EP2102638A1 - Verfahren und vorrichtung zur erzeugung eines tomosynthetischen 3d-röntgenbildes - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur erzeugung eines tomosynthetischen 3d-röntgenbildes

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EP2102638A1
EP2102638A1 EP08871042A EP08871042A EP2102638A1 EP 2102638 A1 EP2102638 A1 EP 2102638A1 EP 08871042 A EP08871042 A EP 08871042A EP 08871042 A EP08871042 A EP 08871042A EP 2102638 A1 EP2102638 A1 EP 2102638A1
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EP
European Patent Office
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ray
emitters
emitter
image
single dose
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP08871042A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Mertelmeier
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Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
Siemens Corp
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Filing date
Publication date
Application filed by Siemens AG, Siemens Corp filed Critical Siemens AG
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Withdrawn legal-status Critical Current

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    • H01J2235/06—Cathode assembly
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    • H—ELECTRICITY
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    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/06—Cathode assembly
    • H01J2235/068—Multi-cathode assembly

Definitions

  • the invention relates to a method which is particularly suitable for mammography, and to a device for producing a tomosynthetic 3D X-ray image.
  • a tomosynthetic method a variety of x-ray images are taken from different directions by a research subject.
  • the tomo-synthetic 3D X-ray image is then calculated from the 2D projection images obtained in this way.
  • a tomosynthetic 3D X-ray image is an image data set consisting of a plurality of slice images. Such an image data set obtained by reconstruction from 2D projection images is referred to below as tomosynthetic 3D X-ray image or 3D tomosynthesis image.
  • Mammography is an X-ray examination of the breast with the aim of detecting malignant tumors at the earliest possible stage. By continuously improving the imaging techniques, it is striven to produce high-resolution X-ray images to distinguish benign from malignant changes, thus reducing the number of erroneous findings. The number of suspicious findings, which are not caused by malignant changes, as well as the number of undetected malignant tumors is considered incorrect.
  • the examination object usually a female breast
  • the examination object is irradiated in a single projection direction, producing a two-dimensional projection image of the compressed breast. In such a projection image, tissue layers lying one behind another are superimposed in the direction of the x-ray beam, so that possibly strongly absorbent benign structures obscure a malignant tumor, and thus make it more difficult to recognize.
  • the X-ray source if appropriate also the detector, is pivoted relative to the examination object, for example, on a circular path.
  • Novel x-ray sources comprise a plurality of emitters arranged side by side, obviating pivotal movement of the x-ray source.
  • the individual emitters are excited in succession for emission, so that the examination subject is illuminated from different directions.
  • x-ray sources whose individual emitters work with field emission cathodes.
  • Such an X-ray source and its possible use in the field of tomosynthesis is described, for example, in J. Zhang et al. : "A multi-beam x-ray imaging system based on carbon nanotube field emitters", Medical Imaging, Vol. 6142, 614204 (2006).
  • An X-ray source composed of several emitters permits a high scanning speed, since this is not limited by a mechanical movement of the X-ray tube.
  • the radiant power of the individual emitters is relatively low in comparison to conventional x-ray tubes. This leads to a low signal-to-noise ratio of the obtained 2D projection images and the calculated SD X-ray image.
  • the object of the present invention is to provide a method and a device for generating a tomosynthetic SD x-ray image, which / which allows illumination of an examination subject with a higher dose.
  • the object is achieved by a method according to claim 1 and an apparatus according to claim 10.
  • a multiplicity of 2D projection images are recorded using a stationary X-ray source which comprises a multiplicity of individually controllable emitters arranged side by side.
  • the examination object is illuminated from different directions assigned to the individual emitters; the resulting 2D projection image is recorded with a digital X-ray detector.
  • the tomosynthetic 3D x-ray image is then reconstructed from the 2D projection images.
  • At least one 2D projection image consists of a plurality of individual images. These are produced by illuminating the examination subject with a single dose emitted by an emitter. A plurality of frames are generated by delivering a plurality of individual doses from one and the same emitter.
  • the method according to the invention has the following advantages: Since the maximum single dose that can be generated by a single emitter of the X-ray source is limited, multiple activation of the same emitter can result in a large number of different emitters of individual images are generated, and thus the dose available for the exposure of a 2D projection image can be increased. By multiple control of individual emitters, it is also possible to set a distribution of the total dose delivered by the X-ray source. Thus, for example, some projections of the examination object can be recorded at a higher dose, with the result that the quality of the subsequently calculated tomosynthetic 3D X-ray image can be improved.
  • Tomosynthesesentes is used. For the emitter initially activated, a maximum cooling time is thus available without the exposure time for the entire tosynthetic 3D X-ray image being prolonged.
  • All emitters of the X-ray source are thus activated in a specific sequence during a first scan. For the following scans, the emitters are always redirected in this particular order. A single emitter now has the duration of an entire scan as a cooling time available. In such a case, all 2D projection images used to reconstruct the tomosynthetic 3D X-ray image consist of a plurality of individual images. In the simplest case, the emitters are sequentially driven in sequence from one end to the other of the X-ray source. For example, if it is an X-ray source with N-emitters, so they can In order, ie 1,2, ..., N; 1,2, ..., N are controlled.
  • a predefinable distribution of the total dose delivered by the x-ray source is achieved by not all, but only selected individual emitters being driven more than once.
