DE4244925C2

DE4244925C2 - CCD-Bildaufnahmeanordnung zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in ein elektronisches, digitales Bildausgangssignal

Info

Publication number: DE4244925C2
Application number: DE4244925A
Authority: DE
Inventors: Anthony J Pellegrino; Milton Stoller; Freitas Kenneth F De; David D Camarra; Anthony M Scandura; Richard F Schutz; Jeffrey R Storm
Original assignee: Thermotrex Corp
Current assignee: Thermo Fisher Scientific Inc
Priority date: 1991-11-27
Filing date: 1992-11-25
Publication date: 2001-08-30
Anticipated expiration: 2012-11-26

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine CCD-Bildaufnahmeanordnung gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.

Eine derartige Bildaufnahmeanordnung ist aus der US-A-4,926,452 bekannt. Diese Bildaufnahmeanordnung weist ein Kameragehäuse, einen Phosphorschirm zur Umwandlung auftreffender Röntgenstrahlung in sichtbares Licht, zwei das sichtbare Licht umlenkende Spiegel und eine CCD-Kamera auf. Die beiden Spiegel dienen dazu, das vom Phosphorschirm erzeugte sichtbare Licht auf die CCD-Kamera zu len ken, wobei die beiden Spiegel nicht im Strahlengang der ankommenden Röntgen strahlung angeordnet sind.

Bei dieser bekannten Bildaufnahmeanordnung ist nachteilig, daß die Röntgenstrah lung durch den Phosphorschirm verhältnismäßig stark abgeschwächt wird, bevor die Röntgenstrahlung auf der gegenüberliegenden Seite ein Bild im sichtbaren Lichtbe reich liefert.

Die US-A-5,028,793 offenbart eine Anordnung zur Erzeugung eines Bildes bei der Elektrophorese von markierten Stoffen, deren Strahlung von einem Schirm aufge nommen und "gespeichert" wird. Der Schirm wird zur Erzeugung eines sichtbaren Bildes mit IR-Licht bestrahlt. Im Strahlengang des IR-Lichts ist ein diagonal ange ordneter, für IR-Licht durchlässiger Spiegel vorgesehen, der das sichtbare Bild des Schirms zu einer CCD-Kamera oder dergleichen reflektiert.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Bildaufnahmeanordnung anzuge ben, die ankommende Röntgenstrahlung in sichtbare Bilder mit möglichst geringen Verlusten und sehr genau bei hohem Auflösungsvermögen umwandelt.

Die zuvor genannte Aufgabe wird durch eine CCD-Bildaufnahmeanordnung ge mäß den Merkmalen des Patentanspruchs 1 gelöst. Weitere vorteilhafte Ausgestal tungen sind in den Unteransprüchen niedergelegt.

Die vorschlagsgemäße Lösung führt zu einer sehr kompakten CCD-Bildaufnahme anordnung, die auch bei verhältnismäßig schwacher Röntgenstrahlung ein scharfes Bild mit hohem Auflösungsvermögen erzeugen kann. Insbesondere ist eine derartige Bildaufnahmeanordnung für Vorrichtungen zur stereotaktischen Mammographie und Punktionsbiopsie einsetzbar.

Nachfolgend wird ein Ausführungsbeispiel einer Vorrichtung zur stereotaktischen Mammographieuntersuchung und zur Durchführung einer stereotaktisch geführten Biopsie mit einer vorschlagsgemäßen CCD-Bildaufnahmeanordnung anhand der Zeichnung näher erläutert, wobei die CCD-Bildaufnahmeanordnung auch als CCD- Abbildungssystem bezeichnet wird. Es zeigen:

Fig. 1 eine perspektivische Ansicht einer Vorrichtung für Mammographieun tersuchungen mit einem Tisch zum Halten einer Patientin in Bauchlage,

Fig. 2 eine perspektivische Darstellung des Tisches gemäß Fig. 1,

Fig. 3 in einer Vorderansicht den in Fig. 1 dargestellten Tisch zum Halten einer Patientin in Bauchlage mit maximaler Anhebung gegenüber dem Fußboden, wobei Röntgenstrahlung auf die Unterseite der Brust in Richtung des rechten Tischendes ausgestrahlt wird,

Fig. 4 den Tisch in einer schematischen Draufsicht, die darstellt, welcher Bereich von Röntgenröhreneinstellungen durch die Konstruktion der Einheit mit dem hinteren Sockel ermöglicht wird,

Fig. 5 eine Draufsicht des in den Fig. 1 bis 3 dargestellten Tisches, wobei der C-förmige Arm so positioniert ist, daß Röntgenstrahlung seitlich von der Patientin ausgestrahlt wird,

Fig. 6 eine schematische Vorderansicht desselben Tisches, wobei der C-för mige Arm so positioniert ist, daß Röntgenstrahlung in Richtung des linken Tischendes ausgestrahlt wird,

Fig. 7A, 7B und 7C einander entsprechende, aufeinanderfolgende Teildraufsichten, die die Druckschiene zeigen, die die die Brust einklemmenden Druckplatten und die Nadelführung in einer festen Position unterhalb des Tisches trägt, während der darunterliegende C-förmige Arm, der die Röntgen röhre und den Bildempfänger trägt, in verschiedene Winkelpositionen bewegt ist,

Fig. 8 eine schematische Darstellung des stereotaktischen Mammografiever fahrens der vorliegenden Erfindung, bei dem die Strahlengänge der Röntgenstrahlung durch eine zu untersuchende Gewebsveränderung und einen Referenzpunkt auf der Druckplatte für zwei im Winkel verstellte Positionen der Röntgenröhrenhaube verglichen werden, wenn sich der Bildempfänger zusammen mit der Röntgenröhrenhaube auf dem C-förmigen Arm dreht,

Fig. 9 eine vergrößerte schematische Teilansicht, die das untere Ende von Fig. 8 mit größerer Genauigkeit zeigt,

Fig. 10 eine schematische Darstellung der beiden vom Bildempfänger erzeugten Röntgenbilder von den beiden gleichen Quelleneinstellungen,

Fig. 11 u. 12 schematische Darstellungen der Röntgenstrahlungsgänge für zwei Stereo- Röntgenröhreneinstellungen mit unterschiedlichen Winkeln, wobei ein gefaltetes, optisches CCD-Abbildungssystem verwendet wird, das an der Stelle, die normalerweise von der bei Filmmammografie verwende ten Röntgenfilmkassette eingenommen wird, eingesetzt ist, wobei je doch das in den Fig. 13 bis 17 dargestellte digitale optische CCD- Abbildungssystem sich zusammen mit der Röntgenröhre dreht,

Fig. 13 eine schematische Draufsicht des im Stand der Technik durchgeführten, konventionellen stereotaktischen Mammografieverfahrens, die darstellt, daß die Röntgenstrahlung unter deutlich vom senkrechten Einfallswin kel abweichenden Einfallswinkeln auftrifft, so daß ein unerwünschter Qualitätsverlust des Bildes auftritt, wenn der Bildempfänger statio när ist,

Fig. 14 eine schematische Darstellung, die die stereotaktischen Bilder zeigt, die angewendet werden, um die Koordinaten der interessierenden krank haften Gewebsveränderung mit dem in Fig. 13 dargestellten Abbildungs system zu identifizieren,

Fig. 15 eine perspektivische Darstellung des gefalteten optischen Systems von oben, das in dem in Fig. 11 und 12 dargestellten stereotaktischen CCD-Abbildungssystem angewendet wird, wobei ein Teil des lichtun durchlässigen Gehäuses entfernt ist, um die Anordnung der verschie denen Komponenten des optischen Systems zu zeigen,

Fig. 16 eine Aufrißzeichnung des Membranspiegels von oben, der in dem in Fig. 15 dargestellten optischen System verwendet wird,

Fig. 17 eine Seitenansicht desselben Membranspiegels,

Fig. 18 eine schematische Darstellung der Abbildung der zusammengedrückten Brust der Patientin auf einem Phosphorschirm des optischen Systems, bei dem ein fokussiertes Abbild auf den CCD-Sensor gerichtet wird und bei dem von dem Bildaufbereitungscomputer die Bearbeitung der CCD-Ausgangssignale für die Darstellung auf dem Monitorbildschirm durchgeführt wird,

Fig. 19 eine detaillierte schematische Darstellung eines bevorzugten Aus führungsbeispieles einer CCD-Kamera, die in dem in Fig. 15 darge stellten optischen System verwendet wird,

Fig. 20 ein Übersichtsblockdiagramm des elektronischen Systems, das für die Umwandlung der digitalen Information von der CCD-Kamera in eine die Mammografie darstellende Information verwendet wird, die auf dem von dem dazugehörigen Computer gesteuerten Bildschirm dargestellt wird,

Fig. 21 ein detailliertes Blockdiagramm der in Fig. 20 dargestellten digi talen Steuerungslogikeinheit,

Fig. 22 ein detailliertes Blockdiagramm der in Fig. 20 dargestellten analogen Signalverarbeitungseinheit,

Fig. 23 eine Übersichtsdarstellung der CCD-Kamera sowie der damit verbundenen Elektronik und

Fig. 24 eine Darstellung, die die Anzahl der Punkte eines typischen Bildes darstellt, die jeweils bestimmte Helligkeitswerte aufweisen.

