DE69937017T2

DE69937017T2 - Erfassung von volumetrischen Bilddaten

Info

Publication number: DE69937017T2
Application number: DE69937017T
Authority: DE
Inventors: Pieter Gerhard Bainbridge Roos; Andrew J. Ivan; Rodney A. Mentor Mattson
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1998-04-06
Filing date: 1999-04-01
Publication date: 2008-05-29
Anticipated expiration: 2019-04-02
Also published as: EP0948930A1; DE69937017D1; EP0948930B1; US6041097A; JP2000023968A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Erfassung volumetrischer Bilddaten, insbesondere in Zusammenhang mit der medizinischen diagnostischen Bildgebung. Sie findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit Computertomographie- (CT) Scannern und Fluoroskopiesystemen und wird unter besonderer Bezugnahme darauf beschrieben. Es ist jedoch zu beachten, dass die vorliegende Erfindung auch in Verbindung mit anderen Arten von Bildgebungssystemen und Anwendungen eingesetzt werden kann, bei denen volumetrische Bilddaten erfasst werden.
Die herkömmliche axiale Einzeldetektorring-Computertomographie (CT) und ihre Erweiterungen wie die Spiral-CT und die Mehrdetektorring-CT sind gut bekannt und dokumentiert. In all diesen Fällen sind mehrere einzelne Strahlungsdetektorelemente oder kleine Arrays aus Detektorelementen an einer zylindrischen Innenfläche der Gantry angebracht, um einen Ring (im Fall der herkömmlichen CT) oder eine kleine Anzahl von Ringen (im Fall der Mehrschicht-CT) zu bilden. Bei einigen Scannern sind die Detektoren auf Bogensegmenten angeordnet, die sich mit der Gantry drehen.
Eine Röntgenquelle emittiert ein schmales, hochgradig kollimiertes fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel. Die Drehung der Gantry erfolgt normalerweise kontinuierlich, wobei bei jeder Umdrehung eine oder mehrere CT-Schichten erfasst werden. Von größeren Volumina werden die Daten erfasst, indem der Patient entweder schrittweise und synchronisiert mit der Gantry-Drehung (im Fall der herkömmlichen CT) oder fortlaufend (im Fall der Spiral-CT) entlang der Mittellinie der Drehung vorgerückt wird und bei jeder Umdrehung eine oder mehrere CT-Schichten erfasst werden.
Alternativ wurden Volumen-CT-Daten mit begrenztem Erfolg erfasst, indem auf Bildverstärkern basierende Durchleuchtungskameras auf Rahmen in der Art einer CT-Gantry montiert wurden. Ein derartiges System ist in einer von R. Ning, X. Wang und D. L. Conover von der Univ. of Rochester Medical Centre auf der SPIE Medical Imaging Conference am 24. Februar 1997 vorgelegten Abhandlung beschrieben. Der größte Nachteil dieser Herangehensweise liegt in der den Bildverstärkern inhärenten geometrischen Verzerrung. Bevor eine Volumen-CT-Rekonstruktion durchgeführt werden kann, müssen alle Vi deodaten durch einen extrem langwierigen geometrischen Korrekturalgorithmus verarbeitet werden, und selbst dies ist nur teilweise von Erfolg begleitet, da die geometrische Verzerrung typischerweise von der Ausrichtung des Bildverstärkers im Raum abhängt und sich das Verzerrungsmuster damit bei der Drehung der Gantry verändert.
Weitere Nachteile dieses Konzepts liegen in der Schleierblendung der Bildverstärker, die den Objektkontrast reduziert und zu Rekonstruktionsartefakten führt, sowie in der mangelhaften räumlichen Auflösung der Bildverstärker. Aufgrund der Schwierigkeit des Rekonstruierens von Volumen-CT aus den Bilddaten des Bildverstärkers und auch aufgrund der Größe und des Gewichts von Bildverstärkerkameras hat eine praktische Anwendung dieses Konzepts so gut wie nicht stattgefunden.
In der US-amerikanischen Patentschrift Nr. 5.588.033 wird ein drittes Verfahren zur Erfassung von Volumen-CT-Daten beschrieben, dass den Einsatz von einzelnen Folien fotografischen Films umfasst, um Bilder bei einer Reihe von Winkeln durch einen Patienten zu erfassen. Dieses Verfahren überwindet die durch die geometrischen Verzerrung des Bildverstärkers auferlegten Einschränkungen, ist jedoch aufgrund der Notwendigkeit zum Aufnehmen einzelner fotografischer Bilder, die für den CT-Rekonstruktionsprozess entwickelt und in einen Computer eingescannt werden müssen, extrem beschwerlich. In der Praxis wird hierdurch die Anzahl der Projektionen, die pro Untersuchung erfasst werden können, beschränkt und damit die erreichbare Qualität der CT-Bilddaten begrenzt. Ein derartiges Verfahren nimmt außerdem viel Zeit in Anspruch, während der der Patient vollkommen unbeweglich bleiben muss.
