DE69934862T2

DE69934862T2 - Tomographische Bilderzeugung mittels eindringender Strahlung

Info

Publication number: DE69934862T2
Application number: DE69934862T
Authority: DE
Inventors: Zhongmin Twinsburg Lin; Donald E. Gates Mills Negrelli; Leonard F. Mentor Plut; Jerome J. Kirtland Griesmer
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1998-11-25
Filing date: 1999-11-04
Publication date: 2007-10-18
Anticipated expiration: 2019-11-05
Also published as: EP1004272B1; US6236708B1; EP1004272A1; JP2000157525A; DE69934862D1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der tomographischen Bildgebung mittels eindringender Strahlung. Sie findet insbesondere Anwendung in der tomographischen 3D- und 2D-Bildgebung basierend auf einer oder mehr Schichten in einem menschlichen Körper, die durch ein Röntgensystem gemessen werden. Es ist jedoch zu beachten, dass die Erfindung auch andere Anwendung findet, beispielsweise in der Bildgebung eines Objektes mit anderen Arten eindringender Strahlung zum Bestimmen der Zusammensetzung und der Bestandteile dieses Objektes, und sie kann vorteilhaft in anderen Umgebungen und anderen Anwendungsbereichen eingesetzt werden.
Herkömmlicherweise werden Röntgenstrahlen ausgehend von einer Röntgenquelle und durch ein Objekt projiziert, um ein Bild auf einem Röntgenfilm zu belichten. Das Bild ist typischerweise eine Komprimierung aller Strukturen in dem abgebildeten Teilstück des Körpers, das auf dem Röntgenfilm belichtet wird. Die große Menge überlagerter Informationen können eine Diagnose erschweren.
Bei einem Verfahren zum Hervorheben einer ausgewählten Ebene des Objekts bewegen sich die Röntgenquelle und der Röntgenfilm antizyklisch in parallelen Ebenen, die parallel zu der interessierenden Ebene liegen. Im Besonderen werden die Röntgenquelle und der Röntgenfilm so bewegt, dass sich der Strahlgang, der jedes inkrementelle Element des Röntgenfilms belichtet, um einen festen Punkt in der interessierenden Ebene oder der Brennebene dreht. Auf diese Weise wird jedes inkrementelle Element des Röntgenfilms gleichmäßig von Strahlung belichtet, die durch einen konstanten Punkt in der Brennebene dringt. Da sich der Strahl jedoch um den konstanten Punkt dreht, wird das gleiche Inkrement des Röntgenfilms auch von einer Vielzahl von Strukturen außerhalb der Brennebene belichtet. Auf diese Weise erscheinen Informationen von außerhalb der Brennebene liegenden Strukturen auf demselben Röntgenfilm unscharf, auf dem Bilddaten, die Strukturen in der Brennebene zuzuordnen sind, scharf und klar bleiben.
Wenn der diagnostizierende Arzt eine andere ausgewählte Ebene ansehen möchte, wird die Position des Patienten in Bezug auf die Röntgenquelle und den Filmbehälter so verschoben, dass die Brennebene durch eine andere ausgewählte Ebene des Objekts verläuft. Bei ausreichender Zeit kann eine Serie von parallelen, planaren Filmbildern durch das Objekt erzeugt werden. Da jedes Bild für seine Erzeugung jedoch eine erhebliche Zeit benötigt, entsteht ein erheblicher zeitlicher Versatz oder eine erhebliche zeitliche Entwicklung zwischen den Bildern.
Der zeitliche Versatz kann mit Hilfe volumetrischer CT-Scanner erheblich reduziert werden. CT-Scanner sind jedoch nicht nur viel größer und komplizierter als die herkömmlichen Röntgenbildgebungssysteme, sondern auch viel teurer. Außerdem sind CT-Scanner andere Ausrüstungsteile, die oft in einem anderen Raum oder an einem anderen Ort innerhalb des Gebäudes und manchmal in einem ganz anderen Gebäude untergebracht sind. Typischerweise werden die CT-Scanner von anderen Technikern bedient. Dementsprechend entstehen zeitliche Verzögerungen bei dem Transport des Patienten von einem Ausrüstungsteil zu einem anderen, so dass manchmal zusätzliche Termine abgesprochen werden müssen. Daher können die Filmbilder und die CT-Bildern einen sehr großen zeitlichen Versatz aufweisen. Außerdem ist es schwierig, die Position und die Ausrichtung des Patienten während eines derartigen Transports konstant zu halten. Dementsprechend stellen die resultierenden CT-Bilder oft nicht die gleiche Physiologie wie die Filmbilder dar.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Gerät zum Erzeugen von Bildern zu Diagnosezwecken eines Bereichs von Interesse eines Objekts zu schaffen. Das Gerät umfasst Folgendes: eine Strahlungsquelle zum Aussenden eines Strahlenbündels eindringender Strahlung durch den Bereich von Interesse des Objekts; einen Detektor zum Empfangen der Strahlung nach dem Durchqueren des Objekts, wobei der Detektor auf der der Strahlungsquelle gegenüber liegenden Seite des Objekts angeordnet ist und eine Vielzahl von elektronischen Ansichten ausgibt, die die empfangenen Schwankungen der Strahlungsintensität am Detektor darstellen; ein Bewegungssystem zum Bewegen der Strahlungsquelle zu einer Vielzahl von Positionen in Bezug auf den Bereich von Interesse, so dass die Strahlung von der Strahlungsquelle, die durch jede einer Vielzahl von Brennebenen tritt, die parallel zum Detektor und innerhalb des Bereiches von Interesse liegen, auf die darüber liegenden und zueinander versetzt angeordneten Detektoren trifft. In dem Dokument GB-A-062 403 ist ein derartiges Gerät dargelegt. Schließlich umfasst der Gegenstand der vorliegenden Erfindung ferner einen Prozessor zum Verschieben der elektronischen Ansichten für eine erste Brennebene, so dass die Strahlung, die durch jedes inkrementelle Element in der ersten ausgewählten Brennebene tritt, zu einem gemeinsamen Pixel der elektronischen Ansichten beiträgt, wobei der Prozessor die elektronischen Ansichten so summiert, dass die Pixel von jeder elektronischen Ansicht, die dem inkrementellen Element in der ersten ausgewählten Brennebene entsprechen, summiert werden und ein Schichtbild erzeugen, das durch die erste ausgewählte Brennebene aufgenommen wurde, und dass die den inkrementellen Elementen des Bereiches von Interesse, die außerhalb der ersten ausgewählten Brennebene liegen, zugeordnete Strahlungsdämpfung ungleichmäßig auf die Pixel aufgeteilt wird und ein unscharfer Hintergrund gebildet wird.