In dem dargestellten bevorzugten Ausführungsbeispiel sind drei Hauptkompo nenten bzw. Unteranordnungen enthalten. Dieses sind der einstellbare und vielseitige Tisch zum Halten einer Patientin in Bauchlage, der in den Fig. 1 bis 7C dargestellt ist, das neuartige gefaltete optische CCD-Abbildungssystem, das in den Fig. 11, 12 und 15 bis 17 dargestellt ist, und das Bildaufbereitungs system sowie das Bildschirmsystem zur Darstellung der Daten, die eine hohe Auf lösung und Bilddarstellungen in nahezu Echtzeit in den erfindungsgemäßen Syste men ermöglichen, wie schematisch in Fig. 18 dargestellt ist.

Ein eine Patientin tragender Tisch 21 weist eine Plattform 22 auf, auf der die Patientin in einer Bauchlagenposition ruht, die von einem hinteren Sockel 23 getragen wird, der von dem hinteren Teil eines Untersatzes hochsteht, wie ins gesamt in Fig. 1 dargestellt ist. Der Sockel 23 weist vorzugsweise eine Vor richtung zum Anheben und Absenken des Tisches innerhalb bestimmter Grenzen auf, die der Annehmlichkeit der Patientin und des bedienenden Personals dient.

Ein Träger 26 steht über das untere Teil des Untersatzes 24 von der vorderen Fläche des Sockels 23 hervor, der so stabil ausgebildet ist, daß er einen win kelbeweglichen C-förmigen Arm 27 tragen kann. Der Arm 27 ist in Form eines auf seinem Rücken liegenden Buchstaben C ausgestaltet, wobei auf einem nach oben stehenden Ende die Röntgenquelle oder Mammografieröhrenhaube 28 befestigt ist. Die Drehachse 29, um die der C-förmige Arm 27 für eine Drehbewegung relativ zu dem Träger 26 drehbar befestigt ist, ist nahe an dem gegenüberliegenden hoch stehenden Ende des C-förmigen Arms 27 angeordnet. Dieses hochstehende Ende weist entweder eine Röntgenfilmkassette 31 oder ein gefaltetes optisches CCD- Sensorsystem 32 auf, das in einem lichtdichten Gehäuse eingeschlossen und sche matisch in den Fig. 11 und 12 und ebenfalls in der perspektivischen Draufsicht in Fig. 15 dargestellt ist.

Wie in den Fig. 1 bis 3 dargestellt ist, trägt ein oberes Teil 33 des Sockels 23 die Tischplattform 22 an seinem oberen Ende und den Träger 26 an seinem unteren Ende, wobei das obere Teil 33 eine vertikale Bewegung von einer in Fig. 3 dar gestellten angehobenen Position nach unten zu einer unteren in Fig. 1 darge stellten Position ausführen kann, in der der Träger 26 sich nahe an dem Unter satz 24 befindet. Diese vertikale Einstellungsbewegung wird durch ein Zusammen schieben des oberen Teils 33 auf ein darunterliegendes unteres Teil 34 des Sockels 23 ermöglicht, wie es in Fig. 3 dargestellt ist.

Eine weitere Einstellmöglichkeit des Systems wird durch eine separate verti kale Einstellung des Trägers 26 relativ zu dem oberen Teil 33 ermöglicht.

Idealerweise ist die Röhrenhaube 28 in ihrer obersten Einstellung 28A in einer an der Unterseite auf der Tischplattform 22 ausgestalteten Vertie fung 49 angeordnet (Fig. 3), wobei an dem entgegengesetzten Ende des C-för migen Armes 27 der Bildempfänger 36 befestigt ist, der entweder die Röntgen filmkassette 31 oder das optische System 32 trägt und vorzugsweise nahe an der Unterseite des Tisches 22 angeordnet ist, wie es in Fig. 3 dargestellt ist. Diese Anordnung dient dazu, den Röntgenstrahl und den Bildempfänger so nahe wie möglich an den Brustkorb der in Bauchlage liegenden Patientin mit auf die Plattform 22 gerichtetem Gesicht zu bringen.

Wie in den Fig. 1, 4 und 5 dargestellt ist, ist in dem zentralen Teil der Plattform 22 eine zentrale Öffnung 37 angeordnet, die eine oder beide Brüste der Patientin aufnimmt, so daß sie durch die Öffnung 37 herabhängen, wenn die Patientin mit dem Gesicht auf die Plattform gerichtet liegt. Da der Bildempfän ger 36 relativ dünn ausgestaltet ist, wie es in Fig. 3 und 5 dargestellt ist, und da er nahe an der Drehachse 29 angeordnet ist, um die sich der C-förmige Arm drehend bewegt, erlaubt die Drehbewegung des C-förmigen Armes 27 um die Achse 29, daß der Bildempfänger 36 zwischen den Brüsten der Patientin oder auf der Unterseite einer Brust angeordnet werden kann, indem geringfügige Einstel lungen an der Position der Achse 29 relativ zu dem Träger 26 durchgeführt werden.

Eine feste erste Druckplatte 53 und eine zweite Druckplatte 38, die gegen über der Druckplatte 53 hin- und herbewegbar ist, sind oberhalb des C-för migen Armes 27 auf einer unabhängig drehbar gelagerten Druckschiene 50 be festigt. Die zweite Druckplatte 38 kann als Biopsie-Druckvorrichtung betrachtet werden, da sie sowohl ein transparentes Teil, das Röntgenstrahlung in Richtung der Brust der Patientin und des Bildempfängers 36 durchtreten läßt, und eine zentrale Nadeldurchtrittsöffnung aufweist. Die Druckschiene 50 weist zu sätzlich einen Mechanismus zur Aufnahme einer Nadelführung 39 auf, um eine Punk tionsbiopsie durchzuführen, ohne dabei die Brust von der Druckplatte loszu lassen. Dadurch wird sichergestellt, daß die Koordinaten der zu untersuchen den krankhaften Gewebsveränderung, die bei der ursprünglichen stereotakti schen Messung bestimmt worden sind, während der Einführung der Punktionsna del erhalten bleiben, so daß dieselben Koordinaten der zu untersuchenden Ge websveränderung erreicht werden.

Die bevorzugte Ausgestaltung des Tisches 22, die in Fig. 1 bis 6 dargestellt ist, weist als weiteres nützliches Merkmal eine zentral angeordnete, konkave Körpervertiefung 35 auf, die die zentral angeordnete Öffnung 37 umgibt. Die Vertiefung 35 ermöglicht es, daß Kopf, Schultern und Körper der in Bauchlage liegenden Patientin in bequemer Weise getragen werden, wobei die Hüften und Beine der Patientin entweder nach rechts oder nach links über die wenig hö her ausgestalteten Teile des Tisches 22 hinausragen, die nötigenfalls auch Fußstützen 43 und 44 aufweisen können.

Die zentrale Position der Öffnung 37 und die Fußstützen 43 und 44 an beiden Enden des Tisches 22 oder 22A ermöglichen es, daß der 210°-Bereich der mög lichen Röntgenstrahlungsabbildungswinkel, wie es in Fig. 4 dargestellt ist, doppelt ausgenutzt wird, es ergibt sich also ein Bereich von etwa 420°. Im Stand der Technik ist kein Mammografietisch bekannt, der einen solch weiten Be reich von Abbildungswinkeln bietet.

Die leichte Anhebung der Hüften der Patientin durch die Vertiefung 35 hält die normale entspannte Kurvenform der Wirbelsäule der Patientin aufrecht, während das maximal mögliche Volumen des Brustgewebes durch die Öffnung 37 für die Röntgenuntersuchung herabhängt. Zusätzlich ermöglicht es die leichte Anhebung der Enden des Tisches 22 außerhalb der zentral angeordneten Ver tiefung 35, daß die an der Unterseite angeordnete Vertiefung 49, die die Öffnung 37 umgibt, einen vertikalen Freiraum für das obere Ende der Röntgen röhrenhaube 28 unterhalb des Tisches 22 freigibt. Daher kann der Brennpunkt FP der Röntgenstrahlungsquelle soweit angehoben werden, daß er tangential mit dem unteren Rand der Öffnung 37 übereinstimmt, so daß die gewünschte Bestrahlung eines maximalen Volumens des herabhängenden Brustgewebes der Patientin für die Untersuchung möglich ist.

Die Vorderkante der Plattform 22 neben der Öffnung 37 und gegenüber dem Sockel 23 ist vorzugsweise in Form einer abnehmbaren Platte 41 ausgestaltet, so daß der Radiologe und Techniker einen ungehinderten Zugang unterhalb der Plattform 22 haben, und so daß der Arm der Patientin durch den durch das Entfernen der Plat te 41 geöffneten Raum (Fig. 4) abgesenkt werden kann. Dadurch wird die Schul ter der Patientin in bequemer Weise auf die Höhe der Öffnung 37 abgesenkt (Fig. 3) und jegliche Verdrehungen oder Streckungen der durch die Öffnung 37 herabhängenden Brust werden auf ein Minimum reduziert.