  • the emitters are divided into groups. In each case, those emitters which are driven equally often are assigned to a common group.
  • the E-Mitter are controlled in groups. Within a group, the emitters are individually sequentially, i. controlled in succession. Particularly advantageously, different groups are always actuated immediately one after the other. So stand the
  • Emitters of each group always approximately the sum of the emission times of another group as a cooling time available.
  • an X-ray contrast agent is administered to the patient during or between two consecutive tomosynthetic X-ray examinations.
  • the examination is carried out with different X-ray energies, which are chosen such that a first X-ray energy is above and another X-ray energy is below the absorption edge of the X-ray contrast medium.
  • the emitters of the X-ray source are driven in such a way that their emitted individual doses have different X-ray energies.
  • the individual emitters of the X-ray source are firstly operated with a first energy to produce a first set of 2D projection images; to generate a further set of 2D projection images, the emitters are operated with a second X-ray energy.
  • the two received sets of 2D projection images are converted into two different 3D X-ray images or charged to a 3D X-ray difference image.
  • the tissue in which the X-ray contrast medium has accumulated is particularly clearly visible.
  • the emitters of the x-ray source can be controlled individually or in groups repeatedly.
  • a constant product of current and emission time is predefined for all emitters of the x-ray source.
  • the object is also achieved with a device according to claim 10, which is suitable for carrying out the method according to one of claims 1 to 9.
  • the X-ray source of the device comprises at least one emitter, which has a field emission cathode, which comprises carbon nanotubes (in German: carbon nanotubes).
  • the device has an X-ray detector with low intrinsic power.
  • the field emitter consists of carbon nanotubes, it is possible to generate individual X-ray doses with almost any temporal shape.
  • cathodes can be easily miniaturized.
  • An X-ray detector with low intrinsic noise is particularly advantageous because several individual images are added to calculate a 2D projection image. A low inherent noise of the X-ray detector prevents a 2D projection image with a poor signal-to-noise ratio being obtained as a result of the addition of the individual images.
  • the device is preferably a mammography device.
  • the figure shows a mammography device with an X-ray source 2, which has a plurality of emitters 4. Shown is an X-ray source 2 with N emitters 4i to 4 N. The individual emitters 4 are arranged next to one another in the manner of an array, and generate x-rays 3 which illuminate an examination object 6, in the present case a female breast. The individual emitters 4 are arranged so that they irradiate the examination object 6 under different waves ⁇ . In this case, the irradiation direction 16 '' of the i-th emitter 4 X with a surface normal 9 encloses the angle Ot 1 . To set the irradiation directions 16, 16 ', 16'',16''', the emitter 4 in the
  • X-ray source 2 may be slightly rotated against each other.
  • the examination object 6 is fixed between a compression plate 8 and a bearing plate 10.
  • the X-ray detector 12 is aligned substantially parallel to the compression and bearing plates 8, 10, so that these components have the common surface normal 9.
  • the X-ray source 2 extends substantially perpendicular to the surface normal 9.
  • X-ray source 2 can be arranged so that they enclose an angle ⁇ with the surface normal 9 in each case, so that the examination object 6 can be illuminated from different directions 16, 16 ', 16''and16'''
  • the individual emitters 4 of the X-ray source 2 are slightly rotated relative to each other for setting the irradiation direction 16. If the distance between the detector 12 and the X-ray source 2 is large, then the individual emitters 4 should also be aligned so that their irradiation directions 16 are aligned substantially parallel.
  • the individual emitters 4 are activated in ascending order. Of course, it is also possible to control the emitter 4 in any other order.
  • the X-ray detector 12 detects at any illumination direction 16, or at each illumination angle Cx 1 an associated single image data set E.
  • 1 Data which contain information about the illumination angles Cx 1 and the associated individual image data records E 1 , are sent to a control and processing device 18 via a signal line S.
  • the individual image data records E 1 are processed into a tomosynthetic 3D X-ray image, which is analyzed and processed with the aid of various input and display elements, which are exemplified by a keyboard 20 and a monitor 22.
  • a tomosynthetic 3D X-ray image consists of a multiplicity of individual slice images, each oriented perpendicular to the normal 9
  • the emitters 4 of the X-ray source 2 are preferably emitters 4 with a field emission cathode comprising carbon nanotubes. In order to avoid thermal overloading of To avoid emitter 4 of the X-ray source 2, these are for example driven as follows:
  • the emitters 4 of the X-ray source 2 are activated in sequence, that is, starting with the first emitter 4i. If the total dose for the examination object 6 is insufficient, then the individual emitters 4 are actuated again in the same sequence, that is to say again beginning with the emitter 4i. In order to keep the thermal load of the individual emitter 4 as small as possible, it is avoided in any case that a single emitter 4 is driven twice in succession.
  • the individual emitters 4 are activated differently. In this way, a desired distribution of the total dose delivered by the X-ray source 2 can be set.
  • the emitters 4 are preferably divided into groups. Emitters 4, which emit a single dose equally often, are assigned to the same group. The emitters 4 are driven in groups, wherein within the group, the emitters 4 are each individually, sequentially controlled. In order to achieve a maximum cooling time for the individual emitters 4, different groups are always driven directly one after the other.
  • a 3D tomosynthesis image is to be taken in which the middle projections are recorded with a higher dose than the marginal projections.