Der Erfindung liegt ferner die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zum Erzeugen von Bildern zu Diagnosezwecken eines Bereichs von Interesse eines Objekts zu schaffen. Das Verfahren umfasst folgende Schritte: Projizieren von eindringender Strahlung von einer Strahlungsquelle durch den Bereich von Interesse; Empfangen der Strahlung, die durch das Objekt gedrungen ist, in einer Strahlungsdetektionsebene und Umwandeln derempfangenen Strahlung in elektronische Ansichten, die Schwankungen in der empfangenen Strahlung innerhalb der Detektionsebene anzeigen; Bewegen der Strahlungsquelle zu einer Vielzahl von Positionen in Bezug auf den Bereich von Interesse, so dass die Strahlung von der Strahlungsquelle, die durch jede einer Vielzahl von Brennebenen tritt, die parallel zur Detektorebene und innerhalb des Bereiches von Interesse liegen, auf die darüber liegende und zueinander versetzt angeordnete Detektorebene trifft; Verschieben der elektronischen Ansichten für eine erste ausgewählte Brennebene, so dass die Strahlung, die durch jedes inkrementelle Element in der ersten ausgewählten Brennebene fällt, zu einem gemeinsamen Pixel der elektronischen Ansichten beiträgt; schließlich Summieren der elektronischen Ansichten, so dass die Pixel jeder elektronischen Ansicht, die dem inkrementellen Element in der ersten ausgewählten Brennebene entsprechen, summiert werden und ein Schichtbild erzeugen, das durch die erste ausgewählte Brennebene aufgenommen wurde, und dass die den inkrementellen Elementen des Bereiches von Interesse, die außerhalb der ersten ausgewählten Brennebene liegen, zugeordnete Strahlungsdämpfung ungleichmäßig auf die Pixel aufgeteilt wird und ein unscharfer Hintergrund gebildet wird.
Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt und werden im Folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Seitenansicht einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
2A eine perspektivische Ansicht, die die Bewegung einer Röntgenquelle darstellt;
2B eine Draufsicht einer Bahn der Röntgenquelle aus 2A;
2C eine Kosinus- oder Sinus-Bewegungsbahn der Röntgenquelle;
3 eine schematische Darstellung einer zweiten Ausführungsform der Erfindung;
4 eine bildliche Darstellung eines bei der Bewegung der Strahlungsquelle in zwei Dimensionen eingesetzten Rekonstruktionsalgorithmus;
5 eine bildliche Darstellung eines bei der Bewegung der Strahlungsquelle in drei Dimensionen eingesetzten Rekonstruktionsalgorithmus;
6 eine Seitenansicht eines tomographischen Bildgebungssystems gemäß einer dritten Ausführungsform der Erfindung;
7 eine Seitenansicht der dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit ausgefahrener Röntgenquelle;
8 die Bewegung der Röntgenquelle gemäß der dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; und
9 einen Ablaufplan zum Ermitteln und Erzeugen von tomographischen 2D- und 3D-Bildern gemäß den verschiedenen Ausführungsformen der Erfindung.
Mit Bezug auf 1 liegt ein Objekt 10, vorzugsweise ein Gegenstand oder Patient, auf einem Röntgentisch 12 oder einer anderen Auflagefläche. Eine Röntgenröhre oder eine andere Strahlungsquelle 14 ist unter dem Tisch 12 auf einem Röntgenquellen-Bewegungssystem 16 montiert. Das Röntgenquellen-Bewegungssystem 16 bewegt die Röntgenquelle 14 auf einer bogenförmigen Bahn mit konstantem Radius in Bezug auf das Objekt 10 hin und zurück. Ein flacher Festkörper-Strahlungsdetektor 18 ist über dem Tisch 12 ausgerichtet zu einem Röntgenstrahlenbündel angeordnet, das von der Röntgenquelle 14 projiziert wird. Bei der bevorzugten Ausführungsform ist der Flachdetektor 18 ein rechteckiges Raster aus strahlungsempfindlichen Bauteilen, von denen jedes ein elektrisches Signal erzeugt, das eine Intensität oder Menge empfangener Strahlung angibt.