Verschiedene Positionen der Röhrenhaube 28, (die durch eine Winkelbewegung des C-förmigen Armes 27 entlang einer kreisförmig gebogenen Linie 42 eingestellt werden, wie es in Fig. 4 dargestellt ist), sind in den Fig. 3 bis 6 darge stellt. In der äußersten Röhrenhaubeneinstellung 28B, dargestellt in den Fig. 4 und 5, trifft die auf die Achse 29 gerichtete Röntgenstrahlung eine krankhafte Gewebsveränderung von der äußeren Seite der rechten Brust oder von der mittleren Seite der linken Brust, wenn die Patientin mit dem Kopf in Richtung des rechten Endes der Plattform 22 liegt, wie es in Fig. 3 dargestellt ist. Die Fußstütze 43 am linken Ende der Plattform 22 ist vorzugsweise herausgezogen, um in dieser Position die Beine der Patientin zu tragen, während die Fußstütze 44 am rechten Ende der Plattform 22 vorzugsweise in Richtung des Tischendes in die mit ge strichelter Linie in Fig. 4 dargestellte Position 44A eingeschoben ist. Wenn der Kopf der Patientin links von der Achse 29 angeordnet ist (Fig. 4) und die Fußstütze 44 in ihre mit durchgezogener Linie dargestellte Position am rechten Ende der Plattform 22 ausgezogen ist, trifft die von der Röhrenhaubenposition 28B ausgestrahlte Röntgenstrahlung die äußere Seite der linken Brust oder die mitt lere Seite der rechten Brust. In jeder der axialen Positionen, 28C nahe dem rech ten Ende der Plattform 22 oder 28D nahe dem linken Ende der Plattform 22, trifft die Röntgenstrahlung die Brust entweder von oben oder unten, während der Bild empfänger 36 auf der gegenüberliegenden Seite der Brust angeordnet ist und wäh rend die Druckplatten 53 und 38 sicherstellen, daß die Patientin sich in einer bequemen Position befindet, so daß keine Gefahr einer unerwarteten Bewegung wäh rend des Verfahrens besteht.

In den meisten Fällen wird die Röntgenröhrenhaube 28, die Röntgenstrahlung auf die Patientin ausstrahlt, an dem Ende der Plattform 22 angeordnet sein, wo der Kopf der Patientin liegt, während der Bildempfänger 36 und die erste Druckplatte 53 auf der Unterseite der herabhängenden Brust angeordnet ist und während die bewegliche zweite Druckplatte 38 auf der Oberseite der Brust angeordnet ist. Beide Druckplatten sind auf der Druckschiene 50 befestigt, die nötigenfalls die Nadelführung 39 auf der oberen Seite der Brust trägt. Liegt jedoch die krankhafte Gewebsveränderung nahe der Unterseite der Brust, so wird die umgekehrte Orientierung für eine minimale psychische Belastung der Patientin bevorzugt, wie es in Fig. 3 dargestellt ist, wobei die Nadel führung 39 und die bewegliche zweite Druckplatte 38 auf der Unterseite der Brust angeordnet ist und wobei die Röntgenröhrenhaube 28 hinter der beweg lichen zweiten Druckplatte 53 auf der oberen Seite der Brust angeordnet ist. In dieser Einstellung ermöglicht der Eintritt der Punktionsnadel für die Biop sie über die an die bewegliche zweite Druckplatte 38 befestigte Nadelführung 39 in die Unterseite des Brustgewebes eine minimale Weglänge für den Zugang zu der krankhaften Gewebsveränderung. Diese Einstellung mag von vielen Patien tinnen bevorzugt werden, um sicherzustellen, daß jegliche Narbe aufgrund des Nadeleinstiches auf der Unterseite der Brust ist, wo sie weniger leicht sicht bar ist.

Zwei weitere Röhrenhaubenpositionen 28E und 28F sind ebenfalls in Fig. 4 dargestellt. Diese Positionen sind jeweils um ungefähr 15° in und entgegen dem Uhrzeigersinn versetzt, was typische Winkelverstellungen für stereotak tische Mammografieuntersuchungen sind. Jedoch können nötigenfalls auch gerin gere Winkelverstellungen, beispielsweise in der Größe von 10°, auf jeder Sei te einer Längsachse 46 der Plattform 22 verwendet werden, so daß sichergestellt ist, daß die stereoskopisch versetzten Abbildungen beide auf den gewünschten Teil des Bildempfängers fallen. Dabei handelt es sich vorschlagsgemäß um das elektrooptische Abbildungssystem 32, das in den Figuren dargestellt ist. Die stereoskopische Verschiebung des Abbildes der krankhaften Gewebsveränderung kann möglicherweise dieses Ab bild in den äußeren Bereich der gesamten Abbildungsfläche anordnen, wenn außer gewöhnliche Orientierungen des krankhaften Gewebes vorliegen, und aus diesem Grund kann eine geringere beidseitige Verschiebung der Positionen 28E und 28F angezeigt sein.

Wenn, wie bisher üblich, eine Filmkassette 31 in dem Bildempfänger 36 bei der stereotaktischen Mammografieuntersuchung verwendet wird, kann die Kassette 31 mit einem Ver schiebehebel für die Filmposition ausgestattet sein, wie es in den Fig. 7A bis 7C dargestellt ist. Eine Bewegung dieses Hebels verschiebt die Position der Filmkassette derart, daß die Stereoabbildungen bei plus 15° und minus 15° Winkelverschiebung von der Achse 46 Seite an Seite auf dem Röntgenfilm ange ordnet sind. Während die Patientin auf der Plattform 22 bleibt und während die bewegliche zweite Druckplatte 38 in ihrer Position bleibt, kann die Kassette entfernt, der Film entwickelt und ausgewertet werden, um die ak tuellen Koordinaten des zu untersuchenden krankhaften Gewebes für die Punk tionsbiopsie zu bestimmen. Wenn die Nadelfühlung 39 in Position gebracht ist und wenn die Punktionsnadel bis zu der vorbestimmten Stelle des zu unter suchenden Gewebes eingeführt ist, kann eine neue Filmkassette 31 auf dem Bildempfänger 36 angebracht werden und es können zwei weitere Stereomammo grafien aufgenommen werden, um sicherzustellen, daß die Spitze der Punktions nadel an der gewünschten Stelle in dem zu untersuchenden Gewebe ist. Das Ent fernen und die Entwicklung dieser zweiten Kassette zur Überprüfung der Po sition der Nadelspitze erlaubt somit jegliche notwendige feine Nachjustierung so daß die Punktionsbiopsie anschließend sofort beendet werden kann.

Die X-, Y- und Z-Achsenverstellung der Nadelführung 39 relativ zu dem Brust gewebe der Patientin wird durch linear motorisierte Verstellungen durchge führt, die an einem Schaltschlitten 45 befestigt sind, der wiederum linear gelagert an der Druckschiene 50 befestigt ist, die drehbar am Träger 26 oberhalb des drehbaren, die Röhrenhaube tragenden C-förmigen Armes 27 be festigt ist. Ein Schaltknopf 48, der mit einem Synchronriemen oder einem Endloskettenantrieb zusammenwirkt, bewegt den Schlitten 45 und die beweg liche zweite Druckplatte 38 in eine Position, in der die Brust 52 der Patien tin durch Berührung zusammengedrückt wird, wobei die Brust 52 leicht aber fest gegen die fest eingestellte erste Druckplatte 53 eingeklemmt wird. Falls eine genaue Punktionsbiopsie notwendig ist, ermöglichen die X-, Y- oder Z- Steuerungsknöpfe an dem Schlitten 45 es dem Benutzer, die Nadelführung 39 so einzustellen, daß sie für die Biopsie entsprechend der Koordinaten des krankhaften Gewebes eingestellt ist, die bei der stereotaktischen Röntgen untersuchung ermittelt worden sind.

Für eine zweckmäßige Aufschreibung verläuft die X-Achse horizontal in Rich tung des Sockels 23, die Y-Achse vertikal in Richtung der Patientin und die Z-Achse horizontal parallel zu der Tischplattform 22 in Richtung der Röhren haube 28. Der Drehpunkt, in dem die Drehachse 29 die X-Z-Ebene schneidet, die durch den Brennpunkt FP der Quelle verläuft, wird als Ursprung oder Nullpunkt für die X-, Y- und Z-Werte genommen.