  • the emitters 4 with the numbers 1, 2, 3, 9, 10 and 11 are driven once, the emitters 4 with the numbers 4 and 8 twice and the emitters 4 with the numbers 5, 6 and 7 three times.
  • the emitters 4 with the numbers 1, 2, 3, 9, 10, 10 and 11 of a group A which are those with the numbers 4 and 8 of a group Bund emitter 4 with the numbers 5,6 and 7 assigned to a group C.
  • the groups A to C can now be controlled in succession, for example in the following order: C, A, B, C, B, C.
  • the emitters of each group always have at least the sum of the irradiation times of a different group as cooling time available.
  • a fixed value for the tube current and the emission time can be set for the individual emitters 4.
  • the current-time product for such a single dose may be 2.5 mAs.
  • the patient can be administered an X-ray contrast medium between two individual tomosynthetic images or even during the acquisition of a tomosynthetic 3D X-ray image.
  • the X-ray contrast agent usually accumulates in diseased tissue, and serves to make this visible.
  • the visible contrast in the image is achieved by taking two images with different X-ray energies from the examination subject 6. This is the
  • the energy of the emitted X-radiation is achieved by a shift of the X-ray brake spectrum.
  • the shift of the brake spectrum is effected by a variation of the acceleration voltage.
  • the 2D projection images necessary for its calculation are recorded with different energies.
  • the emitters 4 of the X-ray source 2 are operated with a first acceleration voltage in a first scan and with a second tube voltage in a second scan. The two sets of 2D projection images thus obtained are subtracted from each other and converted to a 3D by means of the control and evaluation unit 18.
  • X-ray difference image processed.
  • a plurality of individual images are again taken to generate the 2D projection images of different x-ray energies and computed into a 2D projection image.

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Abstract

Verfahren zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes, bei dem von einem Untersuchungsobjekt (6) mittels einer ortsfesten Röntgenquelle (2) eine Vielzahl von 2D-Projektionsbildern aufgenommen wird. Die Röntgenquelle (2) umfasst eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten, einzeln ansteuerbaren Emittern (4) zur Abgabe jeweils einer Einzeldosis aus verschiedenen, den einzelnen Emittern (4) zugeordneten Richtungen (16). Aus den einzelnen 2D-Projektionsbildern wird das tomosynthetische 3D-Röntgenbild rekonstruiert, wobei zumindest ein 2D-Projektionsbild aus einer Mehrzahl von Einzelbildern besteht.

Description

Beschreibung
Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung eines tomosyntheti- schen 3D-Röntgenbildes .
Die Erfindung bezieht sich auf ein insbesondere für die Mammographie geeignetes Verfahren, sowie auf eine Vorrichtung zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes . Bei einem solchen tomosynthetischen Verfahren wird von einem Un- tersuchungsobjekt eine Vielzahl von Röntgenbildern aus unterschiedlichen Richtungen aufgenommen. Aus den auf diese Weise erhaltenen 2D-Projektionsbildern wird anschließend das tomo- synthetische 3D-Röntgenbild errechnet.
Bei einem tomosynthetischen 3D-Röntgenbild handelt es sich um einen Bilddatensatz, der aus einer Vielzahl von Schichtbildern besteht. Ein solcher durch Rekonstruktion aus 2D- Projektionsbildern gewonnener Bilddatensatz wird im Folgenden als tomosynthetisches 3D-Röntgenbild oder 3D-Tomosynthesebild bezeichnet.
Bei der Mammographie handelt es sich um eine Röntgenuntersuchung der Brust, mit dem Ziel, bösartige Tumore in einem möglichst frühen Stadium zu erkennen. Durch stetige Verbesserung der bildgebenden Verfahren wird abgestrebt, Röntgenbilder mit hoher Aussagekraft zu erzeugen, um gutartige von bösartigen Veränderungen zu unterscheiden, und so die Zahl der fehlerhaften Befunde zu reduzieren. Als fehlerhafter Befund gilt sowohl die Zahl der verdächtigen Befunde, die nicht von bös- artigen Veränderungen hervorgerufen werden, als auch diejenige Zahl der nicht entdeckten bösartigen Tumore. Bei herkömmlichen Mammographieverfahren wird das Untersuchungsobjekt, in der Regel eine weibliche Brust, in einer einzigen Projektionsrichtung durchstrahlt, wobei ein zweidimensionales Projek- tionsbild der komprimierten Brust erzeugt wird. In einem solchen Projektionsbild sind in Richtung des Röntgenstrahls hintereinander liegende Gewebeschichten überlagert dargestellt, so dass gegebenenfalls stark absorbierende gutartige Strukturen einen bösartigen Tumor verdecken, und somit dessen Erkennbarkeit erschweren.
Um derartigen Nachteilen zu begegnen, wird ein beispielsweise aus Tao Wu et al . „Tomographie mammography using a limited number of low-dose cone-beam projeetion images", Med. Phys . 30, 365 (2003), bekanntes und als Tomosynthese bezeichnetes Mammographie-Verfahren vorgeschlagen. Bei einem solchen Ver- fahren wird aus einer Vielzahl von verschiedenen Richtungen jeweils ein digitales Einzelbild der Projektion der weiblichen Brust aufgenommen. Diese aus unterschiedlichen Richtungen aufgenommenen 2D-Projektionsbilder werden, wie bereits erwähnt, zu einem tomosynthetischen 3D-Röntgenbild verarbei- tet. In einem solchen 3D-Röntgenbild ist es möglich in Ausbreitungsrichtung des Röntgenstrahles gesehen tiefer liegende Gewebsstrukturen abzubilden.