Wenn sich die Strahlungsquelle 14 unter dem Objekt 10 bewegt, werden die Bauteile des Flachdetektors 18 periodisch abgetastet. Im Besonderen überwacht ein Detektor 20 der Röntgenquellenposition eine Winkelposition φ der Röntgenquelle 14, indem er ihre physikalische Position auf dem Röntgenguellen-Bewegungssystem 16 überwacht. Der Flachdetektor 18 wird an jeder einer Vielzahl von vorher ausgewählten Winkelpositionen ausgelesen, während sich die Röntgenquelle 14 auf der bogenförmigen Bahn hin und zurück bewegt. Es ist zu beachten, dass sich die Röntgenquelle 14 zum Erzielen einer optima len Präzision in inkrementellen Schritten bewegen kann. Als Alternative kann sich die Röntgenquelle 14 kontinuierlich bewegen, wobei die Abtastung bei minimaler Verschlechterung des Bildes auf einem kurzen Bogen erfolgt.
Eine Sortierroutine 22 empfängt die abgetastete Periode mit Bilddaten oder Ansichten an jeder der Winkelpositionen und speichert sie in einem entsprechenden Bilspeicher 24a, 24b, ..., 24n. Bei der bevorzugten Ausführungsform, bei der sich die Röntgenquelle viele Male vor und zurück bewegt, fügen eine Folge von Bildaddiereinheiten 26a, 26b, ..., 26n jede neue Ansicht von einer entsprechenden Winkelposition zu den bereits in dem entsprechenden Bildspeicher vorhandenen Ansichten hinzu und summieren oder mitteln die Vielzahl von erfassten Ansichten.
Wie unten ausführlicher beschrieben verarbeitet ein Prozessor 28 Ansichten von den Bildspeicher 24a, 24b, ..., 24n. Wie unten ausführlicher erläutert wird jede der Ansichten in Bezug auf vorherige Ansichten versetzt und mit ihnen so summiert, dass die Teilstücken des Objekts in einer ersten Brennebene L₁ zuzuordnende Strahlungsdämpfung kohärent ist und eine minimale Unschärfe aufweist, während die Strahlungsdämpfung von Teilstücken des Objekts 10, die sich außerhalb der ersten Brennebene L₁ befinden, eine maximale Unschärfe aufweist. Auf diese Weise wird eine erste Schicht volumetrischer Bilddaten erzeugt und in einem Volumenbildspeicher 30 gespeichert. Durch die Änderung des Versatzes und die Summierung, die unten ausführlicher beschrieben werden, werden Daten, die eine zweite Brennebene L₂ und eine Vielzahl von nachfolgenden Brennebenen L_n darstellen, erzeugt und in dem Volumenbildspeicher 30 gespeichert. Es ist zu beachten, dass, solange die Ansichten in den Bildspeichern 24a, 24b, ... 24n gespeichert sind, der Versatz neu ausgewählt werden kann, um eine andere Matrix von Brennebenen L₁, L₂, ..., L_n auszuwählen, die einen Bereich von Interesse eventuell besser darstellt.
Ein Bediener steuert einen Bildauswahlprozessor 32, der das anzuzeigende Bild auswählt. Typische Bilder umfassen eine einzige Schicht durch einen Bereich von Interesse, koordinierte Sagittal-, Koronal- und Transversalschichten durch den Bereich von Interesse, Schrägachsenschichten, volumetrische Renderings und ähnliches. Der Bildauswahlprozessor 32 veranlasst, dass die geeigneten Werte aus dem Volumenbildspeicher 30 in einen Videoprozessor 34 ausgelesen werden, der die Daten in das geeignete Format zur Anzeige auf einem Videobildschirm oder einer anderen vom Menschen lesbaren Anzeigevorrichtung 36 umwandelt.
Mit Bezug auf die 2A, 2B und 2C bewegt sich die unter dem Tisch angeordnete Röntgenröhre 14 auf einer bogenförmigen Trajektorie mit einer Bewegung, die zwei Freiheitsgrade kombiniert. Im Besonderen weist die Bewegung der Röntgenquelle 14 Komponenten auf, die sowohl parallel als auch quer zu einer in Längs- und Vertikalrichtung verlaufenden Ebene jedoch symmetrisch durch das Objekt verlaufen, da der oberhalb angeordnete Flachdetektor 18 stationär bleibt. Zu diesem Zweck umfasst das Röntgenquellen-Bewegungssystem 16 eine Transversal-Gleitstange oder -Abstützung 40, die an ihrem Ende an einem Paar gleicher Schienen 42 montiert ist, die entlang den Seiten der bogenförmigen Bahn verlaufen. Das Röntgenquellen-Bewegungssystem 16 umfasst einen ersten Antrieb, beispielsweise einen Motor 44, und ein Getriebe zum Bewegen der Gleitstange 40 auf einer Bahn 42. Wie oben angegeben kann der Motor 44 ein Schrittmotor sein, der die Röntgenquelle 14 in feststehenden Schritten bewegt, oder ein Synchron- oder Servomotor sein, der sie mit einer kontrollierten Geschwindigkeit bewegt. Die Codiereinheit 20 zum Anzeigen der Winkelposition der Quelle 14 kann bequemerweise ein Tachometer sein. Die Gleitstange 40 trägt einen zweiten (nicht dargestellten) Antrieb, der die Röntgenquelle 14 quer zur in Längs- und Vertikalrichtung verlaufenden Ebene bewegt.
Eine Motorsteuerung steuert die beiden Antriebe so, dass die Strahlungsquelle 14 einer vorher ausgewählten Trajektorie, beispielsweise der sinusförmigen, in 2C abgebildeten Trajektorie folgt. Andere kompliziertere Bewegungen, beispielsweise spiralförmige, kreisförmige, elliptische oder hypozykloidale Bewegungen, werden auch erwogen. Bei der dargestellten sinusfömigen Ausführungsform hat die Trajektorie der Strahlungsquelle eine Breite W und ein Abtastintervall S, die beide steuerbar sind.