Wenn das vorschlagsgemäße optische System 32 mit elektronisch verstärktem CCD-Sensor an stelle der Filmkassette 31 verwendet wird, wird eine viel geringere Zeit für die Fertigstellung des gesamten Verfahrens benötigt. Beispielsweise be nötigt das zuvor beschriebene stereotaktische Verfahren mit zwei Röntgenfilm kassetten üblicherweise zwischen 20 und 70 Minuten, währenddessen die Pa tientin in derselben Position mit dem Gesicht nach unten auf den Mammo grafietisch verbleiben muß. Mit dem elektronischen Abbildungssystem, das bei dem bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel verwendet wird, erlau ben die vom System empfangenen und verarbeiteten digitalen Abbildungsdaten, wie es schematisch in Fig. 18 dargestellt ist, daß die Mammografie, die Punk tionsnadelpositionierung, die Überprüfung der Nadelposition mit Hilfe von Röntgenstrahlung und die Punktionsbiopsie insgesamt in einer Zeitdauer von 1 bis 2 Minuten beendet werden, jedenfalls sicherlich innerhalb einer Zeit dauer, die bei weitem geringer ist als 20 bis 70 Minuten, die normalerweise mit den herkömmlichen Röntgenfilmkassetten in stereotaktischen Mammografie untersuchungen benötigt werden. Durch die Minimierung der Zeitdauer, in der die Patientin gezwungen ist, in derselben Bauchlagenposition zu verbleiben, wird die Bequemlichkeit und auch die relative Unbeweglichkeit der Patientin verbessert, wodurch Ungenauigkeiten auf ein Minimum reduziert werden, die un vermeidlich sind, wenn eine Patientin über eine lange Zeitdauer in derselben Position liegen muß.

Zusätzlich zu der sehr kurzen Zeitdauer, die von einem Punktionsbiopsiever fahren benötigt wird, wenn ein digitales Stereo-CCD-Abbildungsverfahren an gewendet wird, existiert ein weiterer wichtiger Vorteil, der bei dem erfin dungsgemäßen Tisch für Bauchlagenstereomammografieuntersuchungen erreicht wird. Wie in Fig. 4 dargestellt ist, steht der Tisch 22 nach vorne vor und wird in frei tragender Weise entlang seiner Hinterkante durch den hinteren Sockel 23 getragen. Der weite offene Raum unter dem Tisch 22 stellt viel Raum für die Drehbewegung der Röntgenröhrenhaube 28 über einen kontinuier lichen Bereich von Positionen zur Verfügung, die diejenigen in den Figuren dargestellten Positionen einschließen: Die linken Längspositionen 28A oder 28D (Fig. 3 und 4); die stereoverstellten Positionen 28E oder 28F (Fig. 4); die seitliche Position 28B (Fig. 4 und 5) und die rechte Längsposition 28C (Fig. 4 und 6).

Daher ist für eine mit ihren Füßen auf der linken Fußstütze 43 liegenden Pa tientin ein Bereich von 180° plus 15° plus 15° oder 210° der Röhrenhauben positionen auf der rechten Seite zugänglich. Wenn dieselbe Patientin mit ihren Füßen auf der rechten Fußstütze 44 liegt, ist der gesamte Bereich von 210° von Einstellungen auf der linken Seite in gleicher Weise verfügbar. Daher ist für diesselbe Patientin nicht nur ein 360°-Bereich, sondern tatsächlich ein 420°-Bereich von Röhrenhaubenpositionen verfügbar.

Der Längsquerschnitt des Tisches 22 in Knickflügelform, wie er am besten in den Fig. 3 und 6 zu erkennen ist, weist eine flache, konische, zentral ange ordnete Vertiefung 35 auf, die die Öffnung 37 umgibt, ermöglicht einen maxima len Komfort für die Patientin und eine ausgezeichnete Positionierung der zur un tersuchenden herabhängenden Brust und ermöglicht ebenso den zusätzlichen Vor teil des gesamten 420°-Bereiches. Dieses ist deswegen gewährleistet, weil beide, leicht angehobenen Knickflügelenden des Tisches 22 Vertiefungen 49 an der Un terseite bilden (Fig. 2, 3 und 6) und weil die Röntgenröhrenhaube 28 deswegen über den gesamten vorderen 210°-Winkelbereich der Öffnung 37 bewegt werden kann, wobei deren oberes Ende in die Vertiefung 49 hineinragt. Die Austrittsöffnung 55 der Röntgenröhrenhaube (Fig. 1) ist mehrere inches (mehrere Zentimeter) unter halb des obersten Endes angeordnet und strahlt den Röntgenstrahl entlang einer Strahlachse G = SID (Fig. 8) aus, so daß der Röntgenstrahl die Drehachse 29 durchquert und senkrecht auf den Bildempfänger 36 trifft, wobei er den unteren Rand der Öffnung 37 streift. Dadurch wird eine Mammografieuntersuchung des maximalen Volumens des Brustgewebes über den kontinuierlichen Bereich von Ab bildungswinkeln, wie zuvor beschrieben, ermöglicht, wobei ein großer Arbeitsbe reich für den Radiologen und für Techniker unterhalb des Tisches 22 zur Ver fügung steht, wie in den Fig. 2 und 3 beispielsweise dargestellt ist.

Stereotaktisches Abbildungssystem

Die stereotaktische Abbildung von Brustgewebe mit Hilfe von Röntgenstrahlung, die durch die zusammengedrückte Brust der Patientin von zwei verschiedenen Quellenpositionen verlaufen, um zwei Stereobilder auf einem Röntgenfilm zu erzeugen, ist im Detail in dem Artikel von Bolmgren, "Supra", im American Journal of Roentgenology im July 1977 und ebenfalls in US-A-4,727,565 und US-A-4,930,143 offenbart. Fig. 13 zeigt nun eine schematische Darstellung des Standes der Technik einer stereotaktischen Röntgenmammografie mit zwei Quellenpositionen mit einer krankhaften Gewebsveränderung 51 in dem Gewebe der Brust 52 der Patientin, die zwischen einer festen ersten Druckplatte 53 und einer einstellbaren, beweglichen zweiten Druckplatte 38, die beide für Röntgenstrahlung durchlässig sind, zusammengedrückt ist.

Wenn nun der Bildempfänger 36 stationär ist, fällt die erste Druckplatte 53 vorzugsweise mit der Position des Bildempfängers 36 zusammen, wie es in Fig. 13 dargestellt ist, und weist somit die nächstgelegene Oberfläche des Empfängers 36 auf.

Wenn der erfindungsgemäße Bildempfänger 36 auf dem C-förmigen Arm 27 für eine Drehbewegung mit der Röntgenröhrenhaube 28 befestigt ist, wie in den Fig. 2, 3 und 6 bis 12 dargestellt ist, ist der Bildempfänger 36 weit genug hinter der Drehachse 29 beabstandet angeordnet, um genügend Raum für die benötigte Win kelbewegung zur Verfügung zu stellen.

Ein weiterer Vorteil der Befestigung des Bildempfängers auf dem C-förmigen Arm ergibt sich aus der Nützlichkeit von Grenzstrahlengittern, die in diver gierenden Winkeln geneigte Platten aufweisen, um direkt von der Quelle FP kommende Röntgenstrahlung durchzulassen, während seitlich gestreute oder Sekundärröntgenstrahlung abgeblockt wird, die ansonsten die Schärfe der Ab bildung verringern würden. Wenn das Grenzstrahlengitter an dem Bildempfän ger 36 befestigt ist, der sich mit dem die Röhrenhaube tragenden C-förmigen Arm 27 dreht, sind die divergierenden Platten in sämtlichen in den Fig. 7A und 7B dargestellten eingestellten Stereopositionen mit der Quelle FP aus gerichtet. Im Gegenteil dazu kann ein stationäres Grenzstrahlengitter vor der Abbildungsebene des im Stand der Technik verwendeten Bildempfängers in Fig. 13 seine Platten lediglich mit einer Röntgenquelleneinstellung ausge richtet haben. Dadurch wechselwirken diese Platten mit einigen von den gewünschten, direkt von der Quelle kommenden Röntgenstrahlen, die von anderen verstellten Quelleneinstellungen herkommen, so daß die Brauchbarkeit des Grenzstrahlengitters deutlich herabgesetzt ist.

Die Bestimmung der X-, Y- und Z-Koordinaten des verdächtigen krankhaften Ge webes wird durch Berechnung der Gleichungen für die Neigung der Röntgenstrah lengänge durchgeführt, die durch das krankhafte Gewebe und durch einen auf der ersten Druckplatte 38 angeordneten Referenzpunkt 40 zu einer ersten Bild ebene für die erste Quellenposition S1 oder 28E (Fig. 4 und 8) und zu einer zweiten Bildebene für die zweite Quelleneinstellung S2 oder 28F verlaufen.

In den Fig. 8, 9 und 10 sind die Koordinaten der verdächtigen Gewebsverände rung 51 X, Y und Z. Die Punkte 1 und 2 sind die Y- und X-Positionen des Ab bildes des Referenzloches 40 auf der linken Bildfläche in Fig. 10, das er zeugt wird, wenn die Quelle sich bei S2 oder bei 28F befindet. Die Punkte 3 und 4 sind die X- und Y-Positionen des Bildes des Loches 40 auf der rechten Bildseite, das erzeugt wird, wenn sich die Quelle bei S1 oder 28E befindet. Die Punkte 5 und 6 sind die Bilder der verdächtigen Gewebsveränderung 51 in den beiden Bildteilen von Fig. 10.