In dem Dokument US-A-5 452 337 wird ein Verfahren (und das entsprechende Gerät) beschrieben zum Drehen einer Röntgenröhre und eines Flatpanel-Detektorarrays, zum Versorgen der Röntgenröhre mit Energie und zum Auslesen eines zweidimensionales Array von Datenwerten aus dem Flatpanel-Detektorarray, wobei diese Schritte einige Male wiederholt werden und das zweidimensionale Array von Datenwerten zu einer volumetrischen Bilddarstellung rekonstruiert wird, die auf einem Videomonitor als Projektionsbild angezeigt wird.
Die Erfindung ist in den unabhängigen Ansprüchen 1 und 8 beschrieben.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine diagnostische Fluoroskopie-Bildgebungsvorrichtung beschrieben. Die diagnostische Fluoroskopie-Bildgebungsvorrichtung umfasst eine Gantry, die eine Röntgenröhre und einen Flatpanel-Röntgendetektor zur Drehung um eine Untersuchungsregion trägt, wobei die Röntgenröhre und der Flatpanel-Detektor einander in der Untersuchungsregion gegenüberliegend angeordnet sind. Eine Motorbaugruppe dreht die Röntgenröhre und den Flatpanel-Detektor selektiv um die Untersuchungsregion. Eine Auslesevorrichtung liest ein zweidimensionales Array von Datenwerten aus dem Flatpanel-Detektor aus, wobei jeder Datenwert die betreffende Strahlungsabschwächung auf einem von einer Anzahl divergierender Strahlengänge angibt, die zwischen der Röntgenquelle und einer Teilregion des Flatpanel-Detektors verlaufen. Ein Prozessor rekonstruiert die während der Drehung der Röntgenröhre und des Flatpanel-Detektors um die Untersuchungsregion ausgelesenen Datenwerte zu einer volumetrischen Bilddarstellung. Ein Videoprozessor formatiert (i) die ausgelesenen Datenwerte in einem geeigneten Format zur Anzeige als Projektionsbild auf einem Videomonitor und formatiert erneut (ii) selektive Ausschnitte der volumetrischen Bilddaten in einem geeigneten Format zur Anzeige auf dem Monitor.
Gemäß einem anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur diagnostischen Bildgebung mit einem Fluoroskopie-Bildgebungssystem beschrieben. Das diagnostische Bildgebungssystem umfasst ein Fluoroskopie-Bildgebungssystem mit einer Gantry, die eine Röntgenröhre und einen Flatpanel-Detektor trägt, welche einander in der Untersuchungsregion gegenüberliegend angeordnet sind, und einen Rekonstruktionsprozessor zum Verarbeiten der durch den Flatpanel-Röntgendetektor erfassten Bilddaten. Das Verfahren umfasst a) das Drehen der Röntgenröhre und des Flatpanel-Detektors in eine vorgegebene Winkelposition um die Untersuchungsregion, b) das Versorgen der Röntgenröhre mit Energie, um ein Röntgenstrahlenbündel zu erzeugen, c) das Auslesen eines zweidimensionalen Arrays von Datenwerten aus dem Flatpanel-Detektor, wobei jeder Datenwert die entsprechende Strahlungsabschwächung auf einem von einer Vielzahl von divergierenden Strahlengängen zwischen der Röntgenquelle und einer Teilregeion des Flatpanel-Detektors angibt, d) das Wiederholen der Schritte (a–c) eine vorgegebene Anzahl von Malen, um eine Vielzahl von zweidimensionalen Arrays von Datenwerten zu sammeln, e) das Rekonstruieren der Vielzahl von zweidimensionalen Arrays von Datenwerten zu einer volumetrischen Bilddarstellung, und f) das Anzeigen der volumetrischen Bilddarstellung als ein Projektionsbild auf einem Videomonitor.
Anhand von Beispielen werden nun ausführlich Wege zur Ausführung beschrieben, wobei auf die begleitenden Zeichnungen Bezug genommen wird. Es zeigen:
1 eine schematische seitliche Aufrissansicht eines Bildgebungsgeräts, das die Merkmale der vorliegenden Erfindung beinhaltet;
2 ein vereinfachtes Blockschaltbild des Bildgebungsgeräts aus 1; und
3 eine schematische Ansicht eines alternativen Flatpanel-Bildrezeptors, der zu dem Bildgebungsgerät aus den 1 und 2 gehört.
Bezug nehmend auf die 1 und 2 ist eine Laufschiene 10 mit großem Durchmesser in der Größenordnung von 1,5 Meter stationär auf dem Boden montiert. Genauer gesagt ist die Schiene bei der abgebildeten Ausführungsform ein Lager mit großem Durchmesser, dessen äußerer Laufring 12 stationär von einer stationären Halterung 14 getragen wird und dessen innerer Laufring in dem äußeren Laufring frei drehbar ist. An dem inneren Laufring ist eine Röntgenröhre 18 montiert, die sich mit diesem inneren Laufring dreht. Gegenüber der Röntgenröhre ist ein Flatpanel-Detektor 20 an dem inneren Laufring montiert. Der Flatpanel-Detektor umfasst einen Bildrezeptor mit zweidimensionaler Matrix, der aus einem einzigen großen Flatpanel aus amorphem Silizium in der Größenordnung von 30 × 40 cm konfiguriert ist. Geeignete Flatpanel-Bildrezeptoren aus amorphem Silizium sind in den US-amerikanischen Patentschriften Nr. 5.079.426 , 5.117.114 , 5.164.809 und 5.262.649 beschrieben.