Während des Tomographievorgangs wird ein Satz digitaler Photospot- oder Impulsfluoroskopiebilder oder -ansichten erfasst und gespeichert. Der Bildersatz wird dann von dem 3D-Tomographie-Bildrekonstruktionsprozessor 28 verarbeitet, und es werden 2D-Tomographiebilder erzeugt, die gestapelt werden, um das 3D-Tomographiebild zu bilden. Die Vergrößerung der Bildgebungsgeometrie des Systems ist nicht konstant, so dass eine Verzerrungskorrektur der variierenden Vergrößerung eingesetzt wird, um die Unschärfe des Bildes zu unterdrücken und die Sichtbarkeit des Bildes zu verbessern. Dies wird nachfolgend mit Bezug auf 9 beschrieben.
Es ist zu beachten, dass das System auch für herkömmliche Röntgen- und Fluoroskopieanwendungen konfiguriert werden kann. Während der Röntgenanwendungen wird die Röntgenröhre 14 in der Mitte der Bahn 42 positioniert.
Der Einsatz des Flachdetektors 18 bietet einen größeren dynamischen Bereich als denjenigen der herkömmlichen Film-Folie. Während eines Tomographievorgangs wird ein Satz digitaler Flachbilder erfasst. Aus diesem Satz von Flachbildern werden Mehrschicht-Tomographiebilder der Anatomie des Objektes 10 konstruiert. Ein 3D-Tomographiebild wird ebenfalls aus diesem Satz Bilder konstruiert. Der Prozessor 28 nutzt die digitale Verarbeitung zur Bildverbesserung und zur Verzerrungskorrektur und erhöht dadurch den Bildkontrast und die Sichtbarkeit. Das Steuersystem ist einfach: Zwei Motoren, einer für die Bewegung auf der Bahn und einer für die Bewegung der Röntgenquelle auf der Gleitstange 40 entlang der Trajektorie aus 2C. Durch diese Konstruktion wird die Bewegungssteuerung einfacher und zuverlässig.
Mit Bezug nun auf die zweite in den 3–5 dargestellte Ausführungsform werden die Röntgenquelle 14 oberhalb und der Flachdetektor 18 unterhalb des auf dem Röntgentisch 12 liegenden Objekts 10 montiert. Die Röntgenquelle 14 bewegt sich auf Quer- und Längsachsen in Bezug auf das Objekt 10.
Mit Bezug auf die 3 und 4 ist ein digitales Tomographiesystem mit einer festen Vergrößerung dargestellt. Dieses System weist den einfachsten Rekonstruktionsalgorithmus auf, da in diesem Beispiel keine vertikale Bewegung der Quelle stattfindet. Der Flachdetektor 18 befindet sich unterhalb des Objekts 10 und ist während des Tomographievorgangs stationär. Eine oberhalb angeordnete Röntgenröhre 14 bewegt sich über den interessierenden Bereich eines Patienten 10. Bei dem dargestellten Diagnoseprozess bewegt sich die Röhre 14 parallel so zu dem Flachdetektor 18, dass die Vergrößerung konstant bleibt. Der Prozessor 28 integriert die Ansichten und erstellt ein Tomographiebild einer ausgewählten Brennebene L. Die Röntgenquelle 14 wird auf einem konstanten Abstand k zur Detektorebene 18 gehalten, wo sich die Brennebene L mit einem konstanten Abstand 1 zur Detektorebene 18 befindet. Zur Rekonstruktion eines Bildes der Schicht L wird eine Anfangsposition (X₀, Y₀) der Röntgenquelle als Bezugsposition ausgewählt. Der Strahlengang vom Punkt (X₀, Y₀) durch ein ausgewähltes Element O in der Brennebene L des Objekts 10 schneidet den Flachdetektor 18 bei (x₀, y₀). Wenn sich die Röntgenröhre 14 von der Position (X₀, Y₀) zur Position (X_i, Y_i) bewegt, schneidet der Strahlengang durch das Element O in der Brennebene L den Detektor 18 bei (x_i, y_i). Die Verschiebung D zwischen den Positionen (x₀, y₀) und (x_i, y_i) errechnet sich aus: xi = x0 + (1/(k – 1))·(X0 – Xi) (1a) yi = y0 + (1/(k – 1))·(Y0 – Yi) (1b)
Es ist zu beachten, dass ein inkrementelles Element O, das auf dem Stahlengang von (X₀, Y₀) zu (x₀, y₀) liegt, auch auf dem Strahlengang zwischen (X_i, Y_i) und (x_i, y_i) liegt. Weitere andere inkrementellen Elemente liegen auf diesen beiden Strahlengängen. Wenn sich die Röntgenquelle 14 zu weiteren Positionen bewegt, ist das einzige gemeinsame inkrementelle Element der weiteren Strahlengänge immer noch das inkrementelle Element O. Auch wenn die Darstellung in Bezug auf das inkrementelle Element O erfolgte, sind alle inkrementellen Elemente in der Ebene L auf die gleiche Weise betroffen. Es ist ferner festzustellen, dass diejenigen inkrementellen Elemente, wie O', die nicht in der Ebene L liegen, d.h. die Pixel, die die Strahlungsdämpfung durch ein derartiges inkrementelle Element darstellen, in jeder Ansicht ihre Pixelposition ändern. Auf diese Weise wird der Anteil der außerhalb der Brennebene liegenden inkrementellen Elemente an dem summierten Bild unscharf oder homogen mit ausreichender Unschärfe, und die außerhalb der Ebene liegenden inkrementellen Elemente O' werden auf ein Hintergrundrauschen, vorzugsweise lediglich einen Schleier, reduziert. Als Option kann dieser Schleier durch Filtern reduziert werden, beispielsweise indem alle Grauskalawerte unterhalb eines vorher ausgewählten oder berechneten Pegels auf einen grundlegenden Hintergrundpegel, d. h. schwarz, reduziert werden.
