WO2007134882A1 - Verfahren und einrichtung zum erzeugen eines tomosynthetischen 3d-röntgenbildes - Google Patents

Verfahren und einrichtung zum erzeugen eines tomosynthetischen 3d-röntgenbildes Download PDF

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WO2007134882A1
WO2007134882A1 PCT/EP2007/051200 EP2007051200W WO2007134882A1 WO 2007134882 A1 WO2007134882 A1 WO 2007134882A1 EP 2007051200 W EP2007051200 W EP 2007051200W WO 2007134882 A1 WO2007134882 A1 WO 2007134882A1
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Thomas Mertelmeier
Jasmina Orman
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Siemens Aktiengesellschaft
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    • A61B6/467—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B6/469—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selecting a region of interest [ROI]

Definitions

  • the invention relates to a method, particularly suitable for mammography, for generating a tomosynthetic X-ray image of an examination object, in which a tomosynthetic 3D X-ray image is composed of a plurality of digital individual images recorded with different projection angles.
  • the invention relates to a device operating with this method.
  • the mammography is a
  • X-ray examination of the female breast with the aim of detecting tumors at the earliest possible stage.
  • Continuous improvement of the mammography method is aimed at producing X-ray images with high significance in order to distinguish benign from malignant changes and the number of erroneous findings, ie. H. to reduce the number of suspicious findings, which are caused by non-malignant changes, and the number of undetected malignant tumors.
  • conventional X-ray mammography is thereby in a single
  • Projection generated a two-dimensional frame of the compressed breast. Since in such a projection the layers of tissue lying one behind the other in the direction of the X-ray beam are superabsorbent, benign structures superimpose a malignant tumor and make it more difficult to recognize, or a malignant tumor can be exchanged by superposing tissue structures in the unfavorable case.
  • a three-dimensional image data set can then be generated, for example consisting of a plurality of slice images, each representing a slice of the breast oriented parallel to the receiving surface of the x-ray detector ,
  • Such an image data set obtained by reconstruction is referred to below as tomosynthetic 3D X-ray image.
  • the invention is based on the object to provide a method for generating a tomosynthetic 3D X-ray image, in which the computing and time required for the
  • the invention is based on the object to provide a device suitable for carrying out the method.
  • the object is achieved according to the invention with a method for generating a tomosynthetic 3D X-ray image with the features of claim 1.
  • a plurality of digital X-ray images are taken of an examination subject with different projection angles in a limited angular range with an X-ray source and a digital X-ray detector and it will be in a starting position at a selected projection angle a partial area a receiving surface of the X-ray detector and at least one solid reference point between the X-ray source and the X-ray detector is set, which is projected at the selected projection angle to this sub-area.
  • this at least one spatially fixed reference point on the receiving surface of the X-ray detector By projection of this at least one spatially fixed reference point on the receiving surface of the X-ray detector with the other projection angles, these respectively assigned subareas are determined and the tomosynthetic 3D X-ray image is calculated exclusively from the image data of the subregions.
  • the computation and time required for the reconstruction is significantly reduced and only still determined by the size of selected under diagnostic aspects and limited to the examination subject or to a sub-area of the examination subject sections.
  • the edge regions of the entire receiving surface of the X-ray detector exploiting
  • the quality of the tomosynthetic 3D X-ray image is improved.
  • the marginal areas frequently contain interfering objects; in mammography, for example, one edge of the compression plate which reduces the image quality during the process
  • Reconstruction unfavorable influence as these in particular in the context of the reconstruction performed filtering lead to overshoots that affect diagnostically relevant, spaced from the Storumble areas in the X-ray image unfavorable.
  • the subregions are adapted to the respective projection angle, i. be mitgebowt with the projection angle, it is possible to select these as small as possible, since the location of the subarea on the receiving surface in at least approximately the same way depends on the projection angle as the location of the examination object or the diagnostically relevant sub-area of the examination object.
  • the at least one reference point lies at least in the vicinity of the examination object. Instead of a single one
  • a reference surface can be set, which serves as a mask, and their projection on the receiving surface results in the valid for the respective projection angle portion.
