DE69421610T2

DE69421610T2 - Vorrichtung zur stückweisen abtastung mittels röntgenstrahlung

Info

Publication number: DE69421610T2
Application number: DE69421610T
Authority: DE
Inventors: Joseph Bisek; Jixing Chen
Original assignee: Lunar Corp; GE Lunar Corp
Current assignee: GE Lunar Corp
Priority date: 1993-03-23
Filing date: 1994-03-16
Publication date: 2000-05-04
Anticipated expiration: 2014-03-17
Also published as: WO1994021174A1; EP0690699B1; JPH08509881A; EP0940122A1; US5305368A; DE69421610D1; EP0690699A1; CA2158026A1

Description

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein röntgenologische Instrumente und insbesondere eine Vorrichtung zur Zusammensetzung von Breitbereichsbildern aus schmalstrahligen Röntgenaufnahmen.

Hintergrund der Erfindung

Abtastende röntgenologische Geräte unterscheiden sich insofern von der herkömmlichen Radiographie, als sie schmal parallel gerichtete Strahlung verwenden, typischerweise Röntgenstrahlen, die z. B. zu einem Fächerstrahl ausgebildet sind, und keinen Breitbereichs-Konusstrahl. Die kleine Strahlgröße in abtastenden röntgenologischen Geräten erlaubt das Ersetzen eines bilderzeugenden Röntgenfilmblatts, das in herkömmlichen Röntgengeräten verwendet wird, durch eine kleinflächige Anordnung von Detektorelementen.
Die Detektorelemente, die die übertragene Strahlung empfangen, erzeugen elektrische Signale, die durch einen Analog-Digital-Wandler in digitale Werte umgewandelt werden können, um später ein Bild zu entwickeln oder eine andere Verarbeitung durch Computergeräte vorzunehmen. Die Fähigkeit, die Messung der übertragenen Strahlung zu quantifizieren, die implizit in der Digitalisierung durch den Analog-Digital-Wandler enthalten ist, ermöglicht nicht nur die Bildung eines röntgenologischen "Abschwächungsbilds", sondern auch die mathematische Analyse der Zusammensetzung des Abschwächungsmaterials durch Dualenergieverfahren. Siehe "Generalized Image Combinations in Dual KVP Digital Radiography" von Lehman et al., Med. Phys. 8(5) Sept/Okt 1981. Solche Dualenergieverfahren vergleichen die Abschwächung der Strahlung bei zwei Energiewerten in quantitativer Weise, um z. B. zwischen Knochen und Weichgewebe zu unterscheiden. Dualenergieverfahren ermöglichen die Messung von Knochenmasse, die bei der Behandlung von Osteoporose und anderen Knochenkrankheiten wichtig ist.
Die eingeschränkte Fläche der Strahlung in abtastenden röntgenologischen Systemen erlaubt die Verwendung von Detektoren für begrenzte Flächen, die hohe Auflösung zu relativ niedrigen Kosten ermöglichen. Die begrenzte Fläche der Detektoren erfordert allerdings, daß der Strahl entlang verschiedener aneinandergrenzender Wege geführt wird, wenn großflächige Bilder konstruiert werden sollen. Typischerweise wird ein Fächerstrahl in einem Rastermuster über den zu messenden Bereich geführt, wobei jede Linie des Rasters um etwas weniger als die Breite des Fächerstrahls von den benachbarten Linien getrennt ist, um die vollständige Ausleuchtung des gesamten Volumens des abgebildeten Objekts sicherzustellen, wobei die Abtastrichtungen im allgemeinen senkrecht zur Strahlungsrichtung und Ebene des Fächerstrahls verlaufen.
Durch ein abtastendes röntgenologisches System erzeugte Bilder sind möglicherweise genauer als jene, die durch ein typisches breitstrahliges Radiographiesystem erzeugt werden. Diese Präzision ergibt sich aus der eingeschränkten Divergenz in Abtastrichtung der einzelnen Strahlen des Fächerstrahls im Vergleich zum breitflächigen Konusstrahl. Diese schmale Parallelrichtung des Fächerstrahls reduziert die "Parallaxe" des projizierten Bilds, inbesondere anatomischer ebener Flächen, die fast parallel zur Ebene des Fächerstrahls verlaufen - z. B. die obere und untere Grenze der Wirbeln in der Wirbelsäule, wenn die Abtastrichtung entlang der Ober- und Unterachse des Körpers verläuft.
Morphologische Messungen der Wirbeln und anderer Strukturen, die von reduzierter Parallaxe profitieren, dienen dazu, verschiedene Dimensionen eines Wirbels zu ermitteln, um Zerquetschungen oder andere Deformationen zu erkennen, die ein Symptom bestimmter Knochenerkrankungen wie z. B. Osteoporose sind. Siehe z. B. Minne et al., "A Newly Developed Spine Deformity Index (SDI) to Quantitate Vertebral Crush Factors in Patients with Osteoporosis", Bone an Mineral, 3: 335-349 (1988); J. C. Gallagher et al., "Vertebral Morphometry: Normative Data", Bone and Mineral, 4: 189- 196 (1988); Hedlund et al., "Vertebral Morphometry in Diagnosis of Spinal Fractures", Bone and Mineral, 5: 59-67 (1988); und Hedlund et al., "Change in Vertebral Shape in Spinal Osteoporosis", Calcified Tissue International, 44: 168-172 (1989). Automatische Verfahren für morphologische Messungen von Knochen sind in der US-A-5.305.368 der Anmelderin, veröffentlicht am 19. April 1994 unter dem Titel "Method for Analyzing Vertebral Morphology Using Digital Radiography", beschrieben.
Bilder, die mit abtastenden Fächerstrahlgeräten entwickelt werden, können jedoch bestimmte Verzerrungen oder Artefakte aufweisen. Insbesondere stellte man fest, daß Objekte an der Grenzfläche zwischen zwei benachbarten Abtastwegen ein verschwommenes oder verzerrtes Bild in einer zum Abtastweg senkrechten Richtung zeigen.
EP-A-0026494 zeigt eine Röntgenvorrichtung, worin ein Fächerstrahl aus Röntgenstrahlen breit genug ist, um sich über die gesamte Breite des Patienten zu erstrecken, und durch einen Detektor detektiert wird, der breiter als der Patient ist. Der Fächerstrahl wird entlang des Körpers des Patienten quergeführt. Ein Absatz in dieser Veröffentlichung erwähnt die Möglichkeit der Verwendung eines einzelnen Detektors oder einer kleineren Detektorenanordnung, wenn eine Einheit, die sowohl die Röntgenstrahlenquelle als auch den Detektor enthält, quer zum Patienten beweglich ist.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bietet eine Vorrichtung zur Erzeugung breitflächiger Bilder aus einer Abfolge schmaler Fächerstrahlaufnahmen. Die Erfindung anerkennt, daß eine Quelle von Bilderartefakten in kombinierenden schmalen Fächerstrahlaufnahmen das variierende Ausmaß an Überlappung zwischen den Fächerstrahlen ist, wenn die Achsen der Fächerstrahlen parallel gehalten werden. Diese Überlappung bewirkt, daß einige Volumenselemente des Patienten mit Strahlen in zwei unterschiedlichen Winkeln gemessen werden. Das Überlappungsausmaß hängt von der Höhe der abgebildeten Struktur (gemessen entlang des Wegs der Fächerstrahlen) ab und kann daher im allgemeinen nicht in einem zweidimensionalen Bild bestimmt oder korrigiert werden.
