SE529961C2 - Avbildningsanordning och metod för att erhålla tidsupplöst avbildningsdata av ett objekt - Google Patents

Description

529 961 del på patientens storlek såväl som procedurens längd och exponeringstider varierar i beroende på proceduren S0m genomförs.

Den internationella patentpublikationen WO 2005/094688, med samma sökande som föreliggande ansökan och vars innehåll innefattas häri genom referens, att erhålla beskriver ett arrangemang för avbildningsdata. Fastän uppfinningen beskriven i detta dokument tillhandahåller förbättringar inom fältet för avbildning, finns det fortfarande ett behov av ytterligare förbättringar i att erhålla bilder av ett objekt med hög repetitionshastighet.

Undersökningen av blod- eller lymfkärl i angiografi är en tidsberoende ställer Sgm krav på Vid process, repetitionshastigheten för detektorn som används. genomförande av angiografi är det därför viktigt att snabbt erhålla bilderna. Vidare, i angiografi är det viktigt att ta hjärtats rörelse i beaktande.

Med hänsyn till ovanstående skulle det vara önskvärt att tillhandahålla förbättringar inom området för medicinsk avbildning och i synnerhet angiografi.

Sammanfattning av uppfinningen Det är ett syfte med uppfinningen att tillhandahålla förbättringar i medicinska avbildningstekniker, såsom angiografi, och i synnerhet att tillhandahålla ökad konstrastupplösning av bilder erhållna genom angiografi.

Det är ett annat syfte med uppfinningen att tillhandahålla ett avbildningsarrangemang för angiografi som kan producera högkvalitativa tredimensionella bilder med hög bildkontrast, samtidigt som objektet som undersöks exponeras för så låg strålningsdos som möjligt.

Det är ytterligare ett syfte med uppfinningen att tillhandahålla ett avbildningsarrangemang. för angiografi, varvid mängden jodiserat kontrastmedel som administreras in i en patient kan minimeras.

Det är ännu ett syfte med uppfinningen att tillhandahålla ett avbildningsarrangemang för angiografi S0m. här en höä repetitionshastighet.

Dessa syften, bland andra, åstadkoms genOm ett avbildningsarrangemang såsom definieras i de och metod bifogade kraven.

I enlighet med uppfinningen tillhandahållS ett avbildningsarrangemang för att erhålla avbildningsdata av ett objekt. Avbildningsarrangemanget innefattar en stödstruktur som har en rotationsaxel och innefattar organ för att rotera stödstrukturen, ett par av första 0Ch andra strålningsmoduler fast anordnade på stödstrukturen längs en radie vinkelrätt mot rotationsaxeln, varvid var och en av strålningsmodulerna innefattar en strålningskälla S0m samtidigt emitterar strålning, en strålningsdetektor för att detektera strålning såsom emitterad från strålningsmodulerna och skickad genom objektet som avbildas, varvid strålningsdetektorn innefattar ett antal riktningskänsliga linjedetektorer, var och en riktad mot endera av de två strålningskällorna i syfte att medge att ett strålningsknippe går in i linjedetektorn, och en kollimator anordnad, mellan, såsom sett i en riktning parallellt med rotationsaxeln, paret med strålningsmodul och strålningsdetektor. Uppfinningen tillhandahåller en förbättrad kontrastupplösning, varigenom. mängden jodiserat kontrastmedel kan minimeras och hälsorisker för patienten kan minskas väsentligt. 529 961 4 I enlighet med en utföringsform av uppfinningen är varje riktningskänslig linjedetektor anordnad att registrera ett flertal linjebilder av strålning såsom sänd genom objektet från paret med strålningsmoduler. Vidare kan varannan linjedetektor vara anordnad att registrera strålning från den första strålningsmodulen och varannan linjedetektor kan vara anordnad att den andra registrera strålning från strålningsmodulen. Samtidig registrering av data från de två strålningskällorna möjliggörs vilket resulterar i en ökad tredimensionell upplösning, kortare förvärvningstid och ökad konstrastupplösning.