Bei herkömmlichen Tomosyntheseverfahren wird die Röntgenquel- Ie, gegebenenfalls auch der Detektor, gegenüber dem Untersuchungsobjekt beispielsweise auf einer Kreisbahn geschwenkt. Neuartige Röntgenquellen umfassen eine Vielzahl von Emittern, welche nebeneinander angeordnet sind, und eine Schwenkbewegung der Röntgenquelle überflüssig machen. Alternativ zu der Schwenkbewegung der Röntgenquelle werden die einzelnen Emitter nacheinander zur Emission angeregt, so dass das Untersuchungsobjekt aus verschiedenen Richtungen beleuchtet wird.
Besonders interessant sind Röntgenquellen, deren einzelne Emitter mit Feldemissionskathoden arbeiten. Eine solche Röntgenquelle sowie ihr möglicher Einsatz im Bereich der Tomosynthese ist beispielsweise in J. Zhang et al . : „A multi-beam x-ray imaging System based on carbon nanotube field emit- ters", Medical Imaging, Vol. 6142, 614204 (2006) vorgeschla- gen. Eine aus mehreren Emittern zusammengesetzte Röntgenquelle erlaubt eine hohe Scan-Geschwindigkeit, da diese nicht durch eine mechanische Bewegung der Röntgenröhre begrenzt ist. Die Strahlungsleistung der einzelnen Emitter ist jedoch im Ver- gleich zu konventionellen Röntgenröhren relativ gering. Dies führt zu einem niedrigen Signal-Rausch-Verhältnis der gewonnenen 2D-Proj ektionsbilder und des errechneten SD- Röntgenbildes .
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erzeugung eines tomosynthetischen SD- Röntgenbildes anzugeben, welches/welche eine Beleuchtung eines Untersuchungsobjektes mit höherer Dosis gestattet.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren nach Anspruch 1 und eine Vorrichtung nach Anspruch 10.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes wird mit einer ortsfesten Röntgenquelle, die eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten, einzeln ansteuerbaren Emittern umfasst, eine Vielzahl von 2D-Projektionsbildern aufgenommen. Das Untersuchungsobjekt wird aus verschiedenen, den einzelnen Emittern zugeordneten Richtungen beleuchtet; das jeweils entstehende 2D- Projektionsbild wird mit einem digitalen Röntgendetektor aufgenommen. Aus den 2D-Projektionsbildern wird anschließend das tomosynthetische 3D-Röntgenbild rekonstruiert. Zumindest ein 2D-Projektionsbild besteht aus einer Mehrzahl von Einzelbildern. Diese entstehen durch Beleuchtung des Untersuchungsob- jektes mit einer von einem Emitter ausgesandten Einzeldosis. Eine Mehrzahl von Einzelbildern wird erzeugt, indem von ein und demselben Emitter mehrere Einzeldosen abgegeben werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren weist insbesondere die folgen- den Vorteile auf: Da die maximale von einem einzelnen Emitter der Röntgenquelle erzeugbare Einzeldosis begrenzt ist, kann durch mehrfache Ansteuerung desselben Emitters eine Vielzahl von Einzelbildern erzeugt werden, und somit die für die Belichtung eines 2D-Projektionsbildes zur Verfügung stehende Dosis erhöht werden. Durch mehrfache Ansteuerung einzelner Emitter ergibt sich außerdem die Möglichkeit eine Verteilung der von der Röntgenquelle abgegebenen Gesamtdosis einzustellen. So können beispielsweise einige Projektionen des Untersuchungsobjektes mit einer höheren Dosis aufgenommen werden, was dazu führt, dass die Qualität des anschließend errechneten tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes verbessert werden kann. Durch die einzelne Ansteuerung der Emitter ist es außerdem möglich, eine ungleichförmige Dosisverteilung in dem 3D-Tomosynthesebild, die durch die Beleuchtungsgeometrie bedingt ist, zu kompensieren. Dies sei anhand des folgenden Beispiels erläutert. Oftmals handelt es sich bei dem Untersu- chungsobjekt um eine zwischen zwei Kompressionsplatten fixierte weibliche Brust. Diejenigen Röntgenstrahlen, welche von Emittern ausgehen, die mit einer Oberflächennormale der zuvor genannten Kompressionsplatten einen kleinen Winkel einschließen, legen einen vergleichsweise kurzen Weg durch das Untersuchungsobjekt zurück. Hingegen legen diejenigen Röntgenstrahlen, welche von Emittern ausgehen, die mit der Oberflächennormalen einen großen Winkel einschließen, einen vergleichsweise längeren Weg durch das Untersuchungsobjekt zurück. Die von solchen Emittern ausgesandte Einzeldosis wird daher stärker abgeschwächt. Die Folge ist eine ungleichmäßige Dosisverteilung, die kompensiert werden kann, indem diejenigen Emitter, die einen großen Winkel mit der Oberflächennormalen einschließen, mehrere Einzeldosen zur Erzeugung eines 2D-Projektionsbildes abgeben.
Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens gehen aus den von Anspruch 1 abhängigen Unteransprüchen hervor. Demgemäß kann das erfindungsgemäße Verfahren noch die folgenden weiteren Merkmale aufweisen:
Bei einer Röntgenquelle, welche aus einer Vielzahl von einzeln ansteuerbaren Emittern besteht, ist die von einem ein- zelnen Emitter abrufbare Röntgendosis insbesondere deswegen beschränkt, da die Gefahr besteht, dass die vergleichsweise kleinen Röntgenemitter thermisch überhitzt werden. Zur Lösung dieses Teilproblems wird nunmehr vorgeschlagen, dass nachdem ein erster Emitter zur Abgabe einer ersten Einzeldosis angesteuert wurde, bevor dieser zur Abgabe einer weiteren Einzeldosis erneut angesteuert wird, zunächst ein von dem ersten Emitter verschiedener weiterer Emitter angesteuert wird. Somit steht dem ersten Emitter zumindest die Emissionszeit des weiteren Emitters als Abkühlzeit zur Verfügung. Es ist nun ebenfalls denkbar, dass dem ersten Emitter eine längere Abkühlzeit zur Verfügung gestellt wird. Zu diesem Zweck können zwischen den einzelnen Emissionsvorgängen eines bestimmten Emitters möglichst viele weitere Emitter angesteuert werden, deren Einzeldosis ebenfalls zur Erzeugung des 3D-
Tomosynthesebildes herangezogen wird. Für den zuerst angesteuerten Emitter steht somit eine maximale Abkühlzeit zur Verfügung, ohne dass die Belichtungszeit für das gesamte to- mosynthetische 3D-Röntgenbild verlängert wird.
In dem Fall, dass zur Erzeugung einer gewünschten Gesamtdosis, die beispielsweise durch eine vorgegebene Auflösung des 3D-Tomosynthesebildes bestimmt ist, alle Emitter der Röntgenquelle mehrfach angesteuert werden müssen, kann dies im ein- fachsten Fall so erfolgen, dass die Emitter wiederholt der
Reihe nach angesteuert werden. Alle Emitter der Röntgenquelle werden also bei einem ersten Scan in einer bestimmten Reihenfolge angesteuert. Bei den folgenden Scans werden die Emitter nun stets in dieser bestimmten Reihenfolge erneut angesteu- ert . Einem einzelnen Emitter steht nun die Dauer eines gesamten Scans als Abkühlzeit zur Verfügung. In einem solchen Fall bestehen alle zur Rekonstruktion des tomosynthetischen 3D- Röntgenbildes herangezogen 2D-Projektionsbilder aus einer Mehrzahl von Einzelbildern. Im einfachsten Fall werden die Emitter sequentiell der Reihe nach von einem zum anderen Ende der Röntgenquelle angesteuert. Handelt es sich beispielsweise um eine Röntgenquelle mit N-Emittern, so können diese der Reihenfolge nach, also 1,2,..., N; 1,2,..., N angesteuert werden .
Nach einer weiteren Ausführungsform wird eine vorgebbare Ver- teilung der von der Röntgenquelle abgegebenen Gesamtdosis dadurch erreicht, dass nicht alle, sondern lediglich ausgewählte einzelne Emitter mehr als einmal angesteuert werden. Zur einfacheren Ansteuerung werden die Emitter in Gruppen eingeteilt. Dabei werden jeweils diejenigen Emitter, welche gleich oft angesteuert werden einer gemeinsamen Gruppe zugeteilt. Zur Vereinfachung des Ansteuervorgangs werden die E- mitter gruppenweise angesteuert. Innerhalb einer Gruppe werden die Emitter einzeln sequentiell, d.h. nacheinander angesteuert. Besonders vorteilhaft werden unmittelbar nacheinan- der stets verschiedene Gruppen angesteuert. So stehen den
Emittern einer jeden Gruppe stets in etwa die Summe der Emissionszeiten einer weiteren Gruppe als Abkühlzeit zur Verfügung .
Zur Verbesserung der Diagnose von krankhaftem Gewebe wird nach einer weiteren Ausführungsform dem Patienten während oder zwischen zwei aufeinanderfolgenden tomosynthetischen Röntgenuntersuchung ein Röntgenkontrastmittel verabreicht. In einem solchen Fall wird die Untersuchung mit verschiedenen Röntgenenergien durchgeführt, welche so gewählt sind, dass eine erste Röntgenenergie oberhalb und eine weitere Röntgen- energie unterhalb der Absorptionskante des Röntgenkontrastmittels liegt. Zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D- Röntgendifferenzbildes werden die Emitter der Röntgenquelle derart angesteuert, dass ihre emittierten Einzeldosen verschiedene Röntgenenergien aufweisen. Die einzelnen Emitter der Röntgenquelle werden zunächst, zur Erzeugung eines ersten Satzes von 2D-Projektionsbildern, mit einer ersten Energie betrieben, zur Erzeugung eines weiteren Satzes von 2D- Projektionsbildern werden die Emitter mit einer zweiten Röntgenenergie betrieben. Die beiden erhaltenen Sätze von 2D- Proj ektionsbildern werden zu zwei verschiedenen 3D- Röntgenbildern oder zu einem 3D-Röntgendifferenzbild verrechnet. In einem solchen 3D-Röntgendifferenzbild ist dasjenige Gewebe, in dem sich das Röntgenkontrastmittel angereichert hat, besonders gut sichtbar. Auch zur Erzeugung von 2D- Projektionsbildern verschiedener Röntgenenergie kann es wünschenswert sein, diese mit erhöhter Intensität aufzunehmen. Zu diesem Zweck können, wie bereits zuvor erläutert, die E- mitter der Röntgenquelle einzeln oder gruppenweise wiederholt angesteuert werden.