Die Erfindung variiert den Winkel der Achse jedes Fächerstrahls, um einen größeren wirksamen Fächerstrahl beliebiger Breite zu erzeugen und jegliche höhenabhängige Überlappung zu verhindern. Die Eliminierung von höhenabhängiger Überlappung stellt sicher, daß jedes Volumenselement des Patienten von den Strahlen nur in einem Winkel gemessen wird. Genauer gesagt wendet die Erfindung ein Abbildungssystem mit einer Strahlungsquelle an, die Fächerstrahlung zum Patienten lenkt, worin der Fächerstrahl um eine Strahlungsachse, die im wesentlichen innerhalb einer Strahlebene liegt, von einem Brennpunkt auseinanderläuft. Ein Strahlungsdetektor gegenüber der Strahlungsquelle entlang der Strahlungsachse empfängt den divergierenden Strahl, nachdem dieser durch den Patienten gelangte, um ein Projektionssignal zu erzeugen, das die Abschwächung des Strahls für mehrere Einzelstrahlen im Strahl anzeigt.
Die Strahlungsachse wird entlang eines ersten und zweiten Wegs über den Patienten bewegt, wobei der erste und der zweite Weg voneinander beabstandet sind und im wesentlichen senkrecht zur Strahlebene verlaufen. Bei der Bewegung zwischen dem ersten und dem zweiten Abtastweg wird die Strahlungsachse innerhalb der Strahlebene um einen Verschiebungswinkel um den Brennpunkt gedreht. Die entlang des ersten und zweiten Wegs erhaltenen Signale werden dann kombiniert, um ein zweidimensionales Projektionsbild zu erzeugen.
Demzufolge bietet die Erfindung ein Abbildungssystem zum Erhalten von Diagnosebildern eines Patienten, umfassend:
eine Strahlungsquelle, um einen Strahlungsfächerstrahl auf einen Patienten zu richten, wobei der Fächerstrahl um eine Strahlungsachse aber im wesentlichen innerhalb einer Strahlenebene von einem Brennpunkt divergiert;
einen Strahlungsdetektor, der der Strahlungsquelle entlang der Strahlungsachse gegenübersteht, um den divergierenden Strahlungsstrahl aufnehmen, nachdem er durch den Patienten hindurchgegangen ist, um ein Projektionssignal zu erzeugen, das die Schwächung des Strahlungsstrahls für mehrere Einzelstrahlen innerhalb des Strahls angibt;
Mittel zum Verschieben der Strahlungsachse in einem ersten Weg über den Patienten; und
ein Repositionierungsmittel zum Drehen der Strahlungsachse um einen Verschiebungswinkel;
dadurch gekennzeichnet, daß
das Mittel zum Verschieben der Strahlungsachse die Strahlungsachse in zumindest einem zusätzlichen Weg über den Patienten verschiebt, wobei der erste und der zusätzliche Weg voneinander beabstandet sind und im wesentlichen senkrecht zur Strahlenebene verlaufen;
wobei die Breite des Fächerstrahls in der Strahlenebene, wo der Fächerstrahl den Patienten schneidet, geringer ist als die Breite des Patienten in der Strahlenebene;
wobei das Repositionierungsmittel innerhalb der Strahlenebene so angeordnet ist, daß die Strahlungsachse vom ersten Weg zum zusätzlichen Weg bewegt wird;
und daß das System weiters umfaßt:
Mittel zum Kombinieren des Projektionssignals, das entlang des ersten und des zusätzlichen Wegs erhalten wird, um ein zweidimensionales Projektionsbild zu erzeugen.
Es ist somit ein Ziel der Erfindung, Bildartefakte zu reduzieren, die aufgrund des Kombinierens von Bilddaten, die aus mehreren Abtastungen eines schmalen Fächerstrahls stammen, entstehen. Die Erzeugung eines größeren wirkungsvollen Fächerstrahls eliminiert Überlappungsbereiche oder erzeugt Überlappungsbereiche, die mit geeigneten Projektionen ungeachtet der Höhe der abgebildeten Struktur konstant sind und daher durch einen konstanten Gewichtungsfaktor, der für die Daten des Überlappungsbereichs angewendet wird, eliminiert werden können.
Der Strahlungsdetektor kann eine lineare Anordnung von Detektorelementen sein, wobei jedes eine erste Breite des Fächerstrahls entlang der linearen Anordnung begrenzt, worin die Projektionssignale eine Vielzahl an Elementsignalen aus jedem Detektorelement enthalten. Ein Projektor kann dazu dienen, die Elementsignale zu Pixeln einer nichtplanaren Bildoberfläche zuzuordnen, die im allgemeinen normal auf die Strahlungsachse verläuft, wobei jedes Pixel zweite Breiten des Fächerstrahls, die von den ersten Breiten variieren, begrenzt. Die nichtplanare Bildoberfläche kann auf halbem Wege entlang der Größe des Patienten (gemessen entlang des Strahlungszugangs) positioniert sein.
Es ist somit ein weiteres Ziel der Erfindung, die Verzerrung aufgrund der Divergenz von Strahlen in den schmalen Meß-Fächerstrahlen und dem größeren wirkungsvollen Fächerstrahl zu reduzieren, indem die Elementsignale zu Pixeln einer nichtplanaren Oberfläche zugeordnet werden, sodaß jedes Pixel Strahlen des Fächerstrahls darstellt, die durch gleiche Bereiche des Patienten gelangen. Dies reduziert Variationen z. B. bei Knochenmineral-Dichtemessungen, die gegenüber Verzerrungen im gemessenen Bereich empfindlich sind.
Es ist ein weiteres Ziel der Erfindung, die Größenordnung von durch Vergrößerung entstehenden Fehlern auf dem projizierten Bild zu verringern. Durch Positionieren der nichtplanaren Bildoberfläche, damit sie den Körper etwa halbiert, wird der Abstand zwischen der Abbildungsebene und einer beliebigen Struktur im Körper, wie er z. B. Vergrößerungen beeinflußt, auf ein Minimum reduziert.
Obige und andere Ziele und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung. In der Beschreibung wird auf die beiliegenden Abbildungen Bezug genommen, die einen Teil davon darstellen und aus denen in veranschaulichender Weise eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung ersichtlich ist. Eine solche Ausführungsform spiegelt nicht notwendigerweise den gesamten Umfang der Erfindung wider, wobei hinsichtlich der Interpretation des Umfangs der Erfindung auf die beiliegenden Patentansprüche verwiesen werden muß.