I en annan utföringsform av uppfinningen tillhandahålls två eller fler par av första och andra strålningsmoduler, varvid varje par har en associerad kollimator och strålningsdetektor. Strålningsdetektorn i varje par är Sedan anordnad att efter varandra avbilda objektet under ett varv av avbildningsarrangemanget. Avbildningsarrangemanget kan då roteras med en lägre hastighet eller flera olika faser av hjärtslaget kan r0tati0n av registreras i en enda avbildningsarrangemanget.

I ytterligare en annan utföringsform av uppfinningen är strålningskällorna i strålningsmodulerna anordnade att emittera strålning av olika energier. Till exempel kan den första strålningskällan vara anordnad att emittera strålning av en energi över 100 kV och den andra strålningskällan kan vara anordnad att emittera strålning av en energi under 100 kV. En, ökad kontrastupplösning' erhålls därigenom, och ett kontrastmedel insprutat i patienten kan ses tydligare, vilket tillhandahåller en förbättrad detektering av t ex ateroskleros blodkärl. (förhårdning av artärerna) i patientenS 529 961 I ännu en annan utföringsform av uppfinningen är den första strålningsmodulen anordnad på ett icke-roterande sätt vid en punkt flexibel lösning längs rotationsaxeln. En tillhandahålls därigenom, varvid avbildningsarrangemanget kan anpassas för den specifika användningen. Vidare minskas även kostnaden för avbildningsarrangemanget.

Uppfinningen hänför sig även till en nætod för att erhålla avbildningsdata av ett objekt, varvid fördelar liknande de ovannämnda åstadkoms.

Ytterligare kännetecken och särdrag hos uppfinningen och att beskrivningen av utföringsformer av föreliggande uppfinning fördelar därmed kommer framgå ur den detaljerade given härefter och de bifogade ritningarna, vilka endast ges som således illustration och är inte begränsande för uppfinningen.

Kort beskrivning av ritningarna Figur 1 illustrerar schematiskt ett avbildningsarrangemang i enlighet med föreliggande uppfinning.

Figur 2 illustrerar strålningsdetektorn i avbildningsarrangemanget i figur 1.

Figur 3 illustrerar schematiskt avbildningsproceduren i enlighet med föreliggande uppfinning.

Figur 4 illustrerar, i en vy framifrån, en utföringsform av avbildningsarrangemanget i enlighet med föreliggande uppfinning.

Figur 5 illustrerar en annan utföringsform av avbildningsarrangemanget i enlighet med föreliggande uppfinning. 529 961 Detaljerad beskrivning av utföringsformer av uppfinningen Figur 1 illustrerar schematiskt de grundläggande komponenterna i föreliggande uppfinning. Ett avbildningsarrangemang 1 i enlighet med uppfinningen innefattar ett eller fler par av strålningsmoduler 2a, 2b anordnade på en stödarm. 3a i en stödstruktur 3.

Avbildningsarrangemanget 1 innefattar vidare en strålningsdetektor 4 anordnad på stödstrukturen 3 under ett patientpositioneringsbord, i det följande benämnt objektbord . Strålningsdetektorn 4 och strålningsmodulerna 2a, 2b är anordnade på motstående sidor om patientpositioneringsbordet för att möjliggöra för strâlningsdetektorn 4 att detektera strålning emitterad från strålningsmodulerna 2a, 2b och skickad genom en patient 7 eller annat objekt som avbildas.

Strålningsmodulerna 2a, 2b, kollimatorn 14 och strålningsdetektorn 4 är stabilt kopplade till varandra genom stödstrukturen 3, 3a.

Strålningsmodulerna 2a, 2b innefattar en strålningskälla, företrädesvis röntgenrör och i det följande benämnda röntgenkälla 6a, 5b. Varje röntgenkälla 6a, 6b innefattar företrädesvis en katod, som emitterar elektroner och en anod, som emitterar röntgenstrålar som svar på att de träffas av elektronerna. Röntgenkällan 6a, 6b tillhandahålls för att emittera strålning av ' en lämplig energi.

Röntgenkällorna 6a, 6b i de två strålningsmodulerna 2a, 2b kan vara anordnade att emittera strålning av olika energier, såsom beskrivs mer i detalj senare.