  • the at least one reference point in the high region of a Stor object i. is located in the beam path of the X-ray and lying in the image reproduction noise generating object can be achieved with sufficiently small portions that the Storhold in all the
  • the X-ray beam used to generate the individual images is collimated in such a way that essentially only the respectively associated partial area is irradiated as a function of the projection angle, the risk of Reduced radiation of Rontgendetektors in the subregion.
  • the irradiated area is restricted to the area that is actually relevant for diagnostic or medical intervention, for example a biopsy, and an unnecessary dose loading in the irrelevant surroundings of the examination subject is reduced.
  • a dose load caused by scattered radiation in the vicinity of the X-ray device is also reduced.
  • the determination of the subarea is carried out automatically by an image processing method.
  • the object is achieved according to the invention with a device having the features of claim 6 whose advantages correspond to the advantages stated for the method claims.
  • FIG. 1 shows a device according to the invention in a schematic schematic diagram
  • FIGS 2a-c each roughly simplified, at different angles Strj angle recorded individual images.
  • the device in the exemplary embodiment, comprises a mammography device, an X-ray source 2, as a rule an X-ray tube, for generating X-rays 3, which traverse an examination subject 4.
  • the examination object 4 is a female breast, which is embedded between a compression plate 6 and a bearing plate 8.
  • the examination object 4, the compression plate 6 and the bearing plate 8 crossing X-rays 3 are of a large-scale digital Received X-ray detector 10, which is composed of a plurality of arranged in a matrix array array of individual detectors 12, and the receiving surface 11 is arranged parallel to the compression plate 6 and the bearing plate 8.
  • the angle range ⁇ i, ⁇ 2 does not have to be arranged symmetrically with respect to this center axis 13.
  • the x-ray detector 10 is stationary during the pivoting movement of the x-ray source 2. In principle, however, it is also possible to pivot the X-ray detector 10 together with the X-ray source 2 or to move it linearly following the pivoting movement of the X-ray source 2.
  • Movement of the X-ray source 2 on a limited linear path instead of the pivot is also permissible, so that the height difference between the X-ray detector 10 and the X-ray tube remains constant.
  • This linear path does not necessarily have to run symmetrically with respect to the center axis 13 either.
  • the X-ray source 2 is aligned with the examination subject 4, so that in this case, too, individual frames at different projection angles ⁇ : are recorded by the examination subject 4 in a limited angular range.
  • the control of the angular position j or in the case of a linear displacement of the linear position and the orientation of the x-ray source 2 and its operating parameters is effected by control signals S, which are generated by the control and evaluation device 14.
  • a stationary reference point O is now determined, which is positioned such that its projection point O ⁇ o is on the receiving surface 11 within the sub-area e ⁇ o.
  • the reference point O is within the
  • Compression plate 6 and thus in the height range of a lying in the beam path of the X-rays 3 and the X-ray image interfering object, in the example, the edges of the compression plate 6, i. a mechanically stable, height-adjustable support frame with which the compression plate 6 is fixed.
  • the selection of the subarea e ⁇ o can also be carried out automatically with an image processing method, for example by a segmentation method, with which an object, in the example the breast, is recognized in the image and its spatial limits determined.
  • the reference point O is automatically set to a point at the height of the compression plate 6 in which a vertical line extending from the center of the image segmented object from the receiving surface 11 intersects the compression plate 6.
  • the subareas e ⁇ : belonging to different angular positions j can in principle also be defined by being identical to a region that is the projection of a surface 22 arranged as a mask in a plane 20 between X-ray detector 10 and X-ray source 2 onto the receiving surface 11 corresponds. However, this would mean that the subregions e ⁇ ] would vary both in their size and in their shape, depending on the angular position j.
  • the examination subject 4 depends on the angular position j in different regions of the receiving surface 11 of the x-ray detector is shown.
  • an overall image is produced which is produced when the entire receiving surface 11 of the X-ray detector is used, and one according to FIG Invention defined, in the example rectangular portion e ⁇ ( - n ), e ⁇ o, e ⁇ n the receiving surface eleventh
  • Vector b 0 (u 0 , v 0 ) indicates the position of the upper left pixel in the specified subrange e ⁇ o. It can also be seen in the figures that the position of the examination object 4 in the subregions e ⁇ varies by the selection of a reference point O located outside the examination subject 4.