Kurze Beschreibung der Abbildungen

Fig. 1 ist eine perspektivische Ansicht eines Densitometers der Erfindung, die einen C- Arm mit einer Röntgenstrahlenquelle und einem Detektor, einen Tisch, auf dem ein Patient positioniert ist, und einen Steuerungscomputer zeigt;
Fig. 2(a) und 2(b) sind eine Drauf- bzw. Vorderansicht des Tisches von Fig. 1, aus denen die Sanduhrform des Tisches und ein typisches Abtastmuster ersichtlich sind, das für die Erfindung geeignet ist;
Fig. 3(a) ist ein Querschnitt einer Stütze des Tisches von Fig. 1 entlang der Linie 3(a)-3(a) in Fig. 1, aus dem die Aufwärtskrümmung der Tischoberfläche und der Mechanismus zum Heben und Senken des Tisches ersichtlich sind;
Fig. 3(b) ist ein Querschnitt der Stütze von Fig. 3(a) entlang der Linie 3(b)-3(b) von Fig. 3(a);
Fig. 3(c) ist eine perspektivische abgeschnittene Ansicht des Stützmechanismus für den C-Arm von Fig. 1, die die Drehung des C-Arms im Verhältnis zum Rollenlagergestell und die x- und y-Translation des Gestells darstellt;
Fig. 4 ist eine Vorderansicht entlang der Linie 4-4 von Fig. 1, aus der verschiedene Positionen der Strahlungsquelle und des Detektors für ein Abtastmuster von Fig. 2(a) und Überlappungsbereiche zwischen angrenzenden Fächerstrahlen ersichtlich sind, die in einem zusammengesetzten Bild Artefakte hervorrufen können;
Fig. 5 ist ein vereinfachtes Diagramm eines zusammengesetzten Bilds mit kubischem Volumen im Überlappungsbereich von Fig. 4, aus dem eine darübergelegte punktierte Linie ersichtlich ist, die die tatsächlichen Dimensionen der Struktur umschreibt, um die Querverzerrung infolge des Überlappungsbereichs darzustellen;
Fig. 6 ist ein Fig. 4 ähnelndes Diagramm, das die Positionierung der Strahlungsquelle, des Strahlungsdetektors und des Tisches des Densitometers von Fig. 1 aus Gründen der Übersichtlichkeit übertrieben darstellt, um einen größeren wirkungsvollen Strahl der Erfindung zu erzeugen;
Fig. 7 ist in Fig. 6 ähnelndes Diagramm, jedoch vom Blickpunkt des Tisches, aus dem die Kombination der gemäß Fig. 6 erzeugten Strahlen ersichtlich ist, um den größeren wirkungsvollen Fächerstrahl zu bilden, der vom linearen Strahlungsdetektor empfangen wird (ohne Überlappung zu einer Vielzahl korrespondierender Positionen bewegt);
Fig. 8 ist eine Detailansicht eines Fächerstrahls, der vom linearen Strahlungsdetektor empfangen wird, aus welcher Ansicht das Zuordnen von Strahlen innerhalb gleichwinkeliger Intervalle zu den Oberflächen des linearen Strahlungsdetektors und zu einer gekrümmten Bildoberfläche ersichtlich ist;
Fig. 9 ist eine schematische Darstellung der Verarbeitung des Rohdatenbilds, das vom Strahlungsdetektor aufgenommen und zur imaginären gekrümmten Bildoberfläche von Fig. 8 zugeordnet wurde;
Fig. 10 ist ein Graph eines vereinfachten Projektionssignals, das von Detektorelementen des Strahlungsdetektors empfangen wird, aus welchem Graph die Zuordnung des Projektionssignals zu den Pixeln der gekrümmten Bildfläche ersichtlich ist; und
Fig. 11 ist eine Fig. 7 ähnelnde Figur, die einen wirkungsvollen Fächerstrahl mit konstanter Überlappung zwischen den Fächerstrahlen zeigt.

Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform

Bezug nehmend auf Fig. 1 enthält ein erfindungsgemäß konstruiertes Knochendensitometer 10 einen Tisch 12, auf dem ein Patient 14 vor oder nach einer Untersuchung in sitzender Position (wie dargestellt) oder auf dem Rücken liegend entlang der Längsachse 16 des Tisches während der Untersuchung gehalten wird. Der Tisch 12 besteht aus mit Epoxy imprägnierter Kohlenstoffaser, die über einem geschäumten Kunststoffkern laminiert ist. Diese Materialkombination ist extrem leicht und im allgemeinen röntgenstrahlendurchlässig und steif. Außerdem ist die Abschwächung extrem einheitlich, sodaß Artefakte in den Röntgenbildern verhindert werden. Der Tisch 12 besitzt einen im allgemeinen linearen Querschnitt entlang der Längsachse 16 und einen nach oben konkaven Querschnitt entlang einer zur Längsachse 16 senkrechten Querachse 18. Somit ist der Tisch 12 eine trogförmige Tafel, deren Querkrümmung zusätzlichen Widerstand gegen Längsverbiegung bietet.
Stützsäulen 20 halten beide Längsenden des Tisches 12. Die Stützsäulen 20 sind in einem Abstand voneinander getrennt, der größer als die typische Größe der zu untersuchenden Patienten ist, sodaß die Stützsäulen 20 das Abtastverfahren weder behindern noch die Meßstrahlung abschwächen. Die Längssteifigkeit des Tisches 12 ermöglicht es ihm, den Abstand zwischen den Säulen 20 ungestützt horizontal freitragend zu überbrücken, wodurch eine zusätzliche strahlungsabschwächende Struktur eliminiert wird.
In einer in Fig. 2(b) gezeigten Ausführungsform variiert die Querbreite des Tisches 12 entlang seiner längsseitigen Ausdehnung und ist in der Nähe der Stützsäulen 20 am breitesten, d. h. in der Nähe des Kopfes und der Füße des Patienten 14, wenn dieser auf dem Rücken auf dem Tisch 12 liegt, und zum Mittelabschnitt des Tisches 12 hin, der im allgemeinen dem Wirbelbereich des Patienten entspricht, am schmälsten. Diese Schmälerung des Tisches 12 liegt in Form zweier abgerundeter Kerben 24 vor, die sich von beiden Querkanten zur Mitte des Tisches nach innen erstrecken und dem Tisch die Form einer Sanduhr verleihen, wie dies entlang einer vertikalen Achse 22 zu sehen ist, die normal auf die Längs- und Querachse 16 bzw. 18 steht.
Bezug nehmend auf Fig. 1, 3(a) und 3(b) erstrecken sich die Stützsäulen 20 vertikal nach unten um nach oben gerichtete Pfosten 26 herum, die an ihren Bodenenden an einem das Densitometer 10 tragenden Gestell 28 befestigt sind. Die Stützsäulen 20 enthalten jeweils eine horizontale Zarge 21, die sich entlang der Breite des Tisches 12 erstreckt und an einem jeweiligen Ende des Tisches 12 befestigt ist, und ein Gehäuse 23 in Form eines vertikalen Kanals, das die Pfosten 26 umgibt, um vertikal in den Eingriff mit den Pfosten 26 zu gleiten (unter der Führung einer Gruppe von Rollen 17, die am Gehäuse 23 angebracht sind). Die Gehäuse 23 und somit die Stützsäulen 20 können vertikal positioniert und durch Stellglieder 30 angetrieben werden, jeweils umfassend eine an einer äußeren Gehäusewand angebrachte Mutter 27 und eine Verstellschraubenspindel 29, die an einem Ende durch die Mutter 27 und am anderen Ende durch einen Winkeltrieb 25 aufgenommen ist, der unterhalb der Mutter am Gestell 28 befestigt ist. Eine gemeinsame Antriebswelle 31 verbindet jeden Winkeltrieb 25 mit einem einzigen Schrittmotor (nicht dargestellt), sodaß die Drehung der Antriebswelle 31 die Winkeltriebe 25 und somit die Verstellschraubenspindeln 29 tandemartig dreht, um den Tisch 12 oder die Stützen 20 zu heben und zu senken, während die horizontale Ausrichtung des Tisches gewahrt wird. Die Anzahl an vom Schrittmotor durchgeführten Schritten wird einfach an die Änderung der Tischhöhe angepaßt.
Bezug nehmend auf Figur (1) und 3(c) enthält das Gestell 28 zwei Längsschienen 32, die eine Bahn zum Abstützen eines querverlaufenden Rollenlagergestells 34 bilden und es diesem ermöglichen, längsseitig praktisch entlang der gesamten Länge des Densitometers 10 positioniert zu werden (angezeigt durch die Längsachse 16).
Das Rollenlagergestell 34 enthält Querschienen 33, die durch nicht dargestellte Rollen getragen werden, die in die Schienen 32 passen und von einem durch einen Schrittmotor angetriebenen flexiblen Riemen 35 angetrieben werden. Auf den Schienen 33 des Rollenlagergestells 34 gleitet ein Schieber 36, der durch einen schrittmotorbetriebenen Riemen 37 querseitig bewegt sind. Der Schieber 36 trägt eine Drehscheibe 39 mit einer vertikal ausgerichteten Drehachse 19, welche Drehscheibe 39 mittels des schrittmotorbetriebenen Riemens 41 gedreht wird. Wie oben ermöglichen die Schrittmotorantriebsriemen 35 und 37 die Bestimmung der genauen Bewegung ihrer jeweiligen Komponenten durch Vergleichen der gemachten Schritte, wie dies für Fachleute auf dem Gebiet der Erfindung offenkundig ist.
Die Drehscheibe 39 trägt eine C-Armmuffe 38. Die Muffe 38 ist im allgemeinen bogenförmig, um einen C-Arm zu umschließen und gleitend zu halten, sodaß sich die Enden des C-Arms um ein Isozentrum 42 drehen können, wenn der Körper des C-Arms 40 durch die Muffe 38 gleitet. Der C-Arm 40 ist gemäß US-Patent 4.955.046 (Aldona A. Siczek und Bernard W. Siczek) mit dem Titel "C-Arm for X-ray Diagnostic Examination" konstruiert. Der C-Arm 40 ist konventionell motorisiert, um die Position des C-Arms 40 in der Muffe 38 fernsteuern zu können.
Die Strahlungsquelle 44, ein Röntgenstrahlenrohr, ist an einem Ende des C-Arms 40 über einen Stützträger 46 an einem Ende des C-Arms 40 montiert und ausgerichtet, um einen polychromatischen Röntgenstrahlen-Fächerstrahl 48 entlang der Strahlenachse 49 im allgemeinen hin zum Isozentrum 42 zu lenken. Der Fächerstrahl geht von einem Brennpunkt 45 aus und divergiert von der Strahlachse 49 innerhalb einer Fächerstrahlebene 57, um einen Fächerstrahlwinkel φ zu definieren.
Der Fächerstrahl 48 wir von einer linearen Detektoranordnung 50 empfangen, die sich senkrecht zur Fächerstrahlachse 49 in der Fächerstrahlebene 57 erstreckt (im allgemeinen auf der gegenüberliegenden Seite vom Patienten 14). Die lineare Detektoranordnung 50 umfaßt eine Anzahl aneinander angrenzender Detektorelemente 47, von denen jedes die Abschwächung eines Einzelstrahls des Fächerstrahls 48 detektieren kann. Die lineare Detektoranordnung 50 kann ein herkömmlicher Szintillationsdetektor sein, der Szintillationsmaterialien aufweist, die Röntgenstrahlen in sichtbares Lcht umwandeln, das von Photodetektoren detektiert wird, die ein korrespondierendes elektrisches Signal erzeugen. Jedes Detektorelement 47 der Detektoranordnung 50 umfaßt zwei Seite an Seite angeordnete Szintillatoren und Photodetektoren, um die Röntgenstrahlenfluenz des polychromatischen Fächerstrahls 48 in einem von zwei Energiebändern zu messen und somit während des Abtastens eine Dualenergiemessung an jedem Punkt im Abtastungsbereich zu liefern. Wie oben erwähnt, ermöglichen solche Dualenergiemessungen, daß das Gewebe des Patienten 14, das an einem bestimmten, mit einem Detektorelement 47 assoziierten Punkt gemessen wird, hinsichtlich seiner Zusammensetzung z. B. aus Knochen oder Weichteilen charakterisiert wird.