Die Ansicht (x_i, y_i) wird um den Vektor D verschoben und zu der Ansicht (x₀, y₀) addiert. Dieser Vorgang wird für eine Vielzahl von Röntgenquellenpositionen wiederholt, um das Bild der ersten Brennebene L zu erstellen, und das Bild des Objekts O kann verbessert werden, indem zwei Bilder addiert werden. Die Bilder jegliches Objektpunktes in der Schicht L können mit Hilfe des gleichen Verfahrens verbessert werden.
Mit Bezug auf 5 ist ein allgemeiner Fall dargestellt, bei dem die Vergrößerung nicht konstant ist. Die Röntgenquelle 14 bewegt sich ausgehend von der Anfangs- oder Bezugsposition (X₀, Y₀, Z₀), von der ein Bild bei (x₀, y₀, 0) nach dem Durchqueren des inkrementellen Elements O₁ der Brennebene L₁ auf den Detektor 18 fällt, wobei der Abstand 1₁ zwischen dem Flachdetektor 18 und der Rekonstruktionsschicht L₁ konstant bleibt. Die Röntgenquelle 14 bewegt sich von der Anfangs- oder Bezugsposition (X₀, Y₀, Z₀) zu einer ersten inkrementellen Position (X_i, Y_i, Z_i), von der ein Bild bei (x_i, y_i, 0) nach dem Durchqueren des inkrementellen Elements O₁ der Brennebene L₁ auf den Detektor 18 fällt, wobei der Abstand 1₁ zwischen dem Flachdetektor 18 und der Rekonstruktionsschicht L₁ konstant bleibt. Wenn sich die Röntgenquelle 14 entlang einer bogenförmigen Bahn mit konstantem Radius bewegt, ändert sich die Komponente z. Der Abstand 1₁ wird konstant gehalten, und die Detektorebene wird willkürlich eingestellt als z₀ = z_i = 0. Die Gleichungen (1a) und (1b) werden in ihren Dimensionen xi = x0 + (11/(Z0 – 11))(X0 – Xi) (2a) yi = y0 + (11/(Z0 – 11))(Y0 – Yi)(2b) zi = 0 (2c)
Die Position (x_i, y_i, 0) wird für jeden Punkt der Brennebene L₁ berechnet als xi = [Zi(Z0 – 11)/Z0(Zi – 11)]x0 + [(Zi11/Z0(Zi – 11)]·X0 – [11/(Zi – 11)]Xi (3a) yi = [Zi(Z0 – 11)/Z0(Zi – 11)]y0 + [(Zi11/Z0(Zi – 11)]·Y0 – [11/(Zi – 11)]Yi (3b) zi = 0 (3c)
Es ist zu beachten, dass der Strahlengang von der Röntgenquelle 14, der bei (X₀, Y₀, Z₀) auf einen entsprechenden Punkt (x₀, y₀, 0) auf dem Flachdetektor 18 fällt, durch Elemente in einer Vielzahl von Ebenen, einschließlich des Elementes O₂ der Ebene L₂, dringt. Der Strahlengang von der Röntgenquelle 14 am Punkt (X_i, Y_i, Z_i) dringt durch das Element O₂ und trifft an einem anderen, durch den Vektor D₂ von Punkt (x₀, y₀, 0) versetzten Punkt auf die Detektorebene 18. Durch einfaches Einstellen des Versatzvektors D₂ kann dieselbe Folge von Ansichten summiert werden, um Bilder in jeder einer Vielzahl von Brennebenen zu erzeugen.
Während eines einfachen volumetrischen Tomographiebildgebungsvorgangs wird ein einziger Satz digitaler Ansichten in den Bildspeichern 24a, 24b, ..., 24n gesammelt. Für eine erste Ebene L₁ mit einem Abstand 1, von dem Flachdetektor 18 wird der Datenwert jeder Ansicht gemäß den Gleichungen (3a) und (3b) angepasst, um den Versatz und die Vergrößerung zu korrigieren, und die Ansichten werden summiert. Dann erfolgen für eine zweite Brennebene L₂ mit einem Abstand 1₂ von der Detektorebene 18 wiederum die gleichen Anpassungen, und diese werden summiert, um ein Schichtbild für eine zweite Ebene L₂ zu erzeugen. Der gleiche Vorgang des Anpassens der Vergrößerung und des Versatzes an dieselben Daten wird wiederholt, bis jede der Ebenen der volumetrischen Bilddarstellung erzeugt wurde. Diese Schritte können mit kleineren Abständen zwischen den Brennebenen wiederholt werden, um mehr Details in einem getrennten Bereich von besonderem Interesse zu erzielen.
Während eines volumetrischen Tomographiebildgebungsvorgangs wird ein Satz digitaler Ansichten erfasst. Aus diesem Satz von Flachansichten werden mehrschichtige Tomographiebilder der Anatomie konstruiert. Ein volumetrisches oder 3D-Tomographiebild wird konstruiert, indem zusätzliche Schichtbilder gestapelt werden, die aus demselben Satz tomographischer Ansichten rekonstruiert wurden. Digitale Verarbeitung wird zur Bildverbesserung und Verzerrungskorrektur eingesetzt, um den Bildkontrast und die Sichtbarkeit zu erhöhen.