Mit dem inneren Laufring ist ein Antriebsmotor 22 verbunden, um die Röntgenröhre und den Flatpanel-Detektor zu auswählbaren Winkelausrichtungen um eine Zentralachse des Rings 10 herum vorzurücken. Eine Patientenauflage 24 ist so positioniert, dass sie eine interessierende Region eines Objekts 26 in der geometrischen Mitte des Rings 10 hält.
Eine Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung 30 steuert den Motor 22 so, dass er die Röntgenröhre in jede von einer Vielzahl von zuvor ausgewählten Winkelpositionen um das Objekt herum vorrückt, zum Beispiel in Schritten von 1°-Intervallen. Bei jedem Schritt veranlasst die Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung eine Röntgenröhren-Stromversorgung 32, die Röntgenröhre bei Radiografiebetrieb mit radiografischen Energieniveaus und bei Fluoroskopiebetrieb mit fluoroskopischen Energieniveaus zu pulsen. Die Röntgenröhre sendet für eine begrenzte Zeitdauer einen Impuls von Röntgenstrahlen durch das Objekt, die auf den Flatpanel-Detektor 20 auftreffen. Aufgrund der niedrigen fluoroskopischen Energieniveaus integriert jede Zelle des Flatpanel-Detektors die empfangene Strahlung über die Dauer des Impulses. Nach dem Strahlungsimpuls veranlasst die Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung 30 eine Teilbild-Ausleseschaltung 34, das durch den Flatpanel-Detektor 20 erzeugte zweidimensionale Teilbild auszulesen. Gleichzeitig veranlasst die Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung den Motor 22, die Röntgenröhre und den Flatpanel-Detektor zur nächsten Winkelposition vorzurücken.
Dieser Vorgang wird wiederholt, um eine Vielzahl von zweidimensionalen Teilbildern zu erfassen, die in einem Teilbildspeicher 36 gesammelt werden. Jedes Teilbild umfasst ein zweidimensionales Array von Daten, das die Strahlungsabschwächung auf eifern entsprechenden Strahlengang durch den Patienten darstellt. Da die Röntgenröhre im Wesentlichen eine Punktquelle ist, die Strahlengänge divergierender Strahlung erzeugt, welche auf den Flatpanel-Rezeptor gerichtet ist, stellt jeder Strahlengang die Abschwächung der Strahlung auf einem der Vielzahl divergierender Wege dar. Die Wege divergieren im Allgemeinen in einem Kegelstrahlmuster 37. Ein Kegelstrahl-Rekonstruktionsprozessor 38 rekonstruiert die Daten jedes Teilbildes und benutzt sie, um das dreidimensionale volumetrische Bild zu verbessern, das in einem volumetrischen Bildspeicher 40 aufgebaut wird. Es kommen verschiedene Kegelstrahlenbündel-Rekonstruktionsalgorithmen in Betracht, wie zum Beispiel in den US-amerikanischen Patentschriften 5.170.439 , 5.404.293 , 5.532.490 , 5.559.335 , 5.565.884 und 5.625.660 beschrieben. Mit jedem Teilbild, das rekonstruiert und zu der volumetrischen Bilddarstellung kombiniert wird, wird das volumetrische Bild deutlicher und schärfer. Vorzugsweise drehen sich die Röntgenquelle und der Flatpanel-Detektor um mindestens 180° puls den Winkel des Kegelstrahlenbündels in der Drehrichtung um das Objekt.
Ein Videoprozessor 42 adressiert den Volumenbildspeicher, um Schichten, Projektionen, 3D-Wiedergaben und andere herkömmliche Diagnosebild-Anzeigeformaten, zum Beispiel MIP-Bilder (Maximum Intensity Projection), abzurufen.
Auflösung und Größe der erfassten Bilddaten können durch Anpassen des Abstands des Flatpanel-Detektors zum Objekt justiert werden. Genauer gesagt bewegt ein mechanischer Antrieb 50 den Flatpanel-Detektor 20 auf das Objekt zu und von diesem weg. Auf ähnliche Weise justiert ein Kollimator 52 die Kollimierung oder Divergenz des durch die Röntgenröhre erzeugten Fächerstrahlenbündels, um denjenigen Teil des Strahlenbündels zu begrenzen oder zu blockieren, der nicht direkt auf den Flatpanel-Detektor auftrifft oder aufprallt. Mit dem Kollimator 52 und dem Flatpanel-Antrieb 50 ist eine Vergrößerungssteuerung 54 verbunden, um beide auf koordinierte Weise so zu justieren, dass die Röntgenröhre ein Fächerstrahlenbündel projiziert, welches auf den Flatpanel-Detektor auftrifft, ohne dass Strahlengänge zu den Seiten des Detektors gesendet werden. Strahlengän ge, die nicht auf den Detektor auftreffen, werden durch den Kollimator 52 blockiert, so dass das Objekt oder der Patient 26 keiner Strahlung ausgesetzt wird, die nicht zu dem resultierenden Bild beiträgt. Indem der Flatpanel-Detektor nahe an das Objekt heran bewegt wird, kann ein relativ großes Volumen des Objekts untersucht werden. Indem der Flatpanel-Detektors weiter vom Objekt entfernt wird und die Kollimation verengt wird, kann eine relativ kleine Region des Objekts mit höherer Auflösung rekonstruiert werden.