Die Detektoranordnung 50 ist an einer Anschlagsplatte 52 befestigt und am gegenüberliegenden Ende des C-Arms 40 montiert.
Gemeinsam ermöglichen die Bewegungen des Gestells 34 und des Schiebers 36 die Abtastung durch den Detektor 50 und die Strahlungsquelle 44 des Densitometers 10, wobei die Abtastung die Strahlachse 49 über den Patienten 14 translatiert, während die Bewegung der Drehscheibe 39 aus Fig. 3(c) die Steuerung des Winkels der Fächerstrahlebene 57 in bezug auf den Patienten ermöglicht (Erklärung folgt).
Die Bewegung des Schiebers 36 (siehe Fig. 3(c)) ist nicht darauf beschränkt, eine Abtastbewegung zu bieten, sondern kann gemeinsam mit der Drehung des C-Arms 40 in der Muffe 38 dazu dienen, für verbesserte Abbildung spezifischer Stukturen im Körper zu sorgen, ohne die Rückenlage des Patienten 14 zu verändern. Die Abbildung des Oberschenkelknochens 53 eines am Rücken liegenden Patienten 14 erfolgt z. B. idealerweise in einem Winkel von etwa 20-25º von der Vertikalen. In Geräten des Stands der Technik erforderte dies typischerweise eine unangenehme Innendrehung des Beins des Patienten 14. Die Fähigkeit der Erfindung, sowohl den C-Arm 40 zu drehen als auch den Schieber 36 entlang der Querachse 18 zu bewegen und somit das Isozentrum 42 zu verlagern, ermöglicht diese Abbildung ohne Bewegung des Patienten 14. Genauer gesagt wird einfach der erwünschte Winkel des C-Arms 40 ausgewählt und der Schieber 36 solcherart bewegt, daß die Strahlachse 49 mit dem Oberschenkelknochen 53 ausgerichtet ist. Dieser und andere Aspekte der Konstruktion des Densitometers sind in der Stammanmeldung US-A-5.305.368 mit dem Titel "Method for Analyzing Vertebral Morphology Using Digital Radiography" beschrieben.
Die kombinierte Bewegung des C-Arms 40, des Schieber 36, des Gestells 34 und des Tisches 12 ermöglicht es dem Densitometer 10, Bilder nicht nur in vorderer/hinterer und seitlicher Richtung, sondern auch in jedem Winkel des C-Arms 40 abzutasten. jede dieser Bewegungen des C-Arms 40, des Schiebers 36, des Gestells 34 und des Tisches 12 kann durch einen Computer 56 mit einem Anzeigeterminal 58 und einer Tastatur 60 gesteuert werden, wie sie auf dem Gebiet allgemein bekannt sind. Durch Vorsehen von Schrittbefehlen an die mit den verschiedenen oben beschriebenen Komponenten verbundenen Motoren kann der Computer 56 diese Komponenten steuern und lokalisieren, indem z. B. die Höhe des Tisches 12 durch Stellglieder 30 angepaßt und verfolgt wird. Der Computer 56 schaltet auch die Strahlungsquelle 44 ein und aus und sammelt vor allem digitalisierte Abschwächungsdaten aus den einzelnen Elementen der linearen Detektoranordnung 50, um eine Matrix gemessener Datenelemente über dem Patienten 14 zu erzeugen.
Bezug nehmend auf Fig. 2(a) und 4 können die Strahlungsquelle 44 und die Detektoranordnung 50 solcheart in bezug auf die Muffe 38 positioniert sein, daß die Strahlachse 49 im wesentlichen vertikal ist. Für eine Ganzkörperabtastung des Patienten 14 kann die Detektoranordnung 50 quer ausgerichtet sein (siehe 50 (b)), um längsseitig abzutasten, wie dies allgemein durch die Abfolge der Bereiche A1, B1 und C1 vom Kopf des Patienten bis zu seinen Füßen angezeigt wird. Während des Abtastens zeichnet die Fächerstrahlachse 49 einen ersten Weg 59. Am Ende dieses Abtastvorgangs würde man eine zweite Längsreihe von Daten heranziehen, die allgemein der Abfolge der Bereiche A2, B2 und C2 entspricht, und die Fächerstrahlachse einen zweiten Weg 61 von den Füßen des Patienten bis zu seinem Kopf zeichnen. Vier bis fünf solcher Längsreihen sind für eine Ganzkörperabtastung möglicherweise erforderlich.
Typischerweise würden bei Abschluß des ersten Abtastwegs 59 entlang der Abfolge A1, B1, C1 .... sowohl die Strahlungsquelle 44 als auch die Detektoranordnung quer bewegt, sodaß die noch immer vertikale Fächerstrahlachse 49 in den zweiten Abtastweg 61 einschwenkt. Die so verschobene Fächerstrahlachse 49 wird durch 49 identifiziert und ist in einem solchen Ausmaß quer versetzt, das gleich der Querbreite (gemessen innerhalb der Fächerstrahlebene 57) des Fächerstrahls 48 ist, wenn dieser in den Patienten 14 eintritt. Diese Verschiebung, die im allgemeinen kleiner als jene Fächerstrahlbreite ist, wenn der Fächerstrahl aus dem Patienten 14 heraustritt, stellt sicher, daß alle Volumina des Patienten 14 in einem der mehreren Längswege der Ganzkörperabtastung ausgeleuchtet werden. Dieses Abtastverfahren bringt jedoch einen dreieckigen Überlappungsbereich 69 redundanter Messung zwischen Fächerstrahlen auf den Wegen 59 und 61 hervor und bewirkt, daß bestimmte Volumenselemente des Patienten in diesem Bereich 69 zweimal ausgeleuchtet und demnach zweimal während des Abtastens gemessen werden. Beispielsweise werden vertikal ausgerichtete kubische Volumselemente 66, 67, und 68 innerhalb des Patienten 14 und etwa auf halbem Wege zwischen den Abtastwegen 59 und 61 während der Bewegung entlang des Abtastwegs 59 und 61 abgetastet.
Bezug nehmend auch auf Fig. 5 führt diese Doppelmessung von Volumselementen 66- 68 im allgemeinen zu einer räumlichen Querverzerrung im Bild dieser Strukturen. Diese Verzerrung ergibt sich aus den unterschiedlichen Winkeln der Meßstrahlen und im allgemeinen dem Mangel an Informationen betreffend die Höhe der Volumselemente 66-68 innerhalb des Patienten 14. Wenn die Daten der einzelnen Abtastungen entlang der Wege 59 und 61 einfach kombiniert werden, bewirkt die Unsicherheit bezüglich der Höhe der Volumenselemente 66-68 eine Unsicherheit in der Querposition, und das Bild zeigt quergerichtete Verbreiterung oder Verschmierung. Wenn beispielsweise ein Bild auf eine imaginäre Ebene auf der Höhe der oberen Fläche der Detektoranordnung 50 projiziert wird (eine Vorgabebildebene, wenn die Rohdaten aus der Detektoranordnung ansonsten unverarbeitet sind), projiziert das kubische Volumenselement 66 mit echter projizierter Kontur 70 auf ein rechteckiges Element 72 mit Flügelabschnitten 74 geringerer Dichte als der Mittelabschnitt 76.