Strålningsmodulen 2a, 2b Vidare ett 8b. placerat just under röntgenkällan 6a, innefattar filterarrangemang 8a, Filterarrangemanget 8a, 8b är 6b och typiskt tunna metalliska folier som fungerar som filter för att innefattar absorbera fotonerna med lägst (eller högst) energi, 529 961 vilka inte bidrar väsentligt till“ bildkvaliteten.

Fílterarrangemanget 8a, 2b kan ha 8b i de två strålningsmodulerna 2a, olika filtersektioner framför de olika röntgenkällorna 6a, 6b så att olika strålning från de olika röntgenkällorna 6a, 6b kan filtreras olika.

Avbildningsarrangemanget 1 innefattar vidare en kollimator Det kan båda strålningsmodulerna 2a, 2b eller en separat kollimator 14a, 14, som också är anordnad på stödstrukturen 3. finnas en kollimator som är gemensam för 14b (ej visad) för varje strâlningsmodul 2a, Zb. Kollimatorn 14 kan vara en tunn folie av t ex volfram med smala strålningstransparenta slitsar. Slitsarna är upplinjerade med motsvarande linjeformade känsliga areor eller ingångsslitsar i strâlningsdetektorn 4 så att röntgenstrâlknippen som passerar genom slitsarna i kollimatorn 14 kommer att nå de känsliga areorna i strålningsdetektorn 4.

Strålningsdetektorn 4 innefattar ett flertal riktningskänsliga linjedetektorer såsom illustreras och beskrivs mer i detalj senare med hänvisning till figur 2.

Stödstrukturen 3 kan vara vilken som helst lämplig stödstruktur vid vilken strålningsmodulerna 2a, 2b, kollimatorn 14 och strålningsdetektorn 4 kan fästas.

Stödstrukturen 3 har en rotationsaxel 9 såsom indikeras i figuren. Objektbordet 5 stöds företrädesvis inte av stödstrukturen 3, utan av en annan stödstruktur (ej illustrerad).

En anordning, schematiskt illustrerad, och indikerad i 10, tillhandahålls för att rotera stödstrukturen 3 kring rotationsaxeln 9 relativt objektbordet 5.

Strålningsmodulerna 2a, 2b, kollimatorn 14 och 529 951 8 strålningsdetektorn 4 är. anordnade ovanför varandra och roterar tillsammans kring rotationsaxeln 9 relativt objektbordet 5. Det vill säga, flyttas i en gemensam rotationsrörelse relativt objektet som undersöks.

Objektbordet 5 är strålningsvägen mellan de 2a, 2b strålningsdetektorn 4 under en kort varaktighet av ett varv anordnat i divergenta strålningsmodulerna 0Ch av stödstrukturen 3. Under rotationen är var och en av linjedetektorerna i att strålningsdetektorn 4 anordnade registrera flertalet linjebilder av strålning såsom sända genom objektet i en respektive en av olika vinklar. 2b är företrädesvis aktiva endast 6b i Strålningsmodulerna 2a, vid behov. Det vill säga, röntgenstrålningskällan 6a, strålningsmodulen 2a, 2b behöver endast kopplas på under den tid som den skannas över objektbordet 5 och således måste producera strålning för mätning.

Avbildningsarrangemanget 1 innefattar vidare en mikroprocessor eller dator tillhandahâllen med lämplig mjukvara för att styra arrangemanget och utläsning och efterbehandling av data registrerad av linjedetektorerna 16.

Vidare är en strömkälla innefattad för att förse detektorn och mikroprocessorn eller datorn med ström och för att driva en stegmotor eller liknande för att driva avbildningsarrangemanget 1 och anordningen 10 för att rotera det. Vidare är bildbehandlingsorganet tillhandahållet för att beräkna en tredimensionell rekonstruktion av objektet 7 baserat på tillhandahållen från tomosyntesdata linjedetektorerna.