Mit Bezug nun auf die 6 und 7 ist eine dritte Ausführungsform dargestellt, wobei ein Röntgentomographiesystem eine Röntgenquelle 14 aufweist, die an einer drehbaren Gantry 50 montiert ist, die ihrerseits an einer Translationsgantry 52 montiert ist. Röntgenstrahlen von der Quelle 14 dringen durch das auf dem Röntgentisch 12 liegende Objekt. Das Röntgenstrahlenbündel wird von dem unterhalb des Tisches 12 angeordneten Flachdetektor 18 detektiert.
Mit Bezug auf 8 rotiert die Gantry 50, um den Flachdetektor 18 während der Röntgenvorgänge automatisch auf die oberhalb angeordnete Röntgenquelle 14 auszurichten. Während des Tomographievorgangs wird die oberhalb angeordnete Röntgenquelle 14 von (nicht dargestellten) Servo- oder Schrittmotoren angetrieben, die es ihr ermöglichen, einen Bereich von Interesse des Objekts abzutasten. Der Flachdetektor 18 bleibt stationär. Die Translationsgantry 52 bewegt sich nach links und nach rechts, während sich die drehbare Gantry 50 gegen den und im Uhrzeigersinn in Bezug auf die Translationsgantry 52 dreht, damit das kollimierte kegelförmige Röntgenstrahlenbündel auf den interessierenden Bereich ausgerichtet bleibt.
Weiterhin mit Bezug auf die 6–7 sind die rotierende Gantry 50 und die sich in Längsrichtung bewegende Gantry 52 so miteinander verbunden, dass sich die Röntgenröhre 14 in Richtung des Flachdetektors 18 und von ihm weg bewegen kann. Die Position des Quellenpunktes 54 befindet sich auf der Drehachse der Gantry 50. Auf diese Weise können die Bewegungen so koordiniert werden, dass der Brennfleck der Röntgenröhre 14 einer bogenförmigen Trajektorie folgt, die an allen Positionen den gleichen Abstand vom Flachdetektor 18 hat, damit Vergrößerungseffekte minimiert werden.
Es ist ebenfalls zu beachten, dass die drehbare Gantry 50 auch so konfiguriert werden kann, das sie sich in Bezug auf die Translationsgantry 52 nach innen und nach außen bewegt. Dadurch kann sich die Röntgenquelle 14 sowohl mit Quer- als auch mit Längskomponenten der Bewegung in Bezug auf das Objekt bewegen. Wie oben erläutert bewirken die zusätzlichen Bewegungskomponenten, dass die außerhalb der Ebene liegenden Anteile des Bildes unschärfer werden und die Hintergrundanteile reduzieren.
Es ist ebenfalls offensichtlich, dass sich das Objekt in einer gewerblichen Lagerumgebung befinden kann und jegliches Objekt sein kann, dass während der Verarbei tung auf Bestandteile seiner Schichten gemessen werden soll. Als weitere Option kann sich die Fläche, die das Objekt trägt, in Bezug auf die Röntgenquelle bewegen, sie kann beispielsweise ein Transportband sein.
Mit Bezug auf 9 ist hier ein Ablaufplan 60 dargestellt, in dem ein bevorzugtes Verfahren zum Rekonstruieren der tomographischen 2D- und 3D-Bilddarstellungen ausführlicher dargelegt wird. Bei Schritt 62 wird als erstes die tomographische Position der ausgewählten Schicht gelesen. Bei Schritt 64 wird eine Ansicht eines Objekts von dem Detektor 18 ausgelesen, die bei Schritt 66 in eine Gleitpunktansicht umgewandelt wird. Gleichzeitig wird bei Schritt 68 eine genaue Quellenposition für die Codiereinheit 20 extrahiert. Danach wird bei Schritt 70 ermittelt, ob dies die erste Ansicht ist, die vollendet wurde. Falls „ja", wird bei Schritt 72 die Anfangs- oder Bezugsquellenposition gespeichert. Wenn dieser Ermittlungsschritt 70 „nein" ergibt, werden bei Schritt 74 der Bildverschiebungsvektor D und die Vergrößerungsfehler wie in den Gleichungen (3a), (3b), (3c) berechnet, eine Summierung oder Integration von Ansichten, wobei bei Schritt 76 aus den summierten oder integrierten Ansichten das resultierende Bild konstruiert wird. Bei Schritt 78 wird ermittelt, ob das System das Erkennen von Ansichten für die aktuelle Schicht beendet hat, d.h. ob das Schichtbild vollständig ist. Wenn diese Ermittlung bei Schritt 78 „ja" ergibt, wird das Schichtbild rekonstruiert und der Schritt 80 der Bildverarbeitung durchgeführt.
Bei dem Schritt 80 der Bildverarbeitung wird zuerst eine Bildanalyse durchgeführt, gefolgt vom Reduzieren und Filtern des Rauschens, um das Rauschen und unscharfen Hintergrund, insbesondere Anteile, die Elementen zuzuordnen sind, welche außerhalb der Schicht liegen, zu entfernen. Bei Schritt 80 wird auch eine Skalierung und Normalisierung des Bildes durchgeführt, um das Bild für die Ansicht zu optimieren.
Sind diese digitalen Informationsvorgänge beendet, wird die abgebildete Schicht (die Daten werden bei Schritt 82 gespeichert) in dem Volumenbildspeicher 30 zur späteren oder sofortigen Anzeige gespeichert. Ferner wird bei einem Schritt 84 der Schichtermittlung ermittelt, ob dieses aktuelle Bild die letzte Schicht des zu rekonstruierenden Volumens ist oder alternativ, ob noch eine weitere Schicht zu rekonstruieren und zu speichern ist. Ergibt diese Ermittlung „ja", wird bei Schritt 62 die nächste Schicht oder Ebene ausgewählt, und die Schritte 64–82 werden an denselben Ansichten wiederholt, die in den Bildspeichern 24a, 24b, ..., 24n gespeichert sind. Ergibt diese Ermittlung „nein", endet bei Schritt 86 der Rekonstruktionsvorgang.