Neben der räumlichen Verzerrung aufgrund mehrerer Messungen im Bereich 69 verzerrt die Datenredundanz die Absorptionswerte, die mit den Punkten des projizierten Bilds zusammenhängen. Der Mittelabschnitt 76 des Bilds ist z. B. die Summe zweier Messungen des Volumselements 66, während die Flügelbereiche 74 nur eine Messung des Volumselements 66 sind. Theoretisch kann dieser Fehler durch Gewichtung der Projektionsdaten korrigiert werden, sodaß der Effekt dieser Redundanz eliminiert wird, doch da die Höhe des Volumselements 66 nicht bekannt ist, kann kein genaues Gewichtungssystem abgeleitet werden. Im allgemein ist in einer zweidimensionalen Projektion Höheninformation nicht verfügbar.
Die Erfindung anerkennt, daß die Verzerrung von Fig. 5 nicht nur auf Überlappung von Fächerstrahlen 48 entlang benachbarter Abtastungen zurückzuführen ist, sondern auf die Variation in der Überlappung als Funktion der Höhe im Patienten 14. Die Erfindung bietet daher ein System, das die Fächerstrahlachse 49 für das Abtasten mehrerer Längssäulen ausrichtet, sodaß die allenfalls bestehende Überlappung entlang der Länge der Fächerstrahlachse 49 konstant ist.
Bezug nehmend auf Fig. 6 und 7 erfordert die konstante Überlappung zwischen den Fächerstrahlen 48 der Abtastungen angrenzender Säulen des Patienten 14, daß die Ränder der Fächerstrahlen, die um die Fächerstrahlachsen 49 innerhalb der Strahlebene 57 gegenüberliegen, parallel sind und - in der einfachsten Variante - aneinanderstoßen. Wenn - wie aus Fig. 7 ersichtlich - der mit dem Abtastungsweg 59 assoziierte Fächerstrahl 48 als 48(a) und seine Achse als 49(a) bezeichnet wird und der mit dem Abtastungsweg 61 assoziierte Fächerstrahl 48 als 48(b) und seine Achse als 49(b) bezeichnet wird und dies für den Rest der Fächerstrahlen 48 in der Ganzkörperabtastung des Patienten 14 auf diese Weise fortgeführt wird, ist jede der aufeinanderfolgenden Achsen 49 um den Brennpunkt 45 genau um f, den Fächerstrahlwinkel, verschoben; die Ränder der benachbarten Fächerstrahlen stoßen knapp aneinander, wenn sie vom Blickpunkt des Patienten 14 und des Tisches 12 betrachtet werden. In diesem Fall ist der Brennpunkt 45 für jeden der Fächerstrahlen 48(a)-(d) hinsichtlich der Position des Tisches 12 bei jedem Abtastvorgang der gleiche bzw. bewegt sich genauer gesagt in bezug auf den Tisch 12 nicht entlang der Fächerstrahlebene 57.
Wie aus Fig. 11 ersichtlich, können die Ränder der Fächerstrahlen 48(a)-(d) einander etwas überlappen, jedoch um eine konstante Breite. Niederum wird jede der aufeinanderfolgenden Achsen 49 für die Fächerstrahlen 48(a)-(d) genau um den Winkel f, den Fächerstrahlwinkel, verschoben, doch die Brennpunkte 45(a)-(d) für jeden Fächerstrahl 48(a)-(d) sind nicht mehr im Tischbezugsrahmen fixiert. Da aber das Überlappungsausmaß als Funktion des Abstands entlang der Fächerstrahlachse 49 nicht variiert (aufgrund der Anwendung des geeigneten Projektions- und Gewichtungsverfahrens, siehe unten), können Bildartefakte infolge von Überlappung entfernt werden. Obwohl die Überlappungsflächen 69' konstante Dicke aufweisen, verändern sie je nach Höhe der Strahlen im Patienten 14 ihre Querposition. Dadurch scheint sich das gleiche Problem der Höhenabhängigkeit wie aufgrund der dreieckigen Überlappungsflächen 69 von Fig. 4 zu ergeben, doch die Höhenabhängigkeit kann für Überlappungsflächen 69' mit konstanter Dicke durch die richtige Auswahl einer Projektionsebene überwunden werden, wie dies weiter unten beschrieben wird.
Sowohl in Fig. 7 als auch in Fig. 11 werden die Fächerstrahlen 48(a)-(d) kombiniert, um einen wirkungsvollen größeren Fächerstrahl zu erzeugen. Im Falle von Fig. 11 müssen die Projektionen gewichtet sein, um zu verhindern, daß die redundanten Daten eine unverhältnismäßige Wirkung auf das zusammengesetzte Projektionsbild ausüben. Diese Gewichtung kann in einfachster Ausführung eine Gruppe redundanter Daten einfach eliminieren (eine Gewichtung von null) oder es kann den zwei Datengruppen ein Gewichtspaar zugeordnet wird, dessen Summe eins ergibt. Derzeit führt die Möglichkeit der Patientenbewegung zu keiner Überlappung, oder es ist die Eliminierung von Überlappungsdaten vorzuziehen, da das Gewichten und Kombinieren ein verschwommenes Bild ergibt und für die Diagnose weniger vorzuziehen ist als eine gewisse Fehlausrichtung im kombinierten Bild.
Man beachte, daß das Überlappungsausmaß klein gehalten werden muß, selbst wenn keine Höhenabhängigkeit besteht, da es die wichtige Bedingung gibt, daß die Strahlen, die jedes Volumenselement des Patienten messen, in einem Winkel angeordnet sind; die Strahlen der überlappenden Ränder der Fächerstrahlen weisen nur für kleine Überlappungsausmaße etwa den gleichen Winkel auf.
Obwohl - Bezug nehmend auf Fig. 6 - der wirkungsvolle größere Strahl im Bezugsrahmen des Tisches 12 in einfacher Weise aus den Fächerstrahlen 48(a)-(d) zusammengesetzt werden kann, ist die tatsächliche Bewegung des C-Arms 40, des Tisches 12, des Schiebers 36 und des Gestells 34 des Densitormeters 10 im Bezugsrahmen des Raumes komplexer. Der Winkel der Fächerstrahlachsen 49(a)-(d) kann durch einfaches Rotieren des C-Arms 40 innerhalb seiner Muffe 38 erzielt werden. Im allgemeinen verändert jedoch diese Drehung die Höhe des Brennpunkts 45 im Verhältnis zum Tisch 12 sowie die Querposition des Brennpunkts 45 im Verhältnis zum Tisch 12. Daher ist eine Ausgleichsbewegung des Tisches 12 (nach oben oder unten und quergerichtet) notwendig. Die richtige Ausrichtung der Fächerstrahlen 48(a)-(d) erfolgt somit durch eine Reihe von Bewegungen der verschiedenen Komponenten des Densitometers 10, die unter der Steuerung des Computers 56 zusammenwirken.
Man beachte, daß zu erwarten ist, daß der wirkungsvolle breitflächige Fächerstrahl eine beträchtliche räumliche Verzerrung bewirkt, wenn er mit einer einzelnen linearen Detektoranordnung verwendet wird, die den gesamten wirkungsvollen Fächerstrahl abdeckt (oder wenn die Detektoranordnung 50 einfach entlang einer Linie unterhalb des wirkungsvollen Fächerstrahls translatiert würde). Eine solche Verzerrung würde für die äußersten Ränder des wirkungsvollen Fächerstrahls durch Erhöhen des Abstands zwischen dem Brennpunkt 45 und den Elementen der Detektoranordnung 50 hervorgerufen. Eine Zunahme des Abstands bewirkt eine stärkere Vergrößerung des Bilds, das von der Detektoranordnung 50 empfangen wird, was auch quantitative Messungen wie z. B. Knochendichte (siehe weiter unten) beeinflußt. Nichtsdestotrotz verhindert die Erfindung diese extreme Verzerrung durch stückweise Approximation eines gekrümmten Detektors (mit konstantem Abstand vom Brennpunkt für den gesamten wirkungsvollen Fächerstrahl) mittels der kurzen Segmente der tatsächlichen Detektoranordnung 50.
