuzugreifen, wobei die Bildintensitätsdaten einen ersten Bereich, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt ist, und wenigstens einen zweiten Bereich aufweisen, der allein durch Streustrahlung erzeugt ist; einen Code, der betreibbar ist, um innerhalb der Bildintensitätsdaten den ersten Bereich, der durch primäre Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt ist, und den wenigstens einen zweiten Bereich, der allein durch Streustrahlung erzeugt ist, zu identifizieren; einen Code, der betreibbar ist, um eine Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich, der allein durch Streustrahlung erzeugt ist, zu ermitteln; einen Code, der betreibbar ist, um eine Streuintensität in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten auf der Basis der Streuintensität in dem wenigstens einen zweiten Bereich der Bildintensitätsdaten zu schätzen; und einen Code, der betreibbar ist, um den ersten Bereich der Bildintensitätsdaten auf der Basis der geschätzten Streuintensität in dem ersten Bereich hinsichtlich der Streustrahlung zu korrigieren, um streukorrigierte Bildintensitätsdaten zu ermitteln.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bildintensitätsdaten, das aufweist: Identifizieren eines ersten Bereichs innerhalb der Bildintensitätsdaten, der allein durch Streustrahlung erzeugt wird, auf der Basis der Änderungsraten der Bildintensität innerhalb der Bildintensitätsdaten; Ermitteln einer geschätzten Streuintensität in einem zweiten Bereich der Bildintensitätsdaten, der von primären Röntgenstrahlen und Streustrahlung erzeugt wird, auf der Basis einer Streuintensität an einer Stelle in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten, die sich in der Nähe des zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten befindet; und Korrigieren des zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten hinsichtlich der Streustrahlung auf der Basis der geschätzten Streuintensität in dem zweiten Bereich.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 18, das aufweist: Ermitteln der Knochenmineraldichte innerhalb eines Abschnitts eines Patienten auf der Basis streukorrigierter Bildintensitätsdaten.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 21, das aufweist: Zugreifen auf Bildintensitätsdaten, die durch einen digitalen Flat-Panel-Bildgebungsdetektor von Röntgenstrahlen erhalten werden, die von einer Röntgenquelle über einen Schlitzkollimator erzeugt werden.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 20, wobei das Zugreifen auf Bildintensitätsdaten, die durch einen digitalen Flat-Panel-Bildgebungsdetektor von Röntgenstrahlen erhalten werden, die von einer Röntgenquelle über einen Schlitzkollimator erzeugt werden, einen Zugriff auf Intensitätsdaten aufweist, die durch ein digitales Dualenergie-Röntgen-Bildgebungssystem erzeugt werden.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 17, wobei das Identifizieren eines ersten Bereichs innerhalb der Bildintensitätsdaten, der allein durch Streustrahlung erzeugt ist, auf der Basis der Änderungsraten der Bildintensität innerhalb der Bildintensitätsdaten ein Ermitteln einer Ableitung der Bildintensitätsdaten und ein Identifizieren des ersten Bereichs auf der Basis sprungartiger Veränderungen in der (Ableitung) der Bildintensitätsdaten aufweist.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 22, wobei die Stelle in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten, die sich in der Nähe des zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten befindet, einer sprungartigen Änderung der Ableitung der Bildintensitätsdaten entspricht.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 22, wobei das Ermitteln der geschätzten Streuintensität ein Multiplizieren eines Wertes für die Streustrahlung, der der Streuintensität an einer Stelle in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten entspricht, die sich in der Nähe des zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten befindet, mit einem Korrekturfaktor aufweist, um einen Schätzwert für die Streuintensität an wenigstens einer Stelle des zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten zu ermitteln.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 24, wobei das Ermitteln einer geschätzten Streuintensität ein Interpolieren der Streuintensität zwischen dem Schätzwert für die Streuintensität an wenigstens einer Stelle des zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten und der Stelle in dem ersten Bereich der Bildintensitätsdaten, die sich in der Nähe des zweiten Bereichs der Bildintensitätsdaten befindet, aufweist.
Computerimplementiertes Verfahren zum Verarbeiten von Bilddaten nach Anspruch 24, wobei der Wert für die Streustrahlung einen Mittelwert aus einer ersten Streuintensität, die einer ersten sprungartigen Änderung einer Ableitung der Bildintensitätsdaten entspricht, und einer zweiten Streuintensität, die einer zweiten sprungartigen Änderung einer Ableitung der Bildintensitätsdaten entspricht, aufweist.