Diese Methode basiert auf dem Aufstellen der Gleichungen der beiden Quelle- zu-Bild-Linien für die beiden Abbildungen der krankhaften Gewebsveränderung. Der Schnittpunkt der beiden Linien ergibt dann die X-, Y- und Z-Koordinaten auf den X-Y, Y-Z und X-Z-Ebenen.

Das Diagramm in Fig. 8 zeigt die X-Z-Ebene in Ansicht von unten. Der Drehpunkt, an dem die Drehachse 29 durch die X-Z-Ebene stößt, dient für die Auswertung als Nullpunkt für beide X- und Z-Werte.

Das Diagramm in Fig. 9 ist eine vergrößerte Ansicht des Bereiches desselben Diagramms um den Drehpunkt herum.

Die Quelle-Zu-Abbildung-Linien für die Abbildung, die erzeugt wird, wenn die Röhrenhaubenquelle sich in der linken Position (minus 15°) befindet, die mit S1 oder 28E in den anderen Figuren dargestellt ist, werden durch folgende Gleichungen dargestellt:

wobei G = SID, Quelle-Bild-Abstand,
M = Abstand vom abgebildeten Drehpunkt zu den Abbildungen E, F des Referenzloches 4 (siehe Fig. 8, 9 und 10)
B = Abstand zwischen der Abbildung des Referenzpunktes (Punkt 3) und der Abbildung der krankhaften Gewebeveränderung (Punkt 6).

Die Quelle-Zu-Abbildung Linien mit einer in der rechten Hälfte (oder +15°), Position S2 oder 28F, befindenden Quelle werden durch folgende Gleichungen dargestellt:

Auflösen für Z: (Gleichung 1) = (Gleichung 2)

Die Höhe (bei Anwendung derselben Methoden auf das -15°-Abbild)

Auflösung nach X:

Danach für Y:

In den Fig. 8, 9 und 10 sind

K = Filmverschiebung (74,5 mm)
G = SID (743,0 mm)
FPD = Brennpunkt - Drehpunkt (661,5 mm)
R = Verschiebung des Brennpunktes = FPD sin 15° (171,2 mm)
I = FPD cos 15°

Das digitale Abbildungssystem

Die internen Hauptkomponenten des gefalteten optischen Systems 32 sind schema tisch in den Fig. 11 und 12 sowie in der aufgeschnittenen perspektivischen Darstellung in Fig. 15, in der die die Röntgenstrahlung durchlassende Abdeck platte 60, die die nächstliegende oder Vorderwand eines Gehäuses 54 bildet, von ihrem Tragrahmen 56 entfernt worden ist, um den internen Aufbau inner halb des Gehäuses 54 zu zeigen. In gleicher Weise ist eine obere Gehäuse wand 57 von ihrem oberen Tragrahmen 58 entfernt, wodurch ebenfalls der innere Aufbau des optischen Systems 32 gezeigt wird. Teilweise weggebrochene Teile der Gehäusewand 57 und der Abdeckplatte 60 sind an der linken Seite in Fig. 15 dargestellt.

Wie in den Fig. 11 und 12 dargestellt ist, durchläuft die von der Röntgen röhrenhaube 28 ausgehende Strahlung nacheinander die Röntgenstrahlung durch lassende, einstellbare, bewegliche zweite Druckplatte 38, die Brust 52 der Patientin, die feste erste Druckplatte 53 und danach einen dünnen Membran spiegel 59. Dieser ist ein Film aus einem elastischen Membranmaterial mit hoher Zugfestigkeit wie beispielsweise Nitrozellulose. Dessen Dicke variiert beispielsweise zwischen 5 und 9 µm. Er ist wie ein Trommelfell über einen flachen Metallrahmen 61 (Fig. 15) gespannt und mit dem präzise geläppten Rand dieses Rahmens verbunden. Der dünne Membranfilm ist praktisch durchsichtig für Röntgenstrahlung, die direkt durch den Film durchläuft, um auf den darunterlie genden Phosphorschirm 62 aufzutreffen, der auf der Bildebene an der Rückwand 63 des Gehäuses 54 befestigt ist. Indexmarkierungen, die für Röntgenstrahlung undurchlässig sind und die beispielsweise in Form eines Fadenkreuzes, wie in Fig. 14 dargestellt, ausgestaltet sein können, sind an Punkten B1 und B2 an der für Röntgenstrahlung durchlässigen, festen ersten Druckplatte 53 angeord net, die im Stand der Technik mit dem in Fig. 13 dargestellten Bildempfänger fest verbunden ist. Diese Indexmarkierungen werden wie mit den Kreuzen B1 und B2 in Fig. 14 dargestellt abgebildet, die eine Aufrißdarstellung der verschie denen Punkte entlang der Strahlengänge der Röntgenstrahlung darstellt, die durch das System wie in Fig. 13 dargestellt, verlaufen. Daher entspricht der Punkt S1 in Fig. 14 der vertikalen Projektion der Quellenposition 28E auf die Bildebene, wobei die Quellenposition 28E die erste Winkelverstellung der Röhrenhaube 28 darstellt, wie es in den Fig. 4 und 13 dargestellt ist. In der gleichen Weise stellt der Punkt S2 auf der Bildebene die vertikale Projektion der zweiten Röh renhaubenquellenposition 28F dar, wie es ebenfalls in den Fig. 4 und 13 dar gestellt ist.

Der Röntgenstrahlengang vom Punkt 28E durch die für Röntgenstrahlung undurch lässige Markierung B1 ist auf den Punkt P4 auf der Bildebene abgebildet, wäh rend bei der zweiten Quellenposition 28F der Strahlengang der Röntgenstrah lung durch die Indexmarkierung B1 auf den Punkt P2 abgebildet ist, wie es in der Aufrißdarstellung in Fig. 14 dargestellt ist. Dabei kreuzen sich diese bei den Strahlengänge der Röntgenstrahlung, die auf die Bildebene abgebildet sind, im Markierungspunkt B1, wie es in Fig. 14 dargestellt ist. In der gleichen Weise wird die Indexmarkierung B2 durch das Kreuzen der vertikalen Projektionen der Strahlengänge der Röntgenstrahlung S2P1 und S1P3 bestimmt.

Wie ebenfalls in der Fig. 14 dargestellt ist, erzeugt der Strahlengang der Röntgenstrahlung ausgehend von der Quelle S1 durch die krankhafte Gewebs veränderung 51 die vertikale Projektion des Strahlenganges S1L1 auf der Bildebene und der Kreuzungspunkt dieser projezierten Linie mit der Linie S2L2 zeigt die Position an, an der die krankhafte Gewebestelle in der Stereoprojek tion in Fig. 14 erscheint. Wenn die Koordinaten dieser Punkte S1, S2, B1, B2, L1 und L2 auf der Bildebene bestimmt worden sind, können diese Daten digital aufgezeichnet und bearbeitet werden, um sehr genaue X-, Y- und Z-Koordinaten für die aktuelle Position der krankhaften Gewebsveränderung zu erhalten.

Diese digitale Datenbehandlung wird durch das in den Fig. 11, 12 und 15 bis 18 dargestellte optische System 32 erleichtert. Dieses optische System 32 weist eine an der Unterseite des Membranspiegels 59 angeordnete Beschichtung auf, die als Spiegel dient und das Abbild des die Bildebene darstellenden Phosphorschirms 62 in Richtung eines zweiten Spiegels 64 reflektiert, der das reflektierte Bild des Phosphorschirms 62 zu einer Linse 66 einer CCD-ausge rüsteten Kamera 67 reflektiert.

Wenn nun die Blickrichtung von oben nach unten in Fig. 15 gerichtet ist, wird daher das Bild des Phosphorschirms 62 von der Unterseite des Membran films 59 nach rechts zu dem im Winkel angeordneten Spiegel 64 reflektiert, der daraufhin das Bild nach unten in Richtung der oberhalb der CCD-Kamera 67 liegenden Linse 66 richtet, wie es deutlich in Fig. 15 dargestellt ist.

In vorteilhafter Weise reflektiert die reflektierende Unterseite des Mem branfilms das Bild aus sichtbarem Licht in Richtung der CCD-Kamera, wobei jegliche Diffusion oder Verluste durch die Übertragung durch den Phosphor schirm 62 vermieden werden. Ebenso benötigt die diagonale Anordnung des Filmes 59 notwendigerweise einen Abstand zwischen dem Phosphorschirm 62 und der Röntgenstrahlung durchlassenden Abdeckplatte 60. Der Phosphorschirm 62 empfängt daher Röntgenstrahlung, die von der Röhrenhaube durch das Target verläuft, jedoch geht die meiste sekundäre oder gestreute Röntgenstrahlung, die innerhalb des Targets erzeugt wird, verloren, so daß eine reine und schar fe Abbildung auf dem Schirm 62 erzeugt wird.