Zur weiteren Vereinfachung der Ansteuerung wird nach einer weiteren Ausführungsform für alle Emitter der Röntgenquelle ein konstantes Produkt aus Strom und Emissionszeit vorgegeben. Somit ist es vorteilhaft möglich, die Belichtung eines 2D-Proj ektionsbildes lediglich über die Anzahl der benötigten Einzeldosen zu steuern.
Die Aufgabe wird außerdem mit einer Vorrichtung nach Anspruch 10 gelöst, welche zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9 geeignet ist. Die Röntgenquelle der Vorrichtung umfasst zumindest einen Emitter, der eine Feldemissionskathode aufweist, welche carbon nanotubes (zu deutsch: Kohlenstoff-Nanoröhrchen) umfasst. Außerdem weist die Vorrichtung einen Röntgendetektor mit niedrigem Eigenrau- sehen auf. Mit einer Feldemissionskathode, deren Feldemitter aus carbon nanotubes besteht, ist es möglich einzelne Röntgendosen mit nahezu beliebiger zeitlicher Form zu generieren. Außerdem lassen sich derartige Kathoden leicht miniaturisieren. Ein Röntgendetektor mit geringem Eigenrauschen ist be- sonders vorteilhaft, da zur Berechnung eines 2D-Projektions- bildes mehrere Einzelbilder addiert werden. Ein geringes Eigenrauschen des Röntgendetektors verhindert, dass in Folge der Addition der Einzelbilder ein 2D-Projektionsbild mit einem schlechten Signal-Rausch-Verhältnis erhalten wird.
Weitere wesentliche Vorteile der Vorrichtung sind bereits im Zusammenhang mit dem erfindungsgemäßen Verfahren genannt. Bevorzugt handelt es sich bei der Vorrichtung um eine Mammo- graphieeinrichtung.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnungen erläu- tert, welche eine schematische Darstellung einer Mammogra- phieeinrichtung zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D- Röntgenbildes zeigt.
Die Figur zeigt eine Mammographieeinrichtung mit einer Rönt- genquelle 2, die eine Vielzahl von Emittern 4 aufweist. Dargestellt ist eine Röntgenquelle 2 mit N Emittern 4i bis 4N. Die einzelnen Emitter 4 sind nach der Art eines Arrays nebeneinander angeordnet, und erzeugen Röntgenstrahlen 3, die ein Untersuchungsobjekt 6, im vorliegenden Fall eine weibliche Brust, beleuchten. Die einzelnen Emitter 4 sind so angeordnet, dass sie das Untersuchungsobjekt 6 unter verschiedenen Winken α bestrahlen. Dabei schließt die Bestrahlungsrichtung 16'' des i-ten Emitters 4X mit einer Oberflächennormalen 9 den Winkel Ot1 ein. Zur Einstellung der Bestrahlungs- richtungen 16, 16 ' , 16 ' ' , 16 ' ' ' können die Emitter 4 in der
Röntgenquelle 2 geringfügig gegeneinander verdreht angeordnet sein .
Das Untersuchungsobjekt 6 ist zwischen einer Kompressions- platte 8 und einer Lagerplatte 10 fixiert. Auf der der Röntgenquelle 2 abgewandten Seite des Untersuchungsobjekts 6 befindet sich ein Röntgendetektor 12, der beispielsweise mat- rixförmig aus einer Vielzahl von Einzeldetektoren 14 aufgebaut ist. Der Röntgendetektor 12 ist im Wesentlichen parallel zu der Kompressions- und Lagerplatte 8, 10 ausgerichtet, so dass diese Bauteile die gemeinsame Oberflächennormale 9 aufweisen .
Die Röntgenquelle 2 erstreckt sich im Wesentlichen senkrecht zu der Oberflächennormalen 9. Die einzelnen Emitter 4 der
Röntgenquelle 2 können so angeordnet sein, dass diese mit der Oberflächennormalen 9 jeweils einem Winkel α einschließen, so dass das Untersuchungsobjekt 6 aus verschiedenen Richtungen 16, 16 ',16'' und 16'"' beleuchtet werden kann. Aus Gründen der Übersichtlichkeit sind lediglich drei einzelne Emitter 4,4M-!, und 4N dargestellt. Beispielhaft soll der nicht explizit dargestellte i-te Emitter 4X mit der Oberflächennormalen 9 einen Winkel αx einschließen. Die einzelnen Emitter 4 der Röntgenquelle 2 sind zur Einstellung der Bestrahlungsrichtung 16 geringfügig gegeneinander verdreht. Ist der Abstand zwischen dem Detektor 12 und der Röntgenquelle 2 groß, so können die einzelnen Emitter 4 ebenfalls so ausgerichtet sein, dass ihre Bestrahlungsrichtungen 16 im Wesentlichen parallel ausgerichtet sind.
Zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes werden die einzelnen Emitter 4 in aufsteigender Reihenfolge angesteuert. Selbstverständlich ist es auch möglich die Emitter 4 in einer beliebigen anderen Reihenfolge anzusteuern. Der Röntgendetektor 12 erfasst zu jeder Beleuchtungsrichtung 16, bzw. zu jedem Beleuchtungswinkel Cx1 einen zugehörigen Einzel- bilddatensatz E1. Über eine Signalleitung S werden Daten, die Informationen über die Beleuchtungswinkel Cx1 und die zugehörigen Einzelbilddatensätze E1 enthalten, zu einer Steuer- und Verarbeitungseinrichtung 18 gesandt. Dort werden die einzelnen Bilddatensätze E1 zu einem tomosynthetischen 3D-Röntgen- bild verarbeitet, welches mit Hilfe von verschiedenen Eingabe- und Anzeigeelementen, welche beispielhaft durch eine Tastatur 20 und einen Monitor 22 dargestellt sind, analysiert und bearbeitet werden. Ein tomosynthetisches 3D-Röntgenbild besteht aus einer Vielzahl von einzelnen Schichtbildern, wel- che jeweils einen senkrecht zu der Normalen 9 orientierten
Schnitt durch das Untersuchungsobjekt 6 wiedergeben. Zur Verdeutlichung sind einige Schnittebenen 24 durch das Untersuchungsobjekt 6 dargestellt.
Bei den Emittern 4 der Röntgenquelle 2 handelt es sich bevorzugt um Emitter 4 mit einer Feldemissionskatode, die carbon nanotubes umfasst. Um eine thermische Überlastung der einzel- nen Emitter 4 der Röntgenquelle 2 zu vermeiden, werden diese beispielsweise wie folgt angesteuert:
Nach einer ersten Variante werden die Emitter 4 der Röntgen- quelle 2 der Reihe nach, also beginnend mit dem ersten Emitter 4i angesteuert. Reicht die Gesamtdosis für das Untersuchungsobjekt 6 nicht aus, so werden die einzelnen Emitter 4 erneut in der gleichen Reihenfolge, also wiederum beginnend mit dem Emitter 4i angesteuert. Um die thermische Belastung des einzelnen Emitters 4 möglichst klein zu halten, wird in jedem Fall vermieden, dass ein einzelner Emitter 4 zweimal direkt nacheinander angesteuert wird.
Nach einer weiteren Variante werden die einzelnen Emitter 4 unterschiedlich oft angesteuert. Auf diese Weise kann eine gewünschte Verteilung der von der Röntgenquelle 2 abgegebenen Gesamtdosis eingestellt werden.
Zur Vereinfachung der Ansteuerung werden die Emitter 4 vor- zugsweise in Gruppen aufgeteilt. Emitter 4, welche jeweils gleich oft eine Einzeldosis abstrahlen, werden der gleichen Gruppe zugeteilt. Die Emitter 4 werden gruppenweise angesteuert, wobei innerhalb der Gruppe die Emitter 4 jeweils einzeln, der Reihe nach angesteuert werden. Um eine maximale Abkühlzeit für die einzelnen Emitter 4 zu erreichen, werden stets unterschiedliche Gruppen direkt nacheinander angesteuert.
Zur Erläuterung sei beispielhaft angenommen, dass die in der Figur gezeigte Röntgenquelle 2 N=Il Emitter 4 umfasst. Es soll ein 3D-Tomosynthesebild aufgenommen werden, bei dem die mittleren Projektionen mit einer höheren Dosis aufgenommen werden als die Randprojektionen. Die Emitter 4 mit den Nummern 1,2,3,9,10 und 11 werden einmal angesteuert, die Emit- ter 4 mit den Nummern 4 und 8 zweimal und die Emitter 4 mit den Nummern 5,6 und 7 dreimal. Entsprechend werden die Emitter 4 mit den Nummern 1,2,3,9,10 und 11 einer Gruppe A, die- jenigen mit den Nummern 4 und 8 einer Gruppe Bund die Emitter 4 mit den Nummern 5,6 und 7 einer Gruppe C zugeordnet. Die Gruppen A bis C können nun beispielsweise in der folgenden Reihenfolge nacheinander angesteuert werden: C, A, B, C, B, C. Durch eine solche Reihenfolge der Ansteuerung der Gruppen steht den Emittern jeder Gruppe stets zumindest die Summe der Bestrahlungszeiten einer anderen Gruppe als Abkühlzeit zur Verfügung.
Zur Vereinfachung der Steuerung der Röntgenquelle 2 kann für die einzelnen Emitter 4 ein fester Wert für den Röhrenstrom und die Emissionszeit festgelegt werden. Beispielsweise kann das Strom-Zeit-Produkt für eine solche Einzeldosis 2,5 mAs betragen. Die zur Untersuchung des Untersuchungsobjektes 6 notwendigen Gesamtdosis wird nunmehr über die Anzahl der Einzeldosen gesteuert. Beträgt das Strom-Zeit-Produkt einer Einzeldosis 2,5 mAs, so ergibt dies für eine Röntgenquelle 2 mit N=25 Emittern 4 eine Gesamtdosis von 62,5 mAs. Erfordert die Abbildung eines Untersuchungsobjekts 6 eine Gesamtdosis von 125 mAs, so erfolgen zwei Scans mit jeweils 62,5 mAs.
Zur Erweiterung der Untersuchungsmöglichkeiten kann dem Patienten zwischen zwei einzelnen tomosynthetischen Aufnahmen oder auch während der Aufnahme eines tomosynthetischen 3D- Röntgenbilds ein Röntgenkontrastmittel verabreicht werden.