Det noteras att genom avbildningsarrangemanget 1 tas två bilder av objektet 7 samtidigt. Det vill säga, strâlningsdetektorn 4 är anordnad att samtidigt registrera strålning emitterad från paret av strålningsmoduler 2a, 2b. 529 961 Figur 2 illustrerar strålningsdetektorn 4, som. innefattar ett antal riktningskänsliga linjedetektorer 16. Varje linjedetektor 16 utsträcker sig i y-riktningen i syfte att registrera endimensionella bilder i y-riktningen. Var och en av linjedetektorerna 16 är företrädesvis en gasbaserad joniseringsdetektor, varvid elektroner som frigjorts som ett resultat av jonisering av joniserande strålning som gått in och eventuellt i linjedetektorerna accelereras, lavinförstärkts, i en riktning väsentligen vinkelrätt mot riktningen för den inmatade joniserande strålningen. Sådan linjedetektor refereras till detektor. som en gasbaserad "edge-on" Sådana linjedetektorer och matriser därav beskrivs vidare i följande US-patent utfärdade till Tom Francke med flera: nr. e,337,4s2; e,417,223; e,47s,397; 7,o16,4ss; 7,oo6,s97; 6,94o,942; 6,97o,533; 6,ss6,669; 6,s73,6s2; 6,7s4,436; s,794,6ss; 6,s1s,9o1; 6,e27,s97; 6,627,s97; aan s,s22,72z, såväl som referenser däri, vilka alla innefattas häri genom hänvisning.

Var och en av linjedetektorerna 16 kan alternativt vara vilken son1 helst av scintillatorbaserad detektor, en. PIN- diodmatris, en TFT-matris, en CCD matris, en gasbaserad detektor, en vätskebaserad detektor, en halvledardetektor eller en CMOS-detektor.

I enlighet med uppfinningen pekar linjedetektorerna 16 i nmtrisen alternativt mot olika ena av de två strålningsmodulerna 2a, 2b. Till exempel pekar varannan linjedetektor mot röntgenkällan 6a och varannan linjedetektor pekar mot röntgenkällan 6b. Alternativt kan små grupper av mot de respektive 3 eller 4 linjedetektorer 6b, linjedetektorer pekar mot röntgenkällorna 6a respektive 6b. peka röntgenkällorna 6a, t ex grupper om 2, 529 961 Riktningskänsligheten hos linjedetektorerna 16 innebär att var och en av dem endast mäter strålning från strålningskällan 6a, 6b nwt vilken den är riktad. Typiskt kan öppningsvinkeln för varje linjedetektor 16 i x- riktningen vara så liten som 0,1 grader.

Om linjedetektorerna 16 är gasbaserade "edge-on" detektorer, så innefattar S0m 6b. var och en av dem utläsningsremsor väsentligen pekar mot endera av strålningskällorna 6a, Detta innebär att utläsningsremsorna i var och en av linjedetektorerna 16 är anordnade i en solfjäderliknande struktur, varvid utsträckningen av linjerna för utläsningsremsorna konvergerar i endera av strålningskällorna 6a, 6b.

Figur 3 illustrerar schematiskt avbildningsproceduren som utnyttjar avbildningsarrangemanget 1 beskrivet ovan. I synnerhet visas strålningen emitterad från strålningsmodulerna 2a, 2b schematiskt vid l7a och l7b. För tydlighets skull visas arken med strålning endast för ett par av linjedetektorer, var och en pekande mot en av strålningsmodulerna. Avbildningsdata erhålls med höga repetitionshastigheter för röntgenundersökning av patienten.

Under rotationen av stödstrukturen 3 och således rotation av 2b, linjedetektorerna 16 i strâlningsdetektorn. 4 anpassade att paret av och en av strålningsmoduler 2a, är var registrera ett flertal linjebilder av strålning såsom sänd genom patienten i en respektive en av olika vinklar.

Figur 4 illustrerar en utföringsform av uppfinningen. beskrivna 2b, OVâIl Avbildningsarrangemanget 1 innefattar stödstruktur 3, innefattande strålningsmodulerna 2a, kollimatorn 14 och strålningsdetektorn 4. Den innersta strålningsmodulen 2a är företrädesvis anordnad nära rotationsaxeln 9. Den yttersta strålningsmodulen Zb är 529 961 11 anordnad längs stödarmen 3a i stödstrukturen 3, till exempel på ett avstånd på l - 2 m från rotationsaxeln 9.