Die Gantry 10 dreht sich mit einer erheblich reduzierten Geschwindigkeit von ca. 5 bis 90 Sekunden pro Umdrehung, während die Umdrehungsdauer bei herkömmlicher CT 0,5 bis 4 Sekunden pro Umdrehung beträgt. Bei jeder Umdrehung werden 3–500 Bilder erzeugt. Die Bilddaten vom Flatpanel-Detektor 20 und die Energie für die Röntgenquelle 18 können durch herkömmliche Schleifringe (nicht abgebildet) von einer kontinuierlich drehbaren Gantry 10 an einen feststehenden Rahmen 12 übertragen werden.
Da jedoch für die meisten medizinischen Untersuchungen genügend Daten durch eine halbe oder eine einzelne vollständige Umdrehung erfasst werden können, kann der Daten- und Energietransfer zur Gantry 10 auch über durchhängende Energie- und Datenkabel erfolgen. Alternativ können Energie und Daten auf der Gantry 10 gespeichert werden, wobei am Ende jeder Umdrehung an einer Andockstation Daten heruntergeladen und der Energiespeicher wieder aufgeladen werden können. In beiden Fällen können dreidimensionale Bilddaten aus dem gesamten durch das kegelförmige Röntgenstrahlenbündel bestrahlten Volumen in einer einzigen Umdrehung erfasst werden.
Statt den Flatpanel-Detektor 20 und die Röntgenröhre 18 mit ihren geometrischen Mittelpunkten in der Zentralebene der Gantry 10 zu halten, wie in den 1 und 2 dargestellt, können der Detektor 20 und die Röntgenröhre 18 auskragend außerhalb der Gantryebene gehalten werden. Dadurch erhält der Arzt bei interventionellen Prozeduren besseren Zugang zum Patienten. Eine auskragende Montagelösung wird teilweise auch dadurch möglich, dass der Flatpanel-Bildrezeptor 20 im Vergleich zu einem herkömmlichen Bildverstärker und die Röntgenröhre aufgrund der geringeren Röntgenenergieanforderungen ein geringeres Gewicht haben. Die langsamere Abtastgeschwindigkeit der Gantry 10 mindert darüber hinaus die mit einer auskragenden Montagelösung verbundenen Sicherheitsprobleme.
Es ist zu beachten, dass der zweidimensionale Flatpanel-Bilddetektor 20 im Vergleich zu einer herkömmlichen CT-Detektortechnologie einen viel größeren Anteil aller durch die Röntgenröhre 18 erzeugen Röntgenstrahlen nutzt. Darüber hinaus haben Flatpa nel-Bildgeber eine höhere räumliche Auflösung als herkömmliche CT-Detektoren oder fluoroskopische Bildgeber. Diese höhere räumliche Auflösung kann genutzt werden, um entweder Bilder mit höherer Auflösung zu erfassen oder um den Detektor näher an der Gantry-Rotationsachse anzuordnen, so dass ein kleinerer Detektor benötigt wird. Außerdem sind Flatpanel-Bildrezeptoren frei von geometrischer Verzerrung, die bisher den praktischen Einsatz von fluoroskopischen Bildverstärkern als Detektoren bei Volumen-CT unmöglich gemacht hat. Ferner haben Flatpanel-Bildrezeptoren im Vergleich zu Bildverstärker-Ausführungen einen viel größeren Dynamikbereich als Detektor für Volumen-CT, und Flatpanel-Bildrezeptoren weisen im Gegensatz zu Bildverstärkern keine Schleierblendungseigenschaften auf, so dass sie Objektkontrast und keine Blendungsartefakte schaffen, was ein wesentlicher Vorteil gegenüber Konstruktionen auf Bildverstärkerbasis ist.
Der Flatpanel-Bilddetektor 20 kann für die Erfassung von Volumenbilddaten optimiert werden. Durch den Einsatz eines Sensors 20 mit wesentlich größeren Pixeln als den bei fluoroskopischen Sensoren verwendeten Pixel ist es zum Beispiel möglich, den Dynamikbereich des Sensors 20 so zu vergrößern, dass er mehr mit dem im Allgemeinen von CT-Sensoren erwarteten Dynamikbereich übereinstimmt. Außerdem kommt es bei Bilddetektoren mit einer Matrix aus amorphem Silizium aufgrund des Phänomens des Ladungeinfangens in der amorphen Materialstruktur zu Geisterbildern (engl. image lag).