Jedes kurze Segment 50 weicht dennoch von einem echten gekrümmten Detektor ab, weshalb die Detektorelemente jedes Detektors 50 variierende Abstände vom wirkungsvollen Brennpunkt 45 des zusammengesetzten Fächerstrahls aufweisen. Diese Abweichung kann im Projektionssystem der Erfindung korrigiert werden, wie dies nachstehend beschrieben wird.
Bezug nehmend auf Fig. 8 enthält ein Fächerstrahl 48(a) des wirkungsvollen Fächerstrahls eine Anzahl an Strahlen 82, die benachbarte dreieckige Zonen mit gleichem Winkel um den Brennpunkt 45 umfassen. Bis zu einer ersten Approximation mißt jeder Strahl 82 eine gleich große Fläche des Patienten 14. Im Idealfall sollte dann jeder Strahl 82 zu einem einzelnen Bildelement (Pixel) eines zweidimensionalen Projektionsbilds zugeordnet werden, das aus den in der Abtastung gesammelten Daten besteht. Diese Zuordnung von Strahlen 82 zu Pixeln bewahrt die räumliche Wiedergabetreue des Bilds und verhindert die Verzerrung der quantitativen Werte, die jedem Pixel zugewiesen werden (möglicherweise bereichsempfindlich). Wenn beispielsweise die Abschwächung der Energie des Fächerstrahls 48 durch den Patienten 14 einen Knochenmineralgehalt (BMC) in Gramm anzeigt, erfordert die diagnostisch nützliche Einheit der Knochenmineraldichte (BMD) in g/cm2 eine präzise Aufbewahrung von Flächeninformation. Diese gleichflächige Pixelzuordnung ist bei der Messung der BMD vorteilhaft.
Die räumliche Periodizität der Strahlen 82 stimmt jedoch im allgemeinen nicht mit jener der Detektorelemente 47 der Detektoranordnung 50 überein. Wenn z. B. der äußerste Strahl 82 eines Fächerstrahls 48(a) das äußerste Detektorelement 47(a) der Detektoranordnung 50 genau begrenzt, begrenzt ein mittiger angeordneter Strhal 82 weniger als den Bereich eines mittiger angeordneten Detektorelmeents 47(e). Wenn die Rohdaten aus den Detektorelementen 47 direkt den Pixeln eines Bilds zugeordnet werden, tritt Flächenverzerrung ein. Der Abstand der äußersten Detektorelemente 47(a) vom Brennpunkt 45 ist typischerweise größer als jener der mittiger angeordneten Detektorelemente 47(e). Die Abstandsvariation bewirkt Vergrößerungsverzerrung, wie dies oben beschrieben ist.
Bezug nehmend auf Fig. 9 und 10 werden die von jedem Detektorelement erhaltenen Daten durch ein Projektionsverfahren an Pixel auf einer nichtplanaren Bildoberfläche angepaßt. Während des Abtastvorgangs werden die Daten aus jedem Detektorelement 47 der Detektoranordnung 50 in einer Matrix 75 gesammelt, die Elemente 77 aufweist, die mit einer bestimmten Koordinate in der Abtastung (im Verhältnis zum Tisch 12) und einer Reihe und Spalte in der Matrix 75 assoziiert sind. Im allgemeinen korrespondieren die Reihen der Matrix 75 mit den Variationen in der Querkoordinate der Daten der Abtastung, und die Spalten korrespondieren mit den Variationen in der Längskoordinate der Daten der Abtastung. Eine einzelne Reihe 81 stellt die Daten für eine Position des wirkungsvollen Fächerstrahls dar, und die Werte der Daten dieser Reihe 81 liefern ein Projektionssignal 83. Der Wert des Projektionssignals 83 ist eine schrittweise kontinuierliche Funktion der Anzahl der Detektorelemente.
Bezug nehmend auf Fig. 8 und 10 kann das Projektionssignal 83 auf eine gekrümmte Bildfläche 90 mit Pixeln 80 projiziert werden, die jeweils genau einen Strahl 82 begrenzen. Diese Zuordnung 92 erfolgt durch Unterteilen des Projektionssignals 83 gemäß der geometrischen Beziehung zwischen den Pixeln 80 der gekrümmten Bildfläche 90 und den Detektorelementen 47. Beispielsweise überspannt das Pixel 80(a) die von den Detektorelementen 47(c) und 47(b) erzeugten Projektionssignale. Demzufolge ist der Wert des Pixels 80(a) einfach der Mittelwert der Detektorsignale innerhalb der Spannweite oder das gewichtete Mittel der Werte der Projektionssignale 83 für die Detektorelemente 47(c) und (d) im Verhältnis zu ihrem Überlappungsausmaß. Dieses Projektionsverfahren wird für jedes Pixel 80 der Bildfläche 90 wiederholt, bis alle Daten projiziert wurden.
Wenn eine gekrümmte Bildfläche 90 angenommen wird, die dem Krümmungsradius- Brennpunkt 45 für diese Bildfläche 90 entspricht, ist die Bewegung der Bildfläche 90 aufwärts und abwärts entlang der Fächerstrahlachsen 49 lediglich eine einheitliche Skalierung des Bilds. Vorzugsweise wird die absolute Höhe der Bildfläche 90 ausgewählt, um die Größe des Patienten 14 etwa zu halbieren. Dies verringert die Größenordnung des Vergrößerungsfehlers im Bild infolge der divergierenden Strahlen 82 der Fächerstrahlen 48, indem die absoluten Werte des Abstands zwischen den Volumselementen 66-68 des Patienten 14 von der Bildfläche 90 reduziert werden. Die Verwendung einer Bildfläche 90, die um den Brennpunkt 45 gekrümmt ist, eliminiert auch die Höhenabhängigkeit der Überlappungsbereiche 69, wie dies in Zusammenhang mit Fig. 11 beschrieben wird, da in der Projektionsgeometrie die Überlappung eine konstante Querposition auf der Bildfläche 90 aufweist.
Bezug nehmend auf Fig. 10 werden in einer vorderen/hinteren Abtastung des Patienten 14, worin die Fächerstrahlachse 49 vertikal ausgerichtet ist, die Daten einer geradlinigen Matrix von Datenelementen 77 erfaßt. Jedes Element 77 der Matrix 75 besitzt eine Position, die mit einem bestimmten Weg eines Strahls des Fächerstrahls 48 durch den Patienten 14 sowie mit einem Detektorelement 47 der Detekoranordnung 50 korrespondiert; jedes Datenelement 77 besitzt einen Wert, der mit der Abschwächung dieses Strahls auf seinem Weg durch den Patienten 14 zusammenhängt. Wie dies auf dem Gebiet bekannt ist, speichert der Computer 56 die Pixelwerte und ihre relativen räumlichen Positionen, sodaß jedes Datenelement 77 problemlos dem bestimmten Bereich des Patienten 14 zugeordnet werden kann, in dem die Daten des Datenelements 77 gesammelt wurden.
Gemäß allgemein bekannter Dualenergie-Abbildungsverfahren wird der Wert jedes Datenelements 77 aus Messungen des Patienten auf zwei Energieebenen abgeleitet und liefert somit Informationen über die Zusammensetzung des die Abschwächung hervorrufenden Materials. Insbesondere zeigt der Datenelementwert den Knochenmineralgehalt des Volumens des Patienten an, das mit der Datenelementposition übereinstimmt.