Tidsupplösningen av bilderna förbättras ju mer data som insamlas. Ju fler på varandra följande hjärtslag under vilka mätningar görs, desto högre upplösning erhålls. Om strålningsdetektorn 4 har en storlek som täcker 20% av omkretsen längs vilken den rör sig, och om data insamlas med rotationshastigheten l varv per hjärtslag, så erhålls en tidsupplösning på 20% * 1 s = 0,2 sekunder. Det vill säga, tiden under vilken mätningarna görs är då 0,2 s.

Om data för två på varandra två under (till insamlas samma fas följande hjärtslag exempel under varv av avbildningsarrangemanget) så används data från den första halvan av strâlningsdetektorn för det första hjärtslaget från strâlningsdetektorn används för det andra hjärtslaget (andra (första varvet) och data den andra halvan av varvet). Detta ger en tidsupplösning på ungefär 0,1 s under antagandet att hjärtslagen är identiska och att avbildningsarrangemanget roteras ett varv per hjärtslag.

Det finns studier som indikerar att hjärtslagen hos en patient är tillräckligt lika under fem på varandra följande slag och (mn betablockerare används ökas antalet till tio.

Under skulle antagandet av 5 respektive 10 hjärtslag, tidsupplösningen i analogi med ovanstående bli ungefär 0,02 s respektive 0,01 s.

Rotationshastigheten för avbildningsarrangemanget 1 är synkroniserad med en elektrokardiogram (ECG) undersökning av patienten. Strålningsdetektorn 4 kan därigenom vara anordnad så att den är i den specifika fasen av hjärtslaget som är av intresse, under vilken data ska insamlas. Om data ska 529 961 12 insamlas under flera hjärtslag så justeras rotationshastigheten i enlighet med antalet hjärtslag.

Om till exempel mätningarna ska genomföras för två på varandra följande hjärtslag med en rotationshastighet på ungefär ett varv per hjärtslag, så är den första (yttersta) linjedetektorn i. strålningsdetektorn -4 upplinjerad för att vara under en hjärtat- Om specifik del av strålningsdetektorn 4 har 80 linjedetektorer, så används de första 40 under det första varvet och således första hjärtslaget och data insamlas. Under nästa varv (nästa hjärtslag) så ska den 4l:a linjedetektorn vara upplinjerad vid samma del och data insamlas igen. Detta innebär således att rotationshastigheten för avbildningsarrangemanget 1 ska vara något högre än hjärtfrekvensen hos patienten.

De två strålningskällorna 6a, 6b kan vara anordnade att emittera energier. En av strålning av olika strålningskällorna 6a kan ha ett hårt röntgenspektrum (t ex > 100 kV) och den andra strålningskällan 6b kan ha ett mjukt röntgenspektrum (t ex < 100 KV). Ett hårt spektrum erhålls typiskt genom att tillhandahålla en hög accelerationsspänning på strålningskällan och möjligen filtrera lågenergetiska erhålls röntgenstrålar genom ett filter.

Omvänt ett mjukt spektrum gen0m lågaccelerationsspänningar, till exempel 60-80 kV eller ännu lägre och möjligen högenergetiska att filtrera Det genom att röntgenstrålar genom ett filter. ska noteras strålningskällorna 6a, 6b kan vara anordnade att emittera strålning av samma energi.

Ett jodiserat kontrastmedel absorberar lågenergetisk strålning i större utsträckning än vävnad och blod, medan högenergetisk strålning absorberas till en väsentligen lika stor utsträckning av kontrastmedlet, vävnad och blod. Genom 529 961 13 att subtrahera de två bilderna från varandra kommer joden att bli synlig. Genom att addera bilderna erhålls en vanlig röntgenbild av hjärtat.

En ökad erhålls Sådan dubbelenergiavbildning, och ett kontrastmedel som sätts in i upplösning genom en patienten kan ses tydligare. En förbättrad detektering av t blodkärl (det vill förhårdning av artärerna) tillhandahålls därigenom. ex ateroskleros i patientens Säga Figur 5 illustrerar en annan utföringsform av uppfinningen.