Die Kamera, die im Momentaufnahmenmodus arbeitet, integriert das Bild vom Phosphorschirm 62 auf, und am Ende der Belichtungszeit wird das Bild im Computerspeicher gespeichert. Dieses Verfahren wird für das Röntgenbild, das mit einer Röhrenhaubenposition 28E an der Quellenposition S1 erzeugt wird, durchgeführt und wird für eine weitere Belichtung für eine Röhrenhaubenpo sition 28F an der Quellenposition S2 wiederholt. In dieser Weise können inner halb von wenigen Sekunden zwei Stereobilder erhalten und im Computer gespei chert werden. Der Benutzer bringt die Abbildungen dann auf den Bildschirm und, indem er einen Rollball (Maus) benutzt, positioniert er einen Cursor auf den Eichmarkierungen B1 und B2 und auf die Stelle des krankhaften Gewebes.

Auf Basis dieser Cursorpositionen auf dem Bildschirm berechnet daraus der Computer die X-, Y- und Z-Position der krankhaften Gewebsveränderung relativ zu den die Brust einklemmenden Druckplatten 38 und 53.

Diese X-, Y- und Z-Koordinaten können dann sofort für eine Punktionsnadel- oder Kernbiopsie verwendet werden, wobei die Nadelführung für eine Lenkung der Punktionsnadel für die Biopsie zu der Stelle der krankhaften Gewebsver änderung verwendet wird, worauf dann zwei weitere Stereobilder aufgenommen werden, um die exakte Positionierung der Spitze der Punktionsnadel an der Stelle der krankhaften Gewebsveränderung zu überprüfen. Als Alternative können diese Abbildungen auch dazu verwendet werden, einen möglicherweise notwendigen chirurgischen Eingriff zu leiten.

Die Dicke des Membranfilms fällt vorzugsweise in den Bereich zwischen 5 und 9 µm, insbesondere in den Bereich von 6 bis 7 µm, wobei die Gleichförmigkeit der Dicke sehr genau ist und die Oberflächen des Films mit einer Genauigkeit von zwei Wellenlängen der Röntgenstrahlung pro 25,4 mm parallel sind. Eine Alu minium- oder Silikondioxidbeschichtung, die an der Unterseite des Membranfilms angebracht ist, weist einen Reflexionsgrad von mehr als 8% auf, wobei mit bloßem Auge keine Löcher sichtbar sind, wodurch die Gleichförmigkeit des sich ergebenen CCD-Abbildes sichergestellt ist. Während normalerweise die Rahmen 61 für den Membranspiegel ringförmig ausgestaltet sind, weist der einzigartige "D-förmige" Aufbau des Membranspiegels 59 sowie des Rahmens 61, die im optischen System des bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiels verwendet werden einen besonderen Vorteil auf: Ein rechteckiger Bereich 68, der dem Bereich der Reflexion des Bildes des Phosphorschirms 62 auf dem Membranfilm entspricht, ist einheitlich glatt und flach über die gesamte Oberfläche und das Kreis segment des Rahmens 61 und umfaßt ungefähr 250°, während eine gerade Kreisseh ne 69, die den D-förmigen Rahmen 61 abschließt, den verbleibenden Winkel von ungefähr 110° umschließt. In dieser Weise bringt dieser D-förmige Rahmen 61 den kritischen Bereich 68 sehr nahe an die benachbarte Kreissehne 69 des Rah mens 61 heran, wie es in Fig. 16 dargestellt ist. Die Kreissehne 69 ist somit sehr nahe an der oberen Gehäusewand 57 angeordnet, wie es aus Fig. 15 ersicht lich ist, wodurch der kritische Bereich für die Abbildung der Röntgenstrahlung, die durch die Brust 52 der Patientin verlaufen ist, sehr nahe an die Tisch plattform 22 herangebracht wird. Dadurch wird das sichtbare Bild des Phosphor schirms 62 direkt an der oberen Gehäusewand 57 angrenzend erzeugt, die wiederum vertikal so nahe wie möglich am Brustkorb der Patientin angeordnet ist. In dieser Weise kann das maximale Volumen der Brust 52 der Patientin durch die Mammografie untersucht werden, wobei die Röntgenstrahlung durch den D-förmi gen Membranspiegel 59 verläuft.

Die Fig. 7A bis 7C, 11 und 12 zeigen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei dem das lichtundurchlässige Gehäuse 54 unabhängig von der fest angeordneten ersten Druckplatte 53 ist und für eine Drehbewegung um eine Drehachse 29, die wenig beabstandet von der festen ersten Druckplat te 53 angeordnet ist, zusammen mit der Röhrenhaube 28 auf dem C-förmigen Arm befestigt ist. Die Röhrenhaube 28 und das Gehäuse 54 drehen sich somit also als eine Einheit von der Position 28E-54E in Fig. 11 zur Position 28F-54F in Fig. 12. Ein wesentlicher Teil der Brust 52 der Patientin kann in dieser Weise in jeder Position in Form eines breiten Bildes, das nahezu die volle Breite des Phosphorschirms 62 benutzt, betrachtet werden, wie es in diesen Figuren dargestellt ist. Sobald die CCD-Kamera 67 das durch die Position 28E bzw. S1 angeordnete Röntgenröhrenhaube erzeugte Bild aufgenommen hat, kann der C-förmige Arm 27 zur Röhrenhaubenposition 28F bzw. S2 gedreht werden, so daß somit erneut die gesamte Breite des Phosphorschirms 62 zum Empfang des zweiten Stereobildes zur Verfügung steht.

Fig. 11 und 12 zeigen ein zweites, für dieses Ausführungsbeispiel charakteris tisches Merkmal. Die für Röntgenstrahlung undurchlässigen Indexmarkierungen B1 und B2 sind ebenso wie das Referenzloch 40 auf der beweglichen zweiten Drück platte 38 und nicht auf der festen ersten Druckplatte 53 angeordnet, um sicher zustellen, daß die divergierenden, durch die Indexmarkierungen verlaufenden Strahlengänge in jeder Quellenposition auf einen brauchbaren Abbildungsbe reiches Phosphorschirms 62 fallen.

Das optische System mit digitaler CCD-Abbildung

Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel einer CCD-Kamera 67 ist schematisch im Detail in Fig. 19 dargestellt. In dieser Zeichnung wird die Linse 66 von einer Linsenhalterung 71 getragen, die an einer Vorderfläche 73 eines Kameragehäu ses 72 angeordnet ist. Die Vorderfläche 73 weist ein lichtdurchlässiges Fen ster 74 auf, hinter dem ein CCD-Array 76 angeordnet ist. Das durch die Lin se 66 fokussierte Licht wird durch das Fenter 74 auf die Brennebene gerich tet, die mit der Oberfläche des CCD-Arrays 76 übereinstimmt. Das Array 76 ist an einer Vorderseite eines Sockels 77 in Form eines "kalten Fingers" befestigt, dessen hinteres Ende an einem Kühlelement 78 verankert ist, das nach dem thermo elektrischen Peltier-Verfahren gekühlt wird und das an der Rückseite 79 des Kameragehäuses befestigt ist, wobei die wärmeaustauschenden Rippen 81 in die umgebende Atmosphäre hineinragen. Eine ringförmige, gedruckte Schaltkarte 80 umschließt eng den "kalten Finger"-Sockel 77, so daß Widerstandsverluste in den nicht in Fig. 19 dargestellten Leiterbahnen auf ein Minimum reduziert werden, die das CCD-Array 76 mit der Karte 80 verbinden.

Das CCD-Array 76, das in der Brennebene der Linse 66 angeordnet ist, empfängt über die Spiegel 59 und 64 das fokussierte Abbild des von dem Phosphorschirm 62 produzierten Lichtes. Das Array wird sehr schnell abgetastet, um die Speicherung des Bildes im Speicher für eine Manipulation, Verbesserung und einer möglichen späteren Untersuchung zu ermöglichen, ohne daß dabei jegliche Verzögerungen auftreten, wie sie bei der Behandlung von Röntgenfilmen notwen dig sind.

Wie am besten aus den Fig. 18 und 20 ersichtlich ist, weisen der Computer und das dazugehörige elektronische System, die einen Teil des gesamten digitalen Mammografiesystems bilden, den Computer 100, eine Steuerungseinheit 102, eine Darstellungseinheit 104 zur Darstellung der Mammografieinformationen, und ein Plattenlaufwerk 106 sowie eine Tastatur 108 auf, die mit dem Computer 100 ver bunden sind. Wie es am besten in Fig. 20 dargestellt ist, weist das elektro nische System eine Schnittstellenkarte 110 und eine Grafikkarte 112 auf, die sich in dem Computer 100 befinden.

Die Details bezüglich des Computers, der Grafikkarte und des Monitors, die in dem bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel verwendet werden, sind in Tabelle 1 aufgelistet.