Claims

1. Abbildungssystem (14) zum Erhalten von Diagnosebildern eines Patienten, umfassend:

eine Strahlungsquelle (44), um einen Strahlungsfächerstrahl (48) auf einen Patienten zu richten, wobei der Fächerstrahl um eine Strahlungsachse (49) aber im wesentlichen innerhalb einer Strahlenebene (57) von einem Brennpunkt (45) divergiert;

einen Strahlungsdetektor (50), der der Strahlungsquelle entlang der Strahlungsachse gegenübersteht, um den divergierenden Strahlungsstrahl aufnehmen, nachdem er durch den Patienten hindurchgegangen ist, um ein Projektionssignal zu erzeugen, das die Schwächung des Strahlungsstrahls für mehrere Einzelstrahlen (82) innerhalb des Strahls angibt;

Mittel (32-37) zum Verschieben der Strahlungsachse in einem ersten Weg (59) über den Patienten; und

ein Repositionierungsmittel (40) zum Drehen der Strahlungsachse um einen Verschiebungswinkel;

dadurch gekennzeichnet, daß

das Mittel zum Verschieben der Strahlungsachse die Strahlungsachse in zumindest einem zusätzlichen Weg (61) über den Patienten verschiebt, wobei der erste und der zusätzliche Weg voneinander beabstandet sind und im wesentlichen senkrecht zur Strahlenebene verlaufen;

wobei die Breite des Fächerstrahls in der Strahlenebene, wo der Fächerstrahl den Patienten schneidet, geringer ist als die Breite des Patienten in der Strahlenebene;

wobei das Repositionierungsmittel (40) innerhalb der Strahlenebene so angeordnet ist, daß die Strahlungsachse vom ersten Weg zum zusätzlichen Weg bewegt wird;

und daß das System weiters umfaßt:

Mittel (56) zum Kombinieren des Projektionssignals, das entlang des ersten und des zusätzlichen Wegs erhalten wird, um ein zweidimensionales Projektionsbild zu erzeugen.

2. Abbildungssystem nach Anspruch 1, worin das Repositionierungsmittel so betreibbar ist, daß nach der Drehung der Strahlungsachse die Position des Brennpunkts (45) innerhalb der Strahlenebene in bezug auf den Patienten während der Verschiebung in den zusätzlichen Weg (60) die gleiche ist wie während der Verschiebung in den ersten Weg (59).

3. Abbildungssystem nach Anspruch 1, worin der Fächerstrahl (48) einen innerhalb der Strahlenebene (57) gemessenen Fächerstrahlwinkel (f) aufweist und das Repositionierungsmittel die Strahlungsachse um den Fächerstrahlwinkel (f) dreht.

4. Abbildungssystem nach Anspruch 1, worin der Strahlungsdetektor eine lineare Anordnung (50) aus Detektorelementen (47) ist, wobei jedes entlang der linearen Anordnung einer ersten Breite des Fächerstrahls gegenüberliegt, und worin die Projektionssignale eine Vielzahl von Elementsignalen von jedem Element umfassen, wobei das Abbildungssystem umfaßt:

einen Projektor zum Umsetzen der Elementsignale in Pixel einer nichtplanaren Bildoberfläche (90), die allgemein normal zur Strahlungsachse verläuft, wobei jedes Pixel zweiten Breiten des Fächerstrahls gegenübersteht, die von den ersten Breiten abweichen.

5. Abbildungssystem nach Anspruch 4, worin die nicht-planare Bildoberfläche (90) ein Abschnitt eines Zylinders mit einem konstanten Radius ist, der gleich dem Abstand zwischen der Oberfläche und der Strahlungsquelle (44) ist, so daß er den Patienten im wesentlichen halbiert.

6. Abbildungssystem nach Anspruch 1, umfassend:

einen Tisch (12), um einen Patienten auf dem Rücken liegend in einer horizontalen Ebene zu halten, wobei der Tisch eine Stütze (20) umfaßt, um den Tisch in einer vertikalen Richtung zu positionieren;

eine Schiene (32), um ein Gestell (34) in bezug auf den Tisch entlang einer Achse parallel zur horizontalen Ebene zu bewegen;

eine am Gestell (34) befestigte Einfassung (38), um einen C-Arm (40) gleitend zu halten, wobei der C-Arm ein erstes und ein zweites Ende aufweist, die durch die Einfassung bewegbar sind, um das erste und das zweite Ende zu einem einer Vielzahl von Winkeln um eine Achse parallel zur horizontalen Ebene zu drehen, wobei die Strahlungsquelle (44) und der Detektor (50) am ersten bzw. am zweiten Ende um einen Mittelpunkt einander gegenüber befestigt sind, wobei der Detektor und die Strahlungsquelle Energiedämpfungsmessungen entlang eines Fächerstrahls (48) liefern, der um eine Strahlenachse (49) und innerhalb einer Strahlenebene (57) divergiert; und

ein Mittel zum Koordinieren der Bewegung des C-Arms (40) durch die Einfassung (38) und der Bewegung des Tisches (12) in einer vertikalen Richtung, um die Strahlenachse (49) zu drehen, während die Position der Strahlungsquelle (44) innerhalb der Strahlenebene (57) in bezug auf den Tisch sowohl vertikal als auch horizontal beibehalten wird.

7. Abbildungssystem nach Anspruch 1, worin das Repositionierungsmittel die Strahlungsachse (49) so dreht, daß sich der Brennpunkt (45) des Fächerstrahls in der Strahlungsquelle im gleichen vertikalen Abstand vom Patiententisch (12) befindet, wenn die Strahlungsachse (49) mit dem ersten und zumindest einem der zusätzlichen Wege ausgerichtet ist.

8. Abbildungssystem nach Anspruch 1, worin das Abbildungssystem ein Knochendichtemesser ist.

9. Abbildungssystem nach Anspruch 8, worin der Knochendichtemesser ein Dualenergie-Knochendichtemesser ist.

10. Abbildungssystem nach Anspruch 8, worin die Strahlungsquelle eine polychromatische Röntgenstrahlenquelle ist.

11. Abbildungssystem nach Anspruch 8, worin der Fächerstrahl in einem Rastermuster über den Patienten abgetastet wird, wobei die Rasterabtastung aus dem ersten und den zusätzlichen Wegen (59, 61) gebildet ist, worin die Anzahl der Wege und der Zwischenraum zwischen den Wegen so gewählt sind, daß vollständige Anstrahlung des gesamten Körpers des Patienten gewährleistet ist.