I denna utföringsform innefattar stödstrnkturen 3 flera par med strålningsmoduler 2a, 2b och en strålningsdetektor 4 associerad med varje par av strålningsmoduler 2a, 2b. Varje arrangemang av ett par av strålningsmoduler 2a, 2b och deras associerade strålningsdetektor 4 och kollimator 14 benämns i det följande avbildningsanordning. Då stödstrukturen 3 roterar kring rotationsaxeln 9 relativt objektbordet 5, så kommer objektbordet 5 att successivt vara anordnat i strålningsvägen mellan strålningsmodulerna och strålningsdetektorerna i avbildningsanordningarna. Under varje rotation är var och en av avbildningsanordningarna anordnade att registrera ett flertal linjebilder av strålning såsom sänd genom objektet i en respektive en av olika vinklar.

En fördel med denna utföringsform är att det är möjligt att ta bilder av hjärtat i flera av dess faser samtidigt, eller att använda en lägre rotationshastighet för avbildningsarrangemanget 1 för att erhålla bilder av samma hjärtfas.

Notera att strâlningskällorna 6a, 6b i avbildningsanordningarna företrädesvis är aktiva i konsekutiv ordning. De två röntgenkällorna 6a, 6b i en 529961 14 specifik avbildningsanordning behöver således bara kopplas 'på under tiden som den skannas över objektbordet 5, det vill säga då de måste producera strålning för mätningen.

I ytterligare en annan utföringsform av uppfinningen (ej illustrerad) så är en av de två strålningsmodulerna 2a, 2b fixt anordnade nära rotationsaxeln 9. Utföringsformen i figur 4 eller 5 modifieras således i det att den innersta av za, 2b fixt anordnade strålningsmodul 2a paras konsekutivt ihop med var strâlningsmodulerna inte roterar. Denna och en av strâlningsmodulerna 2b anordnade på den yttre delen av stödarmen 3a på vilken strålningsmodulerna 2b är anordnade. Det vill säga, den fixt anordnade strålningsmodulen 2a används som den andra röntgenkällan 6a för var och en av de en eller fler avbildningsanordningarna.

Den fixt anordnade strålningsmodulen 2a är anordnad att emittera strålning samtidigt med var och en av de yttre strålningskällorna 2b.

Idag träs katetern, som används för att administrera kontrastmedlet i till exempel området som ska avbildas, hjärtat, vanligtvis in i en artär i patientens ljumske och tippen avanceras genom artärsystemet in i området som avbildas, att tillhandahålla en tillräcklig t ex hjärtat. I syfte kontrastupplösning sätts stora mängder kontrastmedel innehållande jod in. Kontrastmedlet har även en hög koncentration jod.

Föreliggande tillhandahåller en förbättrad kontrastupplösning, det vill säga förmågan hos fluoroskopin uppfinning att särskilja mellan olika kontraster i den erhållna bilden.

Genom den ökade kontrastupplösningen kan man undvika att trä in katetern i ljumsken. Istället kan kontrastmedlet injiceras direkt i underarmen. Detta är en känd procedur, koncentrationen av kontrastmedel i hjärtat minskas, men 5129 961 detta innebär även att det är svårare att erhålla bilder med Ökade jodiserat kontrastmedel hög kvalitet. Genom den kontrastupplösningen kan mängden som krävs minimeras och hälsoriskerna relaterade till sådana procedurer kan minskas.

Avbildningsarrangemanget enligt uppfinningen tillhandahåller högkvalitativa bilder och möjliggör för den mßdicinska undersökaren att se hur kontrastmedlet dispergerar i blodet och framåt till hjärtat. Det är till exempel möjligt att se huruvida vissa delar av hjärtat innehåller mindre eller inget skulle indikera försämrat blodflöde i det kardiovaskulära systemet. Allt detta kan, i kontrastmedel, vilket enlighet med uppfinningen, avbildas tredimensionellt med hög upplösning.

De tredimensionella bilderna har hög spatial upplösning i alla tre dimensionerna eftersom strålningsdetektorn som används har små pixelstorlekar. Som en jämförelse här tidigare kända avbildningssystem såsom fluoroskopi, pixelstorlekar i intervallet av 200-600 pm, vilket kan jämföras med föreliggande avbildningsarrangemang med pixelstorlekar på ungefär 100 pm. Vidare beror den tillhandahållna höga upplösningen även på det faktum att bilderna av patienten tas i många vinklar.