  • the projection matrix P ' necessary for the implementation of the backprojection, results from the detector coordinate system related projection matrix

Abstract

Bei einem Verfahren und einer Einrichtung zum Erzeugen eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes (T) wird von einem Untersuchungsobjekt (4) mit verschiedenen Projektionswinkeln (αj) in einem begrenzten Winkelbereich (φ1+φ2) mit einer Röntgenquelle (2) und einem digitalen Röntgendetektor (10) eine Mehrzahl von digitalen 2D- Röntgenbildern aufgenommen. In einer Ausgangsposition werden bei einem ausgewählten Projektionswinkel (α0) ein Teilbereich (eα0) einer Empfangsfläche (11) des Röntgendetektors (10) und wenigstens ein raumfester Referenzpunkt (O) zwischen der Röntgenquelle (2) und dem Röntgendetektor (10) festgelegt. Der Referenzpunkt (O) wird bei dem ausgewählten Projektionswinkel (α0) auf diesen Teilbereich (eα0) projiziert. Durch Projektion dieses wenigstens einen raumfesten Referenzpunktes (O) auf die Empfangsfläche (11) des Röntgendetektors (10) mit den anderen Projektionswinkeln (αj) werden diesen jeweils zugeordnete Teilbereiche (eαj) ermittelt, und das tomosynthetische 3D-Röntgenbild wird ausschließlich aus den Bilddaten der Teilbereiche (eαj) berechnet.

Description

Beschreibung
Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines tomosynthetischen 3D-Rontgenbildes
Die Erfindung bezieht sich auf ein insbesondere für die Mammographie geeignetes Verfahren zum Erzeugen eines tomosynthetischen Röntgenbildes von einem Untersuchungsobjekt, bei dem aus einer Mehrzahl von mit verschiedenen Projektionswinkeln aufgenommenen digitalen Einzelbildern ein tomosynthetisches 3D-Rontgenbild zusammengesetzt wird. Außerdem bezieht sich die Erfindung auf eine mit diesem Verfahren arbeitende Einrichtung.
Bei der Mammographie handelt es sich um eine
Röntgenuntersuchung der weiblichen Brust mit dem Ziel, Tumore in einem möglichst frühen Stadium zu erkennen. Durch stetige Verbesserung der Mammographieverfahren wird angestrebt, Röntgenbilder mit hoher Aussagekraft zu erzeugen, um gutartige von bösartigen Veränderungen zu unterscheiden und die Zahl der fehlerhaften Befunde, d. h. die Zahl der verdachtigen Befunde, die von nicht bösartigen Veränderungen hervorgerufen sind, und die Zahl der nicht entdeckten bösartigen Tumore, zu reduzieren. Bei der herkömmlichen Rontgenmammographie wird dabei in einer einzigen
Projektionsrichtung ein zweidimensionales Einzelbild der komprimierten Brust erzeugt. Da bei einer solchen Projektion die in Richtung des Röntgenstrahls hintereinander liegenden Gewebeschichten überlagert sind, können stark absorbierende gutartige Strukturen einen bösartigen Tumor überlagern und dessen Erkennbarkeit erschweren, oder es kann durch Überlagerung von Gewebestrukturen im ungunstigen Fall ein bösartiger Tumor vorgetauscht werden.
Um dies zu vermeiden sind beispielsweise aus Dobbins JT III, Godfrey DJ, "Digital x-ray tomosynthesis : current State of the art and clinical potential", Physics in Medicine and Biology 48, R65-R106, 2003, als Tomosynthese bezeichnete Mammographieverfahren bekannt, bei denen mit einem digitalen Röntgendetektor von der weiblichen Brust Einzelbilder oder Projektionsdaten in einer Mehrzahl von verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen werden. Aus diesen unter verschiedenen Projektionswinkeln aufgenommenen digitalen Einzelbildern, d.h. aus den zu diesen Einzelbildern gehörenden Bilddaten, kann dann durch Bildrekonstruktionsverfahren ein dreidimensionaler Bilddatensatz erzeugt werden, der beispielsweise aus einer Mehrzahl von Schichtbildern besteht, die jeweils eine parallel zur Empfangsfläche des Röntgendetektors orientierte Schicht der Brust wiedergeben. Ein solcher durch Rekonstruktion gewonnener Bilddatensatz wird im Folgenden als tomosynthetisches 3D-Röntgenbild bezeichnet. Durch die
Erzeugung eines solchen tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes können in Ausbreitungsrichtung des Röntgenstrahls gesehen tiefer liegende Gewebsstrukturen besser erkannt werden.