Ein erster Vorteil der beschriebenen Tomographieröntgenbilder besteht darin, dass gleichzeitig Daten für die Verarbeitung einer Vielzahl von Ebenen erzeugt werden. Ein weiterer Vorteil besteht in einem Rekonstruktionsverfahren, mit dem schnell und einfach 2D- und 3D-Tomographiebilder rekonstruiert werden. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass elektronische Bilddarstellungen erzeugt werden. Noch ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die abgebildeten Ebenen verändert werden können, nachdem der Vorgang der Datenerfassung beendet ist.
Text in den Figuren
1

Sort by Ø – Sortieren nach Ø
Add – Addieren
View memory – Bildspeicher
Processor – Prozessor
Volume memory – Volumenspeicher
Image select – Bild auswählen
Video processor – Videoprozessor

9

Read tomo-image position – Position Tomographiebild lessen
Read images – Bilder lesen
Transfer to float point images – In Gleitpunktbilder übertragen
Extract source position – Quellenposition extrahieren
First image – Erstes Bild
Yes – Ja
Save reference source position – Bezugsquellenposition speichern
No – Nein
Calculate image shift vector – Bildverschiebungsvektor, Vergrößerung,
magnification, distortion correction – Verzerrungskorrektur berechnen
Image interpolation – Bildinterpolation
Image integration – Bildintegration
Finished? – Beendet?
Image processing: analyze, – Bildverarbeitung: analysieren, filtern,
filtering, scaling, normalization, visualization – skalieren, normalisieren, anzeigen
Save images – Bilder speichern
Another layer – Weitere Schicht
End – Ende

Claims

Verfahren zum Erzeugen von Bildern zu Diagnosezwecken eines Bereichs von Interesse eines Objekts (10), wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Projizieren von eindringender Strahlung von einer Strahlungsquelle durch den Bereich von Interesse, Empfangen der Strahlung, die durch das Objekt (10) gedrungen ist, in einer Strahlungsdetektionsebene und Umwandeln der empfangenen Strahlung in elektronische Ansichten (64), die Schwankungen in der empfangenen Strahlung innerhalb der Detektionsebene anzeigen, Bewegen der Strahlungsquelle (14) zu einer Vielzahl von Positionen in Bezug auf den Bereich von Interesse, so dass die Strahlung von der Strahlungsquelle (14), die durch jede einer Vielzahl von Brennebenen (L₀) tritt, die parallel zur Detektorebene und innerhalb des Bereiches von Interesse liegen, auf die darüber liegende und zueinander versetzt angeordnete Detektorebene trifft, gekennzeichnet durch den Schritt des Verschiebens (74) der elektronischen Ansichten für eine erste ausgewählte Brennebene (L₁), so dass die Strahlung, die durch jedes inkrementelle Element (O) in der ersten ausgewählten Brennebene (L₁) fällt, zu einem gemeinsamen Pixel der elektronischen Ansichten beiträgt, und Summieren (76) der elektronischen Ansichten, so dass die Pixel jeder elektronischen Ansicht, die dem inkrementellen Element (O) in der ersten ausgewählten Brennebene (L₁) entsprechen, summiert werden (76) und ein Schichtbild erzeugen, das durch die erste ausgewählte Brennebene (L₁) aufgenommen wurde, und dass die den inkrementellen Elementen (O') des Bereiches von Interesse, die außerhalb der ersten ausgewählten Brennebene (L₁) liegen, zugeordnete Strahlungsdämpfung ungleichmäßig auf die Pixel aufgeteilt wird und ein unscharfer Hintergrund gebildet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, das ferner Folgendes umfasst: Auswählen einer Vielzahl von Brennebenen (L_n) und Wiederholen des Verschiebens (74) und des Summierens (76) der elektronischen Ansichten zur Erzeugung von Schichtbildern, wobei jedes der Schichtbilder jeder der Vielzahl von Brennebenen (L_1=n) entspricht.
Verfahren nach Anspruch 2, das ferner Folgendes umfasst: Speichern (82) jedes der Schichtbilder und Abrufen (32) ausgewählter Teilstücke der Schichtbilder und Umwandeln (34) der abgerufenen ausgewählten Teilstücke in ein Anzeigebild.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei sich die Strahlungsquelle (14) näher zum Bereich von Interesse und weiter von ihm weg bewegt, so dass zwischen den elektronischen Ansichten Schwankungen der Vergrößerung existieren, und das Verfahren ferner Folgendes umfasst: Skalieren (74) der elektronischen Ansichten auf eine gemeinsame Dimension vor dem Schritt des Summierens (76) der elektronischen Ansichten.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, das ferner Folgendes umfasst: Filtern (80) der Schichtbilder zum Entfernen unscharfen Hintergrundes, der inkrementellen Elementen (O') des Bereiches von Interesse zuzuordnen ist, welche außerhalb der ersten ausgewählten Brennebene (L₁) liegen.