Vidare tillhandahåller föreliggande uppfinning hög tidsupplösning i vilken upplösningen inte påverkas av hjärtats rörelse. Detta åstadkoms genom det uPPfunna avbildningsarrangemanget, i vilket strålningsdetektorn passerar under hjärtat under en kort varaktighet av hjärtslagscykeln.

Tack vare den låga erfordrade strâlningsdosen kan arrangemanget enligt föreliggande uppfinning användas som en del av rutinmässiga fysiska undersökningar. Det vill säga, 529 961 16 tredimensionella bilder av till exempel hjärtat kan tas i vill patienter utan någon klinisk indikation av sjukdom (såkallad preventivt syfte, det säga, test genomförda på screening). Högkvalitativa bilder av interna organ kan erhållas utan att utsätta patienten för hälsorisker.

Uppfinningen hänför sig även till en nætod för att erhålla avbildningsdata av ett objekt genom användning av Metoden avbildningsarrangemanget 1 såsom beskrivits ovan. innefattar stegen: att anordna objektet 7 i strålningsvägen mellan strålningskällorna 6a, 6b och strålningsdetektorn 4, och rotera rotationsaxel 9 stödstrukturen 3 kring dess relativt objektet 7. I angiografi, det vill säga då objektet 7 till exempel är en patients hjärta, kan steget att rotera stödstrukturen 3 att innefatta det ytterligare steget anpassa rotationshastigheten. i beroende av' hjärtfrekvensen och/eller antalet hjärtslag- som avbildas på ett sätt som tidigare beskrivits.

Sammanfattningsvis, genom att tillhandahålla två röntgenkällor anordnade i enlighet med det uppfunna arrangemanget erhålls en förbättrad upplösning, och i synnerhet i den vertikala riktningen. Vidare möjliggörs även dubbelenergiavbildning, till exempel en dubbelenergiangiografi.

I den föregående detaljerade beskrivningen beskrivs uppfinningen. med hänvisning till specifika exemplifierande utföringsformer därav. Olika modifieringar och ändringar kan göras därtill inom ramen för uppfinningen såsom definieras i kraven. Specifikationen och ritningarna ska följaktligen betraktas som i en illustrativ snarare än begränsande betydelse.

Claims (14)

10 15 20 25 W- en strålningsdetektor (4) _5129 961 17 i Patentkrav

1. Avbildningsarrangemang (1) för att erhålla avbildningsdata för ett objekt (7), kännetecknat av - en stödstruktur (3) Och (10) med en rotationsaxel (9) innefattande organ för att rotera nämnda stödstruktur (3): - ett par med första och andra strålningsmoduler (2a, 2b) fast anordnade på nämnda stödstruktur (3) längs en radie vinkelrätt mot nämnda rotationsaxel (9), varvid var 0Ch en 2b) strålningskälla (6a, 6b) som simultant emitterar strålning, av nämnda innefattar en strålningsmoduler (2a, för att detektera strålning såsom emitterad från nämnda strålningsmoduler (2a, 2b) och varvid nämnda ett skickad genom objektet (7) som avbildas, innefattar antal (15): mot endera av nämnda två strålningskällor (6a, strålningsdetektor (4) var och en riktad 6b) för att riktningskänsliga linjedetektorer medge ett strålknippe att gå in i linjedetektorn (16), och - en kollimator (14) anordnad mellan, såsom sett i en riktning parallellt med nämnda rotationsaxel (9), nämnda strålningsmoduler (2a, Zb) och nämnda strålningsdetektor (4).

2. Avbildningsarrangemang (1) enligt krav 1, varvid var och en av nämnda riktningskänsliga linjedetektorer (16) är anordnade flertal att registrera ett linjebildef av strålning såsom sänd genom nämnda objekt (7) från nämnda par av strålningsmoduler (Za, Zb).