In der Regel nimmt jedoch das aufzunehmende
Untersuchungsobjekt nur einen Teil der Empfangsfläche des Röntgendetektors ein, so dass ein Teil der vom Röntgendetektor bereitgestellten Bilddaten für die tomosynthetische Bildrekonstruktion irrelevant ist und nur zu einer Erhöhung des Zeit- und Rechenbedarfes für die
Rekonstruktion des tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes führt.
Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zu Grunde, ein Verfahren zum Erzeugen eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes anzugeben, bei dem der Rechen- und Zeitaufwand für die
Rekonstruktion des tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes ohne Verlust an Bildqualität verringert ist. Außerdem liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, eine zur Durchführung des Verfahrens geeignete Einrichtung anzugeben.
Hinsichtlich des Verfahrens wird die genannte Aufgabe gemäß der Erfindung gelöst mit einem Verfahren zum Erzeugen eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes mit den Merkmalen des Patentanspruches 1. Bei diesem Verfahren werden von einem Untersuchungsobjekt mit verschiedenen Projektionswinkeln in einem begrenzten Winkelbereich mit einer Röntgenquelle und einem digitalen Röntgendetektor eine Mehrzahl von digitalen Röntgenbildern aufgenommen und es werden in einer Ausgangsposition bei einem ausgewählten Projektionswinkel ein Teilbereich einer Empfangsfläche des Röntgendetektors und wenigstens ein raumfester Referenzpunkt zwischen der Röntgenquelle und dem Röntgendetektor festgelegt, der bei dem ausgewählten Projektionswinkel auf diesen Teilbereich projiziert wird. Durch Projektion dieses wenigstens einen raumfesten Referenzpunktes auf die Empfangsfläche des Röntgendetektors mit den anderen Projektionswinkeln werden diesen jeweils zugeordnete Teilbereiche ermittelt und das tomosynthetische 3D-Röntgenbild wird ausschließlich aus den Bilddaten der Teilbereiche berechnet.
Da nur noch die Bilddaten eines für die diagnostische Verwertung oder den medizinischen Eingriff, beispielsweise eine Biopsie, tatsächlich relevanten Teilbereiches des Röntgendetektors für die tomosynthetische Bildrekonstruktion verwendet werden, ist der Rechen- und Zeitaufwand für die Rekonstruktion, beispielsweise eine gefilterte Rückprojektion, signifikant verringert und nur noch durch die Größe der unter diagnostischen Gesichtspunkten ausgewählten und auf das Untersuchungsobjekt bzw. auf ein Teilgebiet des Untersuchungsobjekts eingeschränkten Teilbereiche bestimmt. Da außerdem in der Regel die Randbereiche eines die gesamte Empfangsfläche des Röntgendetektors ausnutzenden
Röntgenbildes außerhalb dieser Teilbereiche liegen, ist darüber hinaus die Qualität des tomosynthetischen 3D- Röntgenbildes verbessert. Die Randbereiche enthalten nämlich häufig Störobjekte, in der Mammographie beispielsweise eine Kante der Kompressionsplatte, die die Bildqualität bei der
Rekonstruktion ungünstig beeinflussen, da diese insbesondere bei im Rahmen der Rekonstruktion durchgeführten Filterungen zu Uberschwingern fuhren, die diagnostisch relevante, vom Storobjekt beabstandete Bereiche im Röntgenbild ungunstig beeinflussen .
Da die Teilbereiche an den jeweiligen Projektionswinkel angepasst sind, d.h. mit dem Projektionswinkel mitgefuhrt werden, ist es möglich, diese möglichst klein zu wählen, da die Lage des Teilbereiches auf der Empfangsflache in zumindest annahrend derselben Weise vom Projektionswinkel abhangt wie die Lage des Untersuchungsobjektes bzw. des diagnostisch relevanten Teilgebietes des Untersuchungsobjektes .