Gerät zum Erzeugen von Bildern zu Diagnosezwecken eines Bereichs von Interesse eines Objekts (10), wobei das Gerät Folgendes umfasst: eine Strahlungsquelle (14) zum Aussenden eines Strahlenbündels eindringender Strahlung durch den Bereich von Interesse des Objekts (10), einen Detektor (18) zum Empfangen der Strahlung nach dem Durchqueren des Objekts (10), wobei der Detektor (18) auf der der Strahlungsquelle (14) gegenüber liegenden Seite des Objekts (10) angeordnet ist und so ausgelegt ist, dass er eine Vielzahl von elektronischen Ansichten ausgibt, die die Schwankungen der empfangenen Strahlungsintensität am Detektor (18) darstellen, ein Bewegungssystem (16) zum Bewegen der Strahlungsquelle (14) zu einer Vielzahl von Positionen in Bezug auf den Bereich von Interesse, so dass die Strahlung von der Strahlungsquelle (14), die durch jede einer Vielzahl von Brennebenen (L_n) tritt, die parallel zum Detektor (18) und innerhalb des Bereiches von Interesse liegen, auf die darüber liegenden und zueinander versetzt angeordneten Detektoren (18) trifft, gekennzeichnet durch einen Prozessor (28) zum Verschieben der elektronischen Ansichten für eine erste Brennebene (L₁), so dass die Strahlung, die durch jedes inkrementelle Element (O) in der ersten ausgewählten Brennebene (L₁) tritt, zu einem gemeinsamen Pixel der elektronischen Ansichten beiträgt, wobei der Prozessor (28) so ausgelegt ist, dass er die elektronischen Ansichten so summiert, dass die Pixel von jeder elektronischen Ansicht, die dem inkrementellen Element (O) in der ersten ausgewählten Brenn ebene (L₁) entsprechen, summiert werden und ein Schichtbild erzeugen, das durch die erste ausgewählte Brennebene (L₁) aufgenommen wurde, und dass die den inkrementellen Elementen (O') des Bereiches von Interesse, die außerhalb der ersten ausgewählten Brennebene (L₁) liegen, zugeordnete Strahlungsdämpfung ungleichmäßig auf die Pixel aufgeteilt wird und ein unscharfer Hintergrund gebildet wird.
Gerät nach Anspruch 6, wobei der Prozessor (28) Folgendes umfasst: Bildkorrekturmittel zum Korrigieren von Unschärfe und Verzerrung, die durch Schwankungen der Vergrößerung der Vielzahl von elektronischen Ansichten verursacht werden, wenn sich die Strahlungsquelle (14) während der Bildgebung näher zum Objekt (10) und weiter von ihm weg bewegt.
Gerät nach Anspruch 6 oder 7, wobei der Prozessor Folgendes umfasst: Mittel zum Speichern jeder der Vielzahl von elektronischen Ansichten; Mittel zum Verschieben jeder der Vielzahl von elektronischen Ansichten, so dass die den inkrementellen Elementen (O) innerhalb einer ausgewählten Brennebene (L₁), die parallel zum Detektor (18) liegt, zuzuordnende Strahlungsdämpfung in jeder der Vielzahl von elektronischen Ansichten zu einer kohärenten Position in jeder der elektronischen Ansichten verschoben wird, während die Strahlungsdämpfung von inkrementellen Elementen (O'), die außerhalb der ausgewählten Brennebene (L_n) liegen, zu einer Vielzahl von Positionen auf dem Detektor (18) beitragen; Bildintegrationsmittel zum Integrieren der verschobenen Ansichten zur Erzeugung eines Schichtbildes in einem Stapel mit Schichtbildern, in denen Daten von den inkrementellen Elementen (O) innerhalb der ausgewählten Brennebene (L₁) hervorgehoben werden und Daten, die den inkrementellen Elementen (O') außerhalb der ausgewählten Brennebene (L₁) zuzuordnen sind, unscharf werden.
Gerät nach Anspruch 8, wobei der Prozessor (28) ferner Folgendes umfasst: Mittel zum Inkrementieren der ausgewählten Brennebene (L₁), so dass das Schichtbild des Stapels mit Schichtbildern erzeugt wird, und einen Volumenbildspeicher (30) zum Speichern des Stapels mit Schichtbildern.
Gerät nach einem der Ansprüche 6 bis 9 mit Bildkorrekturmitteln zum Reduzieren eines Anteils der inkrementellen Elemente (O') außerhalb der ausgewählten Brennebene (L₁) in dem Schichtbild.
Gerät nach einem der Ansprüche 6 bis 10, wobei der Detektor (18) ein Flachdetektor ist, der stationär in Bezug auf das Objekt (10) montiert ist, die Strahlungsquelle (14) eine Röntgenquelle ist und das Bewegungssystem (16) die Röntgenquelle (14) auf einer bogenförmigen Bahn bewegt, so dass die Röntgenquelle (14) einen im Wesentlichen festen Abstand (D) vom Flachdetektor (18) beibehält, um Vergrößerungseffekte zu minimieren, und ein Mechanismus (40) zum Bewegen der Röntgenquelle (14) quer zu der bogenförmigen Bahn so ausgelegt ist, dass sich die Röntgenquelle (14) auf mindestens entweder einer sinusförmigen, einer spiralförmigen, einer kreisförmigen, einer elliptischer oder einer hypozykloidalen Trajektorie bewegt.
Gerät nach einem der Ansprüche 6 bis 11, wobei das Bewegungssystem (16) die Röntgenquelle (14) unterhalb einer Objektauflagevorrichtung (12) trägt und der Detektor (18) oberhalb des Objektes (10) montiert ist.
Gerät nach einem der Ansprüche 6 bis 11, wobei das Bewegungssystem (16) die Röntgenquelle (14) oberhalb des Objektes (10) trägt und der Detektor (18) stationär unterhalb der Objektauflage (12) montiert ist.