Indem der Bilddetektor 20 in einem gepulsten Fluoroskopiemodus betrieben und mit einer optischen Rückstellungsvorrichtung 56 (2) ausgestattet wird, werden jegliche restlichen Bilddaten (d.h. Geisterbilder), die eventuell am Ende jedes Teilbildes auf der amorphen Siliziummatrix verbleiben, herausgesättigt. Vorzugsweise ist die optische Rückstellungsvorrichtung 56 eine brillante Lichtquelle, die in der Nähe des Flatpanel-Bilddetektors 20 angeordnet ist, wobei die Lichtquelle, wenn sie für einen Moment aufblitzt oder mit Energie versorgt wird, die restlichen Bilddaten aus der vorhergehenden Bilddatenerfassung heraussättigt. Die optische Rückstellungsvorrichtung 56 wird zwischen aufeinanderfolgenden Bilderfassungen selektiv durch die Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung 30 ausgelöst.
Es wird in Betracht gezogen, dass anstelle eines einzigen großen Sensors eine Anzahl von kleineren Matrixbildsensoren, zum Beispiel CCD-Detektoren oder kleine Flatpanel-Bildgeber aus amorphem Silizium, in Mosaikweise oder als Kreissektor angeordnet werden können. Der Bildrezeptor 20 kann auch mit einem bekannten Röntgen-Streustrahlenraster versehen werden, um die Erkennung der von dem Patientenkörper ge streuten Strahlung zu reduzieren. Es wird auch in Betracht gezogen, dass anstelle des Flatpanel-Bilddetektors aus amorphem Silizium 20 ein Polysilizium-Flatpanel-Bilddetektor verwendet werden kann.
Die Röntgenempfindlichkeit des Flatpanel-Bildgebers 20 kann verbessert werden, indem eine Röntgenstrahlen absorbierende Schicht auf das amorphe Silizium aufgebracht wird. Die Schicht kann direkte Röntgenerkennung nutzen, wobei Röntgenstrahlen in einer Halbleitermatrix, zum Beispiel aus Selen, Bleisulfid, Cadmiumzinktellurid oder Bleijodid, absorbiert werden und direkt in elektrische Ladung umgewandelt werden, die dann durch die Matrix aus amorphem Silizium kumuliert wird, oder sie kann eine indirekte Röntgenerkennung nutzen, wobei die Röntgenstrahlen in einer szintillierenden Leuchtstoffschicht, zum Beispiel aus Gadoliniumoxysulfid, Cäsiumjodid oder Cadmiumwolframat, absorbiert werden und in Licht umgewandelt werden, das dann absorbiert und in der Matrix aus amorphem Silizium in elektrische Ladung umgewandelt wird.
Der Flachmatrix-Bilddetektor 20 kann auch ein bekanntes Streustrahlenraster 58 umfassen, das an der der Röntgenquelle gegenüberliegenden Stirnseite des Detektors 20 angebracht ist. Das Streustrahlenraster funktioniert auf bekannte Weise, indem es dafür sorgt, dass nur Röntgenstrahlen, die nicht zuvor durch dichte Objekte wie Knochengewebe gestreut wurden, auf den Detektor auftreffen. Alternativ wird, wie in 3 dargestellt, ein Streustrahlendetektor 60 außerhalb des Flachmatrix-Bilddetektors 20 angeordnet, um das Maß der gestreuten Röntgenstrahlung, die nicht auf den Detektor 20 auftrifft, zu überwachen. Das durch den Detektor 60 erkannte Maß an gestreuter Röntgenstrahlung wird dann durch den Rekonstruktionsprozessor 38 von den Bilddaten subtrahiert, um die Auswirkung der gestreuten Röntgenstrahlen auf die Empfindlichkeit des Detektors 20 zu eliminieren oder zu reduzieren.
Es ist zu beachten, dass die Verwendung eines rechteckigen Kegelstrahlenbündels zu einer besseren Ausnutzung der in der Röntgenröhre 18 erzeugten Röntgenstrahlen führt. Da kein schmales Fächerstrahlenbündel verwendet wird, wird weniger Röntgenstrahlung im Kollimator 52 ausgesondert, so dass die erzeugten Röntgenstrahlen besser genutzt werden. Darüber hinaus wird weniger langfristige Energie in der Röntgenröhre 18 verbraucht und die Menge der in der Röhre pro Untersuchung kumulierten Energie wird ebenfalls reduziert. Somit wird es möglich, eine kleinere Röntgenröhre zu verwenden, die weniger beansprucht wird und eine wesentlich längere Lebensdauer aufweist.
Die Strahlung von der Röntgenröhre 18 kann gepulst oder kontinuierlich emittiert werden. Kontinuierliche Strahlung führt zu einer einfacheren, weniger kostenaufwändigen Systemkonstruktion, schließt jedoch die Verwendung einer optischen Rückstellungsvorrichtung in dem Sensor 20 aus, so dass aufgrund des Geisterbildeffekts der Flatpanels aus amorphem Silizium Bildartefakte eingeführt werden. Gepulste Strahlung hat den zusätzlichen Vorteil, dass die Strahlungsimpulse zum Beispiel mit dem Herzschlag des Patienten synchronisiert werden könnten, so dass die Herzbewegung eingefroren wird. Bei dieser Ausführungsform sendet ein Herzmonitor 62 Herzsignale an die Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung. Das Pulsieren kann erreicht werden, indem entweder ein mit einer herkömmlichen Röntgenröhre verbundener gepulster Hochspannungsgenerator verwendet wird oder ein Konstanthochspannungsgenerator verwendet wird, der mit einer Röntgenröhre verbunden ist, welche mit einem Schaltgitter ausgestattet ist.