Der wenigstens eine Referenzpunkt liegt zumindest in der Nahe des Untersuchungsobjektes. Anstelle eines einzigen
Referenzpunktes oder einer Anzahl von Referenzpunkten kann auch eine Referenzflache festgelegt werden, die als Maske dient, und deren Projektion auf die Empfangsflache den für den jeweiligen Projektionswinkel gültigen Teilbereich ergibt.
Wenn die Teilbereiche untereinander flachen- und formgleich sind und ihre Lage durch Projektion eines einzigen Referenzpunktes bestimmt wird, ist der Rechenaufwand für die nachfolgende tomosynthetische Bildrekonstruktion verringert.
Wenn der wenigstens eine Referenzpunkt im Hohenbereich eines Storobjektes, d.h. eines im Strahlengang des Röntgenstrahles liegendes und bei der Bildwiedergabe Störungen erzeugenden Objektes liegt, kann bei hinreichend kleinen Teilbereichen erreicht werden, dass das Storobjekt in allen die
Teilbereiche jeweils wiedergebenden Röntgenbildern nicht enthalten ist.
Wenn außerdem der zum Erzeugen der Einzelbilder verwendete Röntgenstrahl in Abhängigkeit vom Projektionswinkel derart kollimiert wird, dass im wesentlichen nur der jeweils zugehörige Teilbereich bestrahlt wird, wird das Risiko einer Uberstrahlung des Rontgendetektors im Teilbereich verringert. Außerdem wird der bestrahlte Bereich auf den diagnostisch oder für den medizinischen Eingriff, beispielsweise eine Biopsie, tatsachlich relevanten Bereich beschrankt und eine unnötige Dosisbelastung in der irrelevanten Umgebung des Untersuchungsobjektes verringert. Darüber hinaus wird auch eine durch Streustrahlung verursachte Dosisbelastung in der Umgebung der Röntgeneinrichtung reduziert.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung des Verfahrens erfolgt die Festlegung des Teilbereiches automatisch durch ein Bildverarbeitungsverfahren.
Hinsichtlich der Einrichtung wird die Aufgabe gemäß der Erfindung gelost mit einer Einrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruches 6 deren Vorteile den zu den Verfahrensanspruchen angegebenen Vorteilen entsprechen.
Zur weiteren Erläuterung der Erfindung wird auf das Ausfuhrungsbeispiel der Zeichnungen verwiesen. Es zeigen:
Figur 1 eine Einrichtung gemäß der Erfindung in einer schematischen Prinzipdarstellung,
Figuren 2a-c jeweils grob vereinfachte, unter unterschiedlichen Proj ektionswinkeln aufgenommene Einzelbilder.
Gemäß Figur 1 umfasst die Einrichtung, im Ausfuhrungsbeispiel ein Mammographiegerat, eine Rontgenquelle 2, in der Regel eine Röntgenröhre, zum Erzeugen von Röntgenstrahlen 3, die ein Untersuchungsobjekt 4 durchqueren. Bei dem Untersuchungsobjekt 4 handelt es sich um eine weibliche Brust, die zwischen einer Kompressionsplatte 6 und einer Lagerplatte 8 eingebettet ist. Die das Untersuchungsobjekt 4, die Kompressionsplatte 6 und die Lagerplatte 8 durchquerenden Röntgenstrahlen 3 werden von einem großflächigen digitalen Röntgendetektor 10 empfangen, der aus einer Vielzahl von in einem matrixförmigen Array angeordneten Einzeldetektoren 12 aufgebaut ist, und dessen Empfangsfläche 11 parallel zur Kompressionsplatte 6 und zur Lagerplatte 8 angeordnet ist.
Die Röntgenquelle 2 ist zum Untersuchungsobjekt ortsveränderbar angeordnet, und kann in einem begrenzten Winkelbereich φi,ψ2 beispielsweise um eine zur Zeichenebene senkrechte Achse M in unterschiedliche Winkelpositionen j=- n ... +n geschwenkt werden, so dass vom Untersuchungsobjekt 4 Röntgenbilder mit verschiedenen Projektionswinkeln α: relativ zu einer senkrecht auf der Empfangsfläche 11 stehenden Mittenachse 13 erzeugt werden können. Der Winkelbereich φi,ψ2 muss dabei nicht symmetrisch zu dieser Mittenachse 13 angeordnet sein. Diese Röntgenbilder bzw. die diesen jeweils zugeordneten Projektionsdaten Pα: werden in einer einen Bildrechner enthaltenden Steuer- und Auswerteeinrichtung 14 durch Rekonstruktion zu einem tomosynthetischen 3D- Röntgenbild T zusammengesetzt und auf einem Monitor 18 dargestellt.