Tabelle 1

Computer

100

: IBM-compatibler Personalcomputer mit einem Intel 80386^TM

oder 80486^TM

Prozessor, 12 bis 16 MB RAM und 200 MB-Festplattenspeicher
Grafikkarte

112

: Trident Impact 3^TM

Grafikkarte mit 1024 × 768 Punkten Auflösung und 8 bit Helligkeitsauflösung pro Punkt
Bildschirm

104

: Dotronix M2400^TM

20 inch Monochrom Monitor mit P104 Phosphor, eingestellt auf die vertikale und hori zontale Abtastrate der Grafikkarte; analoger Eingang

Eine Digitallogiksteuerungseinheit 114 und ein Analogsignalprozessor 116 bil den die gesamte Steuerungseinheit 102. Die Digitallogiksteuerungseinheit 114 erzeugt verschiedene Taktsignale für eine Übertragung an die Kamera 67, die von dem CCD-Array 76 verwendet werden. Der Ausgang der CCD's werden durch einen Vorverstärker 120 verstärkt, so daß ein CCD-Ausgangssignal auf einer Buslei tung 122 für eine Übertragung auf den Analogsignalprozessor 116 erzeugt wird.

Fig. 21 zeigt ein detailliertes Blockdiagramm der Digitallogiksteuerungsein heit 114 und stellt die spezifischen Taktsignale, die auf einer Ausgangsbus leitung 124 erzeugt werden, sowie die synchronisierten Abtastungen und Daten, die zwischen diesem Modul und dem Analogsignalprozessor 116 auf der Ausgangs busleitung 126 übertragen werden, dar. Ein vom Computer erzeugtes Integrations steuersignal ist ebenso dargestellt, das von einer Hauptlogiksteuerungsein heit 132 über Leitung 130 empfangen wird.

Die Details des Analogsignalprozessors 116 sind im detaillierten Blockdia gramm in Fig. 22 dargestellt. Wie in den Fig. 20 und 22 zu erkennen ist, liegt ein Röntgenstrahlungsstatussignal, das die Anwesenheit von Röntgen strahlung anzeigt und von einem Röntgenstrahlungsdetektor 134 erzeugt wird, auf einer Eingangsstatusleitung 136 an.

Wie im allgemeinen in Fig. 22 zu erkennen ist, wird das CCD-Ausgangssignal, das auf der Leitung 122 anliegt, auf einen Eingangsverstärker 138 übertra gen, von wo aus es unter der Steuerung der Synchronisations- und Abtastungs signale auf zwei Abtast-Halte-Einheiten 140 übertragen wird. Von da aus wird das CCD-Ausgangssignal auf einen Differentialverstärker 142 und einen Puf fer 144 übertragen, so daß es auf einen 12 bit Analogdigitalkonverter 146 übertragen wird und so daß das digitale Ausgangssignal des CCD-Bildes auf einen First-In-First-Out-Speicher (FIFO) 148 übertragen wird. Das Ausgangs signal des FIFO-Speichers 148 ist mit der Computerschnittstellenkarte 110 für eine Darstellung und Bildverarbeitung mit dem Computer verbunden, so daß das Ausgangssignal über die Grafikkarte 112 auf einem Bildschirm 104 als Aus gangsbild dargestellt werden kann, siehe dazu Fig. 18 bis 20.

Fig. 23 zeigt eine detaillierte schematische Darstellung der Kamera 67 und der zugeordneten Elektronik, wobei die seriellen, von der Digitallogiksteue rungseinheit 114 über die Busleitung 124 übertragenen Taktfrequenzsignale darstellt. Weiterhin wird der Ausgang der digitalen CCD-Daten über die Bus eitung 124, der Eingang der Informationen der V-Taktgeber (parallele Taktgeber) auf Busleitung 124 sowie die von der Digitallogiksteuerungseinheit 114 und des Analogsignalprozessors 116 erzeugten Grundspannungen dargestellt.

Digitale Bildverarbeitung

Das gesamte Abbildungssystem, das in Fig. 20 dargestellt ist, erzeugt eine Abbildung der Mammografieinformationen auf dem Bildschirm 104. Um diese Auf gabe zu bewältigen, befinden sich die digitalisierten CCD-Daten, die vom FIFO- Speicher 148 (siehe Fig. 22) auf der Busleitung 150 empfangen werden, unter der Steuerung des Computers 100, wobei ein Computerprogramm ausgeführt wird. Im allgemeinen weist das auf dem Monitor 104 dargestellte Bild der mammogra fischen Informationen 512 × 512 Punkte auf einem Bildschirm von 1024 × 768 Punkten auf, wobei jeder Punkt eine Helligkeitsauflösung von 8 bits oder 256 Helligkeitswerten aufweist. Die vorliegende Erfindung kann ebenfalls eine Darstellung mit bis zu 1024 × 1024 Punkten unterstützen. Der Hellig keitswert von der CCD-Kamera hat eine Auflösung von 12 bits oder 4096 Hellig keitswerten. Selbstverständlich kann diese 12 bit Helligkeitsinformation von der CCD-Kamera mit Hilfe einer Grafikkarte und eines Monitors, die eine solch hohe Helligkeitsabbildungsfähigkeit besitzen, dargestellt werden.

Die CCD-Kamera kann die Daten in einem 512 × 512 Punkte Array oder in einem 1024 × 1024 Punkte Array ausgeben. Falls ein Array mit höherer Auflösung ver wendet wird, stellt der Monitor 104 ein 1024 × 768 Punkte Bereich der CCD-Da ten dar, wobei typischerweise am oberen und unteren Rand des CCD-Bildes 128 Reihen abgedeckt sind, wobei allerdings der betrachtete Bildausschnitt durch das CCD-Bild verschoben werden kann.

Funktionsweise der digitalen Bildverarbeitung

Das Computerprogramm führt im wesentlichen die folgenden Schritte durch, um die mammografischen Informationen auf dem Bildschirm darzustellen: (1) Das Programm erzeugt eine 12-bit Helligkeitsin formation für jeden Punkt auf dem gesamten Bildschirm, in dem ein Dunkelfeld abgezogen und ein mit der jeweiligen besonderen CCD-Abbildungsvorrichtung ver bundenes festes Rauschmuster entfernt wird, (2) das Computerprogramm dividiert das Dunkelfeld mit einem weißen Helligkeitsfeld, das manchmal als "Flat Fiel ding" bezeichnet wird, um somit Unebenheiten in der Röntgenstrahlungshellig keitsinformation als Ergebnis einer nicht gleichförmigen Röntgenstrahlungs ausleuchtung auszugleichen, und (3) das Computerprogramm erzeugt ein Hellig keitshistogramm der angezeigten Daten.

Zusätzlich erlaubt die erfindungsgemäße digitale Bildverarbeitung eine Kon trastverstärkung, die den Helligkeitsbereich bzw. das Helligkeitsfenster effek tiv einengt und auch eine Verschiebung dieses Helligkeitsfensters innerhalb des Bereiches von Helligkeitswerten ermöglicht, für den eine proportionale Graustufenskalierung eingerichtet ist. Das bedeutet, daß das Fenster inner halb des CCD-Helligkeitswertbereiches von 0 bis 4095 bewegt wird. Diese Funk tion wird manchmal als "Fenstertechnik" bezeichnet. Des weiteren kann insbe sondere der auf dem Monitor 104 dargestellte Kontrast durch Reduzierung der dargestellten Helligkeitswerte erhöht werden. Beispielsweise können die Helligkeitswerte von 1000 bis 1511 als Teil aller Helligkeitswerte von 0 bis 4095 dargestellt werden. Somit können die 512 verschiedenen Helligkeitswerte (1511 - 1000 = 511) auf die 256 verschiedenen Helligkeitswerte, die auf dem Monitor 104 darstellbar sind, übertragen werden, wobei weiß für einen Hellig keitswert = 1000 und schwarz für einen Helligkeitswert = 1511 steht. Alle Hel ligkeitswerte, die gleich oder kleiner als 1000 sind, werden somit als weiß und all jene, die gleich oder größer als 1511 sind, werden als schwarz dar gestellt. Natürlich können die von der CCD-Kamera erzeugten Helligkeitswerte auf dem Monitor auch invers dargestellt werden. Für das obige Beispiel würden alle Helligkeitswerte gleich oder kleiner als 1000 als schwarz dargestellt und umgekehrt für die Helligkeitswerte gleich oder größer als 1511 als weiß dargestellt. Es soll eben falls erwähnt werden, daß eine schnell durchgeführte Invertierung der dar gestellten Daten dem Benutzer darin helfen kann, Erscheinungen zu erkennen, die bei einer Betrachtung des Bildes in einer Polarität nicht erkannt werden könnten.

Fenstertechnik bedeutet, daß ein Bereich von darzustellenden Werten nach oben oder unten in dem Bereich der von der CCD-Kamera erzeugten 4096 Helligkeits werten bewegt wird. Im oben erwähnten Beispiel bedeutet dies, daß 512 ver schiedene Helligkeitswerte, die auf dem Bildschirm 104 dargestellt werden können, nach unten geschoben werden, um z. B. die Helligkeitswerte von 70 bis 581 zu umfassen, oder sie werden nach oben geschoben, um beispielsweise die Helligkeitswerte von 4020 bis 4531 zu umfassen. Diese Kombination aus stän diger Steuerung und Fenstertechnik bedeutet eine wesentliche Verbesserung der diagnostischen Bilddarstellung der ursprünglich von der Kamera erhalten en CCD-Bilddaten.