Der Rekonstruktionsprozessor 38 kann Mittel, zum Beispiel einen Algorithmus, umfassen, um die durch die Szintillatorschicht und die Matrix aus amorphem Silizium verursachten Geisterbilder in den Bilddaten zu kompensieren, wenn keine optische Rückstellungsvorrichtung verwendet wird. Der Rekonstruktionsprozessor 38 führt jegliche Bilddatenkorrekturen aus, die für die Art des verwendeten Flatpanel-Bildrezeptors spezifisch sind. Im Fall eines Flatpanel-Detektors 20 aus amorphem Silizium umfasst dies mindestens die folgenden Prozesse: Pixelversatzkorrektur, Pixelverstärkungskorrektur, Defektpixel-Interpolation und Schwarzwerthaltung (d.h. linienkorrelierte Rauschreduzierung).
Nun Bezug nehmend auf 3 umfasst ein weiterer Flatpanel-Bilddetektor 70 ein zentrales, rechteckiges Array 72 mit einer Vielzahl von Detektoren 74 und Flügeln 76, 78, die sich jeweils in Querrichtung weg vom Array 72 erstrecken und eine Vielzahl von zusätzlichen Detektoren 80 enthalten. Die Flügeldetektoren 80 werden verwendet, um mindestens teilweise die Tatsache zu kompensieren, dass die Größe (d.h. Fläche) des zentralen Arrays 72 nicht ausreicht, um einen vollen, ungekürzten Satz herkömmlicher CT-Daten zu erfassen, d.h. um einen vollständigen Satz Bilddaten über das gesamte abgebildete Objekt zu empfangen. Insbesondere machen es die Flügeldetektoren möglich, einen vollen Datenfächer entlang der mittleren Schicht zu erfassen und zu rekonstruieren. Die Teile der mittleren Schicht, die die interessierende Region umgeben, werden verwendet, um Kürzungsartefakte in angrenzenden Schichten zu kompensieren.
Die Detektoren 80 erkennen oder liefern auf andere Weise Daten über die ungefähre Strahlungsabschwächung, die im Gewebe außerhalb der Grenzen der abgebildeten Region auftritt. Die dem die interessierende Region umgebenden Gewebe zugeschrie benen Abschwächungsdaten werden benutzt, um die Abschwächungswerte in den Strahlengängen von benachbarten Schichten zu korrigieren. Die korrigierten Daten werden in einem durch den Rekonstruktionsprozessor 38 ausgeführten Algorithmus benutzt, um eine wirklichkeitsgetreuere Bilddarstellung der interessierenden Region zu erfassen.
Das Bildgebungssystem der vorliegenden Erfindung kann beschrieben werden als ein fluoroskopisches Bildgebungssystem, das über die Fähigkeit verfügt, in dem gleichen System eine Volumenbilddatenerfassung durchzuführen. Das bedeutet, das Bildgebungssystem der vorliegenden Erfindung kann als ein radiografisches oder interventionelles Fluoroskopiesystem konfiguriert werden, das über eine Volumen-CT-Fähigkeit in dem gleichen System verfügt. Der Videoprozessor 42 kann einzelne Projektionsbilder (d.h. fluoroskopisch, radiografisch, MIP) aus dem Teilbildspeicher 36 zur Anzeige auf dem Monitor 44 abrufen. Die Folge von Projektionsbildern aus einer Rotationsabtastung kann für den Benutzer in einer Fluoroskopieschleife wiedergegeben werden. Die subjektive Erscheinung für den Benutzer ist also die eines vollständig dreidimensionalen Bildes, das jedoch nur um eine einzelne Achse gedreht werden kann.
Es ist jedoch zu beachten, dass das Bildgebungssystem der vorliegenden Erfindung auch als ein Volumen-CT-System beschrieben werden kann, das über die Fähigkeit zur Durchführung einer fluoroskopischen Bildgebung verfügt.
Die Erfindung wurde unter Bezugnahme auf die bevorzugte(n) Ausführungsform(en) beschrieben. Offensichtlich werden dem Fachkundigen beim Lesen und Verstehen der obigen detaillierten Beschreibung Modifikationen und Abwandlungen einfallen.
Zum Beispiel können mehrere Sensoren 20 und Röntgenröhren 18 um ein stationäres Gestell herum angeordnet werden, wobei die Röntgenröhren in Folge gepulst werden, um eine Drehung nachzuahmen. Jeder Bildsensor wird so aktiviert, dass er nur dann Bilddaten erfasst, wenn die ihm gegenüberliegende Röntgenröhre gepulst wird. Dadurch entfällt die Notwendigkeit einer rotierenden Gantry und es wird eine Echtzeit-Datenerfassung geschaffen, die eine wesentlich kürzere Untersuchungsdauer möglich macht. Es wird auch in Betracht gezogen, mehrere an einem stationären Gestell montierte Sensoren zu benutzen und eine einzelne Röntgenröhre an einem rotierenden Gestell anzubringen.