Im Ausführungsbeispiel ist der Röntgendetektor 10 während der Schwenkbewegung der Röntgenquelle 2 ortsfest. Grundsätzlich ist es jedoch auch möglich, den Röntgendetektor 10 gemeinsam mit der Röntgenquelle 2 zu schwenken oder der Schwenkbewegung der Röntgenquelle 2 folgend linear zu verschieben.
Auch eine Bewegung der Röntgenquelle 2 auf einer begrenzten linearen Bahn statt des Schwenks ist zulässig, so dass die Höhendifferenz zwischen Röntgendetektor 10 und Röntgenröhre konstant bleibt. Diese lineare Bahn muss ebenfalls nicht notwendigerweise symmetrisch zur Mittenachse 13 verlaufen. Bei dieser linearen Bewegung erfolgt ein Ausrichten der Röntgenquelle 2 auf das Untersuchungsobjekt 4, so dass auch in diesem Fall vom Untersuchungsobjekt 4 in einem begrenzten Winkelbereich Einzelbilder unter verschiedenen Projektionswinkeln α: aufgenommen werden. Die Steuerung der Winkelposition j oder im Falle einer linearen Verschiebung der Linearposition und der Ausrichtung der Röntgenquelle 2 sowie ihrer Betriebsparameter erfolgt durch Steuersignale S, die von der Steuer- und Auswerteeinrichtung 14 generiert werden.
Mit Hilfe von Eingabeelementen, im Beispiel sinnbildlich veranschaulicht durch eine Tastatur 16, wird nun vom Benutzer in einer von ihm ausgewählten Winkelposition j, im
Ausführungsbeispiel die zum Projektionswinkel 0° gehörende Winkelposition j=0 ein Teilbereich eαo der Empfangsfläche 11 des Röntgendetektors 10 ausgewählt, der vom Benutzer als für die diagnostische Verwertung relevant eingestuft wird (ROI, region of interest) . Zwischen Röntgendetektor 10 und
Röntgenquelle 2 wird nun ein ortsfester Referenzpunkt O festgelegt, der derart positioniert ist, dass dessen Projektionspunkt Oαo auf die Empfangsfläche 11 innerhalb des Teilbereiches eαo liegt. Im Ausführungsbeispiel der Figur befindet sich der Referenzpunkt O innerhalb der
Kompressionsplatte 6 und damit im Höhenbereich eines im Strahlengang der Röntgenstrahlen 3 liegenden und das Röntgenbild störenden Objekts, im Beispielsfall die Kanten der Kompressionsplatte 6, d.h. ein mechanisch stabiler, höhenverstellbarer Halterahmen, mit dem die Kompressionsplatte 6 fixiert wird.
Alternativ hierzu kann die Auswahl des Teilbereiches eαo auch automatisch mit einem Bildverarbeitungsverfahren, beispielsweise durch ein Segmentierverfahren, erfolgen, mit dem ein Objekt, im Beispiel die Brust, im Bild erkannt und dessen räumliche Grenzen festgelegt werden. Der Referenzpunkt O wird in diesem Fall automatisch auf einen Punkt in der Höhe der Kompressionsplatte 6 gelegt, in dem eine von der Bildmitte des durch Bildsegmentierung erkannten Objekts von der Empfangsfläche 11 ausgehende Vertikale die Kompressionsplatte 6 schneidet. Mit Hilfe der zu verschiedenen Winkelpositionen j gehörenden Projektionen des räumlich festgelegten Referenzpunktes O auf die Empfangsfläche 11 des Röntgendetektors 10 wird nun für jede Winkelposition j ein Teilbereich eα: ermittelt, indem der in der ausgewählten Winkelposition j=0 festgelegte Teilbereich eαo auf der Empfangsfläche 11 linear um den Vektor zwischen dem in der ausgewählten Winkelposition j=0 durch Projektion des Referenzpunktes O entstehenden Projektionspunkt Oαo und dem in der Winkelposition j durch Projektion des Referenzpunktes O entstehenden Projektionspunkt Ott] verschoben wird. Dies ist in der Figur anhand der Winkelposition j=-n, beispielsweise -25°, dargestellt. Der Figur ist nun zu entnehmen, dass auf diese Weise in der Winkelposition j=-n ein seitlich verschobener Teilbereich eα(-n) entsteht, der form- und flächengleich mit dem festgelegten Teilbereich eαo ist. Außerdem ist zu erkennen, dass bei Ausnutzung der gesamten Empfangsfläche 11 in der Winkelposition j=-n eine Kante 60 der Kompressionsplatte 6 (in der Zeichnung die linke Kante 60) abgebildet wird.