Des weiteren kann ein Helligkeitshistogramm von dem Bildverarbeitungssystem erzeugt werden. Dieses Helligkeitshistogramm wird dann in dem manchmal als automatische Graustufenskalierung genannten Verfahren verwendet. Im wesent lichen analysiert dieses Verfahren die CCD-Bilddaten, um zu bestimmen, welche Helligkeitswerte hauptsächlich für ein bestimmtes Bild erhalten worden sind. Beispielsweise kann ein Bild die meisten Punkte mit Helligkeitswerten in einem Bereich von 2000 bis 3000 aufweisen. Typischerweise weist die Verteilung der Anzahl der Punkte auf bestimmte Helligkeitswerte eine charakteristische Glockenkurve auf, wie sie in Fig. 24 dargestellt ist. Das System bestimmt dann, daß die Mehrheit der Helligkeitswerte der Punkte vorwiegend zwischen 2000 und 3000 liegen, und das System stellt dann nur diese Werte als Grau stufen auf dem Monitor dar. Diejenigen Punkte mit einem Helligkeitswert, der gleich oder kleiner als 2000 ist, werden dann als weiß dargestellt, während die Werte der Punkte, die gleich oder größer als 3000 sind, als schwarz dargestellt werden. Dieses Verfahren ist daher ähnlich dem Verfahren zur Kontrastverstärkung, bei dem die darzustellenden Helligkeitswerte ausgesucht werden.

Die vorliegende Erfindung beinhaltet weiterhin ein Faltungsfilter und eine Kantenverstärkung, die auf das gesamte dargestellte Bild oder nur auf ein Teil davon wirken können. Für den Faltungsfilter kann ein Kern, der aus einer Matrixgröße von 3 × 3 Punkten oder 5 × 5 Punkten besteht, um jeden Punkt herum verwendet werden, für den eine solche Faltungsfilterung benö tigt wird.

Des weiteren benutzt das implementierte Programm eine Tabellentechnik für die Graustufenskalierung, die mit den Bildschirmhelligkeitswerten verbunden ist, und ermöglicht somit die oben beschriebene Helligkeit-zu-Grauskalierung der Bilddarstellung.

Weitere Merkmale umfassen eine Hochpaßfilterung zur schärferen Darstellung von Details wie auch eine Tiefpaßfilterung, um starkes räumliches Rauschen zu entfernen, die in effektiver Weise die Kantenverstärkung für sich schnell ändernde Daten ermöglicht.

Weiterhin ist das erfindungsgemäße System in der Lage, einen "Histogramm abgleich" und eine "Kontraststreckung" durchzuführen. Ähnlich wie die oben beschriebene Faltungsfilterung können diese Funktionen auf das gesamte Bild oder nur auf einen Teil davon wirken, der manchmal als interessierender Be reich bezeichnet wird. Die "Kontraststreckung" bewirkt eine Streckung der Graustufenskalierung in dem interessierenden Bereich, wobei der gesamte Be reich von darstellbaren Graustufen nur für diesen interessierenden Bereich verwendet wird.

Bei dem "Histogrammabgleich" stellt das System die Daten des interessierenden Bereiches neu dar, so daß die sich ergebenden Daten in jedem Histogrammbalken eine gleiche Anzahl von aufgetretenen Helligkeitsstufen aufweisen. Mit anderen Worten bedeutet dieses, daß, wenn man auf das Helligkeitshistogramm des interes sierenden Bereiches nach der Anwendung des Histogrammabgleiches schaut, jeder Balken des Histogramms dieselbe Höhe aufweist und nicht eine in Fig. 24 dar gestellte Glockenkurvenform vorliegt. Der Histogrammabgleich führt zu einer Verstärkung der Graustufenwiedergabe für eine bestimmte Abbildung, wodurch die Sichtbarmachung von abnormen Einzelheiten leichter wird.

Schließlich benutzt die oben beschriebene stereotaktische Bildverarbeitung eine Cursormarkierung in dem dargestellten Bild, die in dem Programm implementiert ist. Die in digitaler Form vorliegen den Positionsinformationen lassen sich mit den an dem Schlitten der Nadel führung 45 angeordneten X-, Y- oder Z-Steuerknöpfen (Fig. 6, 7), die entweder manuell oder mit Folgeregelantrieb angetrieben werden, und Nullabgleichungs signalen kombinieren, die das Übereinstimmen der berechneten mit den aktuellen Koordinaten anzeigen. Diese Kombination entspricht der manuellen Berechnung der Koordinaten mit Hilfe eines "Digitalisierungstabletts", das ein Gitter system in Form eines Filmes wie, diejenigen bei Computertabletts verwendeten Systeme aufweist, um dieselbe Übereinstimmung mit den aktuellen Koordinaten des Schlittens der Nadelführung zu erzeugen.

Das Gesamtergebnis besteht nicht nur darin, eine di gitale Information anzuzeigen, sondern eine gesamte Verbesserung der In formationen zu erreichen, die das Vergrößern bestimmter interessierender Bereiche, Kantenverstärkung, Kontrastverstärkung sowie die Entfernung künst licher Störungen umfaßt, die mit den CCD-Abbildungssensoren verbunden sind. Im allgemeinen versorgt die digitale Bildverarbeitung den untersuchenden Arzt mit einer viel größeren Anzahl von Informationen als die bisher verwen dete radiografische Bilder verwendende Methode.

Es ist somit deutlich geworden, daß die oben dargelegte Aufgabe in effizienter Weise gelöst ist.

Claims

1. CCD-Bildaufnahmeanordnung zur Umwandlung von Röntgenstrah lung in ein elektronisches, digitales Bildausgangssignal,
mit einem im Strahlengang der Röntgenstrahlung angeordneten hoh len Gehäuse (54),
mit einem im Gehäuse (54) im Strahlengang der Röntgenstrahlung an geordneten Phosphorschirm (62), der entsprechend der in der Rönt genstrahlung enthaltenen Intensitätsunterschiede ein Bild aus sichtbarem Licht er zeugt, und
mit einer CCD-Kamera (67) zum Empfang des vom Phosphorschirm (62) erzeugten Bildes aus sichtbarem Licht,
dadurch gekennzeichnet,
daß zwischen einer eine Wand des Gehäuses (54) bildenden, für Röntgenstrahlung durchlässigen Abdeckplatte (60) und dem Phosphorschirm (62) ein diagonal im Strahlengang der Röntgenstrahlung angeordneter Membranspiegel (59) vorgesehen ist, der für Röntgenstrahlung durchlässig ist und an der Seite, an der die Röntgen strahlung austritt, eine Beschichtung trägt, um das Bild aus sichtbarem Licht zur CCD-Kamera (67) zu reflektieren.

2. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Gehäuse (54) kompakt und lichtundurchlässig ausgebildet ist und die CCD-Ka mera (67) umgibt.

3. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeich net, daß ein zweiter Spiegel (64) derart angeordnet ist, daß er das Bild aus sichtbarem Licht vom Membranspiegel (59) zur CCD-Kamera (67) reflektiert, wobei ein optisches System (32) mit einer gewinkelten optischen Achse zur Verbes serung der Kompaktheit gebildet ist.

4. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach einem der voranstehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß ein mit der CCD-Kamera (67) verbundener Rechner (100) zum Empfang des von der CCD-Kamera (67) erzeugten elektronischen Signals und zur Erzeugung eines zumindest einem Teil des von der CCD-Kamera (67) empfange nen elektronischen Signals entsprechenden Bildsignals und eine mit dem Rechner (100) verbundene Vorrichtung zur Darstellung des Bildsignals vorgesehen sind.

5. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Rechner (100) zur Erzeugung des Bildsignals eine Vor richtung zur Erzeugung einer proportionalen Abbildung zumindest eines Teils des genannten elektronischen Signals und eine Vorrichtung zur Modifizierung zumin dest eines Teils des Bildsignals aufweist.

6. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Modifizierung zumindest eines Teils des Bildsignals eine Vorrich tung zur Veränderung des mit dem Bildsignal verbundenen Kontrastes aufweist.

7. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Veränderung des Kontrastes eine Vorrichtung zur Auswahl eines Bereiches von Helligkeitswerten des elektronischen Signals aufweist, für den die Vorrichtung zur Modifizierung eine proportionale Abbildung zumindest eines Teils des elektronischen Signals erzeugt.

8. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch ge kennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Modifizierung eine Vorrichtung aufweist, mit der der Bereich der Helligkeitswerte in bezug auf alle möglichen Werte des elektroni schen Signals verschiebbar ist.

9. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch ge kennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Modifizierung eine Vorrichtung zur automati schen Bestimmung des Bereiches der Helligkeitswerte aus dem elektronischen Signal aufweist, für den die Vorrichtung zur Modifizierung das elektronische Signal proportional abbildet.

10. CCD-Bildaufnahmeanordnung nach einem der Ansprüche 5 bis 9, dadurch ge kennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Modifizierung eine Vorrichtung aufweist, die das Bildsignal in Abhängigkeit von dem benachbarten Bereich des dem Bildsignal ent sprechenden elektronischen Signals umformt.