Zu den Vorteilen des beschriebenen Geräts zur Erfassung volumetrischer Bilddaten mit einem Flatpanel-Matrixrezeptor zählen: die Schaffung eines volumetrischen Bilddatenerfassungssystems, das die Röntgenstrahlenausnutzung verbessert und daher einen Betrieb mit geringerer Energie, eine längere Röntgenröhren-Lebensdauer, kürzere Abtastzeiten und eine geringere Strahlendosis ermöglicht; die Schaffung eines volumetrischen Bilddatenerfassungssystems, das dank der feinen Detektormatrix-Abstände, die mit der Flatpanel-Matrixbildrezeptor-Technologie erreichbar sind, die räumliche Auflösung verbessert; die Schaffung eines volumetrischen Bilddatenerfassungssystems, das eine große Anzahl von Schichten pro Gantry-Umdrehung erfasst, wodurch die Umdrehungsgeschwindigkeit reduziert wird, jedoch bei kürzeren Abtastzeiten; die Schaffung eines volumetrischen Bilddatenerfassungssystems, das die Komplexität der Gantry reduziert; und die Schaffung eines Dualmodus-Systems zur Erfassung volumetrischer Bilddaten, das fluoroskopische Bilddarstellungen und radiografische Bilddarstellungen erzeugt. Insbesondere kann das Dualmodus-System zur Erfassung volumetrischer Bilddaten als ein Volumen-CT-System definiert werden, das auch als ein fluoroskopisches System eingesetzt werden kann, oder als ein fluoroskopisches System, das als ein Volumen-CT-System eingesetzt werden kann.

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Magnification control: Vergrößerungssteuerung
Operator input: Bedienereingabe
x-ray power suppy: Röntgenröhren-Stromversorgung
timing and control: Zeitsteuerung und Steuerung
frame read out: Teilbild-Auslesung
frame memory: Teilbildspeicher
reconstruction processor: Rekonstruktionsprozessor
display: Anzeige
video processor: Videoprozessor
volume image memory: Volumenbildspeicher

Claims

Fluoroskopisches Bildgebungsgerät, das Folgendes umfasst: – eine Gantry (10), die eine Röntgenröhre (18) und einen Flatpanel-Röntgendetektor (20) zur Drehung um eine Untersuchungsregion trägt, wobei die Röntgenröhre (18) und der Flatpanel-Detektor (20) einander in der Untersuchungsregion gegenüberliegend angeordnet sind; – eine Motorbaugruppe (22) zum selektiven Drehen der Röntgenröhre (18) und des Flatpanel-Detektors (20) um die Untersuchungsregion; – eine Auslesevorrichtung (34) zum Auslesen eines zweidimensionalen Arrays von Datenwerten aus dem Flatpanel-Detektor (20), wobei jeder Datenwert die betreffende Strahlungsabschwächung auf einem von einer Anzahl divergierender Strahlengänge angibt, die zwischen der Röntgenquelle (18) und einer Teilregion des Flatpanel-Detektors (20) verlaufen; – einen Rekonstruktionsprozessor (38) zum Rekonstruieren der während der Drehung der Röntgenröhre (18) und des Flatpanel-Detektors (20) um die Untersuchungsregion ausgelesenen Datenwerte zu einer volumetrischen Bilddarstellung; und – einen Videoprozessor (42) zum Formatieren (i) der ausgelesenen Datenwerte in einem geeigneten Format zur Anzeige als Projektionsbild auf einem Videomonitor (44) und zum Neuformatieren (ii) selektiver Ausschnitte der volumetrischen Bilddaten in einem geeigneten Format zur Anzeige auf dem Monitor (44); wobei der Flatpanel-Röntgendetektor (20) ein zentrales Array aus Detektoren (72) umfasst, wobei das genannte zentrale Array aus Detektoren (72) ein zweidimensionaler Matrixbildrezeptor mit einer Vielzahl von Detektoren (74) ist und Flügen (76, 78) aufweist, die sich jeweils in Querrichtung weg vom zentralen Array aus Detektoren (72) erstrecken und eine Vielzahl von zusätzlichen Detektoren (80) enthalten, um Abschwächungsdaten außerhalb einer abgebildeten Region des genannten Röntgendetektors (20) aufzunehmen.
Gerät nach Anspruch 1, das weiterhin eine Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung (30) zum Steuern des Motors (22), der Auslesevorrichtung (34) und einer Röntgenröhren-Stromversorgung (32) umfasst, wobei die Zeitsteuerungs- und Steuerungsschal tung (30) (i) den Motor (22) so steuert, dass er die Röntgenröhre (18) und den Flatpanel-Detektor (20) in Schritten um die Untersuchungsregion herum vorrückt, (ii) die Röntgenröhren-Stromversorgung (32) so steuert, dass sie die Röntgenröhre (18) bei jedem indexierten Schritt pulst, und (iii) die Auslesevorrichtung (34) so steuert, dass sie nach jedem indexierten Schritt ein Teilbild von Daten ausliest.