3. Avbildningsarrangemang (1) enligt krav 1 eller 2, varvid varannan linjedetektor (16) är anordnad att registrera 10 15 20 25 529 961 18 strålning från Och (Za) registrera första strålningsmodul (16) är strålning från nämnda andra strålningsmodul (2b). nämnda varannan linjedetektor anordnad att

4. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven 1-3, innefattande två eller fler par av första och andra strålningsmoduler (2a, 2b), varvid varje par har en associerad kollimator (14) och strålningsdetektor (4) och varvid strålningsdetektorn (4) i varje par är anordnad att i följd avbilda nämnda objekt (7) under ett varv av nämnda avbildningsarrangemang (1).

5. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven 1-4, vidare innefattande ett objektbord (5) på vilket nämnda objekt är anordnat, och varvid nämnda objektbord (5) är anordnat i. strålningsvägen nællan strålningsmodulerna (2a, 2b) och strålningsdetektorn (4).

6. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven l-5, (2a, 2b) vidare innefattar ett respektive filterarrangemang (8a, 8b) varvid var och en av nämnda strålningsmoduler anordnat framför varje respektive strålningskälla (6a, 6b).

7. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven 1-6, varvid nämnda strålningskällor (6a, 6b) i nämnda strålningsmoduler (2a, 2b) är anordnade att emittera strålning av olika energi.

8. Avbildningsarrangemang (1) enligt krav 7, varvid strålningskällan (6a) i den första strålningsmodulen (2a) är anordnad att emittera strålning av en energi över 100 kV och strålningskällan (6b) i nämnda andra strålningsmodul (2b) är anordnad att emittera strålning av en energi under 100 kV. 10 15 20 25 30 529 961 19

9. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven 1-8, varvid nämnda stålningsmoduler (2a, 2b) är anordnade på ett avstånd av 1 meter från varandra.

10. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven 1-9, varvid nämnda strålningsdetektor (4) är anordnad att samtidigt registrera strålning emitterad från nämnda par av strålningsmoduler (2a, 2b).

11. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven 1-10, varvid nämnda avbildningsdata är tomosyntesdata och nämnda innefattar avbildningsarrangemang (1) vidare bilabehandlingsorgan tredimensionell att beräkna en objekt (7) för rekonstruktion av nämnda baserat På nämnda tomosyntesdata.

12. Avbildningsarrangemang (1) enligt något av kraven 1-11, varvid den första strålningsmodulen (2a) är anordnad på ett icke-roterande sätt vid en punkt längs nämnda rotationsaxel (9).

13. Metod för att erhålla avbildningsdata av ett objekt (7) genom användande av ett avbildningsarrangemang (1) innefattande en stödstruktur (3) med. en rotationsaxel (9) och innefattande organ för att rotera nämnda stödstruktur (3); ett par av första och andra strålningsmoduler (2a, 2b) fast anordnade på nämnda stödstruktur (3) längs en radie vinkelrätt mot nämnda rotationsaxel (9), varvid var och en 2b) strålningskälla (6a, 6b) som simultant emitterar strålning; av nämnda strålningsmoduler (2a, innefattar en en strålningsdetektor (4) för att detektera strålning såsom emitterad från nämnda strålningsmoduler (2a, 2b) och skickade genom objektet (7) som avbildas, varvid nämnda strålningsdetektor (4) innefattar ett antal riktningskänsliga detektorer (16) var och en riktad mot 10 15 529 961 20 endera av nämnda två strålningskällor (6a, 6b) för att medge att ett strålknippe går in. i linjedetektorn (16), och en (14) kollimator såsom sett i. en riktning (9), strålningsdetektor anordnad nællan, parallellt med nämnda rotationsaxel nämnda strâlningsmoduler (2a, 2b) och nämnda (4), varvid nämnda metod innefattar stegen att: - anordna nämnda objekt (7) i strålningsvägen mellan strålningskällorna (6a, 6b) och strålningsdetektorn (4) och - rotera nämnda stödstruktur (3) kring nämnda rotationsaxel (9) relativt nämnda objekt (7).

14. Metod enligt krav 13, varvid nämnda objekt (7) är en patients hjärta och nämnda steg att rotera nämnda stödstruktur (3) innefattar det ytterligare steget att anpassa. rotationshastigheten i. beroende av hjärtfrekvensen och/eller antalet hjärtslag som avbildas.