Die Berechnung der Lage des Projektionspunktes Oα: erfolgt mit Hilfe von Projektionsmatrizen P: nach einem beispielsweise in der DE 198 19 519 B4 oder in IEEE
Transactions on Medical Imaging, Vol. 19, No. 5, May 2000, S. 391-403, näher erläuterten Verfahren.
Die zu verschiedenen Winkelpositionen j gehörenden Teilbereiche eα: können jedoch grundsätzlich auch dadurch festgelegt werden, dass sie mit einem Gebiet identisch sind, das der Projektion einer in einer Ebene 20 zwischen Röntgendetektor 10 und Röntgenquelle 2 angeordneten, als Maske dienenden Fläche 22 auf die Empfangsfläche 11 entspricht. Dies würde jedoch bedeuten, dass die Teilbereiche eα] in Abhängigkeit von der Winkelposition j sowohl in ihrer Größe als auch in ihrer Form variieren würden. Um den Rechenaufwand bei der tomosynthetischen Rekonstruktion zu reduzieren, ist es deshalb besonders vorteilhaft, wie vorstehend erläutert nur einen ausgewählten Referenzpunkt O, auf die Empfangsfläche 11 zu projizieren und ausgehend von dem auf diese Weise gebildeten Projektionspunkt 0α: jeweils flächen - und formgleiche Teilbereiche eα: festzulegen, die untereinander durch eine einfache Linearverschiebung zur Deckung gebracht werden können.
Für die tomosynthetische Bildrekonstruktion werden nun in der Auswerteeinrichtung 14 jeweils ausschließlich die Bild- oder Projektionsdaten Bα: der Teilbereiche eα: ausgewertet (Teilbilder) .
Nach dem Festlegen des raumfesten Referenzpunktes O sowie des Teilbereiches eαo und damit nach Festlegung eines für die Bilderzeugung tatsächlich verwendeten Teilbündels 23 der Röntgenstrahlen 3 können diese mit Hilfe eines vor der Röntgenquelle 2 angeordneten Kollimators 24, im Beispiel der Figur veranschaulicht durch eine verstellbare Blende, auf das tatsächlich benötigte Teilbündel 23 begrenzt werden. Die Einstellung des Kollimators 24 erfolgt automatisch in Abhängigkeit von der Winkelposition j mit Hilfe von Steuersignalen K, die von einer Steuereinrichtung 26 in Abhängigkeit von der Winkelposition j und des vom Benutzer festgelegten Referenzpunktes O sowie des von ihm in der Ausgangsposition festgelegten Teilbereiches eαo bereitgestellt werden.
In Figuren 2a-c, die jeweils in unterschiedlichen Winkelpositionen j=-n, j=0 und j=+n aufgenommene Röntgenbilder veranschaulichen, ist nun zu erkennen, dass das Untersuchungsobjekt 4 abhängig von der Winkelposition j in unterschiedliche Bereiche der Empfangsfläche 11 des Röntgendetektors abgebildet wird. Dargestellt ist nun jeweils ein Gesamtbild, das entsteht, wenn die gesamte Empfangsfläche 11 des Röntgendetektors genutzt wird, sowie ein gemäß der Erfindung festgelegter, im Beispiel rechteckförmiger Teilbereich eα(-n) , eαo, eαn der Empfangsfläche 11.