Gerät nach Anspruch 2, das weiterhin einen physiologischen Monitor (62) zur Überwachung einer sich wiederholenden physiologischen Bewegung des Objekts (26) umfasst, wobei der Monitor (62) mit der Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung (30) verbunden ist, um die Zeitsteuerungs- und Steuerungsschaltung (30) so anzusteuern, dass sie die Indexierung der Schritte in Koordination mit der überwachten physiologischen Bewegung steuert.
Gerät nach Anspruch 2 oder 3, das weiterhin Folgendes umfasst: einen Teilbildspeicher (36), der zwischen die Auslesevorrichtung (34) und den Rekonstruktionsprozessor (38) geschaltet ist, wobei der Teilbildspeicher (36) einzelne Teilbilder von Daten speichert, die der Vielzahl von indexierten Schritten um die Untersuchungsregion entsprechen, wobei der Videoprozessor (42) mit dem Teilbildspeicher (36) verbunden ist, so dass Projektionsbilder bei jeglicher von einer Vielzahl von Winkelausrichtungen aus dem Teilbildspeicher (36) abrufbar sind.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Gantry (10) ein Lager mit großem Durchmesser umfasst, an dessen innerem Laufring (16) die Röntgenröhre (18) und der Flatpanel-Detektor (20) angebracht sind und dessen äußerer Laufring (12) stationär montiert ist, wobei der Motor (22) den inneren Laufring (16) relativ zu dem äußeren Laufring (12) dreht.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 5, das weiterhin Folgendes umfasst: einen justierbaren Kollimator (52), der angrenzend an die Röntgenröhre (18) montiert ist, um die Kollimierung des emittierten Röntgenstrahlenbündels (37) zu justieren; einen mechanischen Mechanismus (50), um den Flatpanel-Detektor (20) näher an die Untersuchungsregion heran und von dieser weg zu bewegen; und eine Vergrößerungssteuerungs schaltung (54), um die Justierung des Kollimators (52) und der mechanischen Antriebsschaltung (50) für den Flatpanel-Detektor (20) zu steuern.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, das weiterhin Folgendes umfasst: eine optische Rückstellungsvorrichtung (56) zum Sättigen des Flatpanel-Röntgendetektors (20), nachdem die Auslesevorrichtung (34) Datenwerte aus dem Flatpanel-Röntgendetektor (20) ausgelesen hat.
Verfahren zur Bildgebung mit einem Bildgebungssystem, das eine Gantry (10) umfasst, die eine Röntgenröhre (18) und einen Flatpanel-Röntgendetektor (20) trägt, wobei der Flatpanel-Detektor (20) ein zentrales Array aus Detektoren (72) umfasst, wobei das genannte zentrale Array aus Detektoren (72) ein zweidimensionaler Matrixbildrezeptor mit einer Vielzahl von Detektoren (74) ist und Flügen (76, 78) aufweist, die sich jeweils in Querrichtung weg vom zentralen Array aus Detektoren (72) erstrecken und eine Vielzahl von zusätzlichen Detektoren (80) enthalten, um Abschwächungsdaten außerhalb einer abgebildeten Region des genannten Röntgendetektors (20) aufzunehmen, wobei die genannte Röntgenröhre (18) und der genannte Flatpanel-Röntgendetektor (20) einander in der Untersuchungsregion gegenüberliegend angeordnet sind, und einen Rekonstruktionsprozessor (38) zum Verarbeiten der durch den Flatpanel-Röntgendetektor (20) erfassten Bilddaten, wobei das Verfahren Folgendes umfasst: a) Drehen der Röntgenröhre (18) und des Flatpanel-Detektors (20) in eine vorgegebene Winkelposition um die Untersuchungsregion; b) Versorgen der Röntgenröhre (18) mit Energie, um ein Röntgenstrahlenbündel (37) zu erzeugen; c) Auslesen eines zweidimensionalen Arrays von Datenwerten aus dem Flatpanel-Detektor (20), wobei jeder Datenwert die entsprechende Strahlungsabschwächung auf einem von einer Vielzahl von divergierenden Strahlengängen zwischen der Röntgenquelle (18) und einer Teilregeion des Flatpanel-Detektors angibt; d) Wiederholen der Schritte (a–c) eine vorgegebene Anzahl von Malen, um eine Vielzahl von zweidimensionalen Arrays von Datenwerten zu sammeln; e) Rekonstruieren der Vielzahl von zweidimensionalen Arrays von Datenwerten zu einer volumetrischen Bilddarstellung; und f) Anzeigen der volumetrischen Bilddarstellung als ein Projektionsbild auf einem Videomonitor (44).
Verfahren nach Anspruch 8, wobei Schritt (a) Folgendes umfasst: g) Drehen der Röntgenröhre (18) und des Flatpanel-Detektors (20) weniger als eine volle Umdrehung um die Untersuchungsregion, um die volumetrische Bilddarstellung zu erzeugen.