Das Röntgenkontrastmittel reichert sich üblicherweise in erkranktem Gewebe an, und dient dazu dieses sichtbar zu machen. Der im Bild sichtbare Kontrast wird dadurch erreicht, dass von dem Untersuchungsobjekt 6 zwei Bilder mit unterschiedli- chen Röntgenenergien aufgenommen werden. Dabei liegt die
Röntgenenergie des ersten Bildes unterhalb und diejenige des zweiten Bildes oberhalb einer Absorptionskante des Röntgenkontrastmittels. Als Kontrastmittel wird bevorzugt Jod verwendet, welches eine Absorptionskante bei 33 keV aufweist. Bei Verwendung einer Wolfram-Anode in den einzelnen Emittern 4, wird die Energie der emittierten Röntgenstrahlung durch eine Verschiebung des Röntgenbremsspektrums erreicht. Die Verschiebung des Bremsspektrums erfolgt durch eine Variation der Beschleunigungsspannung. Zur Aufnahme eines 3D- Röntgendifferenzbilds werden die zu seiner Berechnung notwendigen 2D-Projektionsbilder mit verschiedenen Energien aufge- nommen. Beispielsweise werden die Emitter 4 der Röntgenquelle 2 bei einem ersten Scan mit einer ersten Beschleunigungsspannung und bei einem zweiten Scan mit einer zweiten Röhrenspannung betrieben. Die auf diese Weise erhaltenen zwei Sätze von 2D-Proj ektionsbildern werden voneinander subtrahiert und mittels der Steuer- und Auswerteeinheit 18 zu einem 3D-
Röntgendifferenzbild verarbeitet. Abhängig von der für das Untersuchungsobjekt 6 notwendigen Röntgendosis werden zur Erzeugung der 2D-Projektionsbilder verschiedener Röntgenener- gien wiederum mehrere Einzelbilder aufgenommen und zu einem 2D-Proj ektionsbild verrechnet.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Erzeugung eines tomosynthetischen 3D- Röntgenbildes, bei dem von einem Untersuchungsobjekt (6) mit einer ortsfesten Röntgenquelle (2), die eine Vielzahl von nebeneinander angeordneten, einzeln ansteuerbaren Emittern (4) zur Abgabe einer Einzeldosis aufweist, aus verschiedenen, den einzelnen Emittern (4) zugeordneten Richtungen (16) nacheinander eine Vielzahl von 2D-Projektionsbildern mit einem digitalen Röntgendetektor (12) aufgenommenen wird, aus denen das tomosynthetische 3D-Röntgenbild rekonstruiert wird, wobei zumindest ein 2D-Projektionsbild aus einer Mehrzahl von Einzelbildern besteht, die jeweils durch Beleuchtung des Unter- suchungsobj ektes (6) mit einer Einzeldosis entstehen, die von ein und demselben Emitter (4) ausgesandt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem nach dem ein erster Emitter (4) zur Abgabe einer ersten Einzeldosis angesteuert wurde, und bevor dieser erste Emitter (4) zur Abgabe einer weiteren Einzeldosis erneut angesteuert wird, ein weiterer zweiter Emitter (4) angesteuert wird.
3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem alle zur Rekonstruktion des tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes herangezogenen 2D-
Projektionsbilder aus einer Vielzahl von Einzelbildern bestehen, wobei nachdem die Emitter (4) jeweils eine erste Einzeldosis abgegeben haben, diese zur Abgabe einer weiteren Einzeldosis in der gleichen Reihenfolge nacheinander angesteuert werden, wie dies zur Abgabe der ersten Einzeldosis geschehen ist .
4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, bei dem diejenigen Emitter (4), welche zur Erzeugung eines 2D-Projetionsbildes eine Vielzahl von Einzeldosen abgeben, anhand der Anzahl von Einzeldosen, die von dem jeweiligen Emitter (4) abgegeben wer- den, in Gruppen aufgeteilt werden, und die Emitter (4) nacheinander gruppenweise angesteuert werden.
5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei voneinander verschiedene Gruppen von Emittern (4) unmittelbar nacheinander angesteuert werden .
6. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die Anzahl der von einem einzelnen Emitter (4) abzugebenden Einzeldosen durch eine für das Untersuchungsobjekt (6) vorgesehenen Dosisverteilung vorgegeben ist.
7. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem ein tomosynthetisches 3D-Röntgendifferenzbild als 3D- Röntgenbild dadurch erzeugt wird, dass die zur Erzeugung eines 2D-Projektionsbildes verwendeten Einzeldosen verschiedene Röntgenenergien aufweisen.
8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem die Röntgenenergie ei- ner ersten Einzeldosis unterhalb und die Röntgenenergie einer weiteren Einzeldosis oberhalb einer Absorptionskante eines Röntgenkontrastmittels liegt.
9. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei für alle Emitter (4) als Parameter zur Erzeugung einer Einzeldosis ein konstantes Produkt aus Strom und Emissionszeit vorgegeben ist.
10. Vorrichtung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei der zumindest ein Emitter (4) der Röntgenquelle (2) eine Feldemissionskathode aufweist, die carbon nanotubes umfasst und deren Röntgendetektor (12) ein geringes Eigenrauschen aufweist.
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