In den Figuren 2a und 2c ist nun zu erkennen, dass bei extremen Winkelpositionen j=-n,+n jeweils eine Kante 60 der Kompressionsplatte auf die Empfangsfläche 11 des Röntgendetektors projiziert wird. Figuren 2a bis 2c zeigen nun, dass die Teilbereiche eα(-n) , eαn, im dargestellten Beispiel kongruente Rechtecke, durch Linearverschiebung um die Vektoren δ-n = OαoOα(_n) bzw. δn = Oα0Oαn aus dem Teilbereich e«o hervorgehen. Die Lage des Bildpunktes des oberen linken Bildrandes eines jeden Teilbereiches eα: im Koordinatensystem der Empfangsfläche 11 ist dann gegeben durch eine Linearverschiebung um den Vektor b0 + δ3 = (ujf V3) , wobei der
Vektor b0 = (u0, v0) die Lage des oberen linken Bildpunktes im festgelegten Teilbereich eαo angibt. In den Figuren ist außerdem zu erkennen, dass durch die Wahl eines sich außerhalb des Untersuchungsobjektes 4 befindlichen Referenzpunktes O auch die Lage des Untersuchungsobjektes 4 in den Teilbereichen eα: variiert .
Werden die Bilddaten der jeweiligen Teilbereiche in einem vom Projektionswinkel CC3 abhängigen Koordinatensystem dargestellt, bei dem der linke obere Bildrand zugleich der Ursprung (0,0) ist, so ergibt sich die für die Durchführung der Rückprojektion notwendige Projektionsmatrix P'-, aus der auf das Detektorkoordinatensystem bezogenen Projektionsmatrix
\ 0
P3 durch die Be z iehung P' = 0 0 1 1 - - v v. P1 mit δj = (u3, M3 )
0 0 1

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum Erzeugen eines tomosynthetischen SD- Röntgenbildes (T), bei dem von einem Untersuchungsobjekt (4) mit verschiedenen Projektionswinkeln (CC3) in einem begrenzten Winkelbereich (φi+ψ2) mit einer Röntgenquelle (2) und einem digitalen Röntgendetektor (10) eine Mehrzahl von digitalen 2D-Röntgenbildern aufgenommen wird, und bei dem in einer Ausgangsposition bei einem ausgewählten Projektionswinkel (CCo) ein Teilbereich (eαo) einer Empfangsfläche (11) des Röntgendetektors (10) und wenigstens ein raumfester Referenzpunkt (O) zwischen der Röntgenquelle (2) und dem Röntgendetektor (10) festgelegt werden, der bei dem ausgewählten Projektionswinkel (OCo) auf diesen Teilbereich (eαo) projiziert wird, wobei durch Projektion dieses wenigstens einen raumfesten Referenzpunktes (O) auf die Empfangsfläche (11) des Röntgendetektors (10) mit den anderen Projektionswinkeln (CL1) diesen jeweils zugeordnete Teilbereiche (eα:) ermittelt werden, und bei dem das tomosynthetische 3D-Röntgenbild ausschließlich aus den Bilddaten der Teilbereiche (eα:) berechnet wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Teilbereiche (eα:) flächen- und formgleich sind und ihre Lage durch Projektion eines einzigen Referenzpunktes (O) bestimmt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der wenigstens eine raumfeste Referenzpunkt im Höhenbereich eines Störobjektes liegt.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der zum Erzeugen der Einzelbilder verwendete Röntgenstrahl
(3) in Abhängigkeit vom Projektionswinkel (CC3) derart kollimiert wird, dass im wesentlichen nur der diesem jeweils zugehörige Teilbereich (eα:) bestrahlt wird.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Teilbereich (eα:) automatisch durch ein Bildverarbeitungsverfahren festgelegt wird.
6. Einrichtung zum Erzeugen eines tomosynthetischen SD- Röntgenbildes (T) mit einer in einem begrenzten Bereich zu einem Untersuchungsobjekt (4) ortsveränderbar angeordneten Röntgenröhre (2) und mit einem digitalen Röntgendetektor (10) zum Aufnehmen von digitalen Einzelbildern mit verschiedenen Projektionswinkeln (CL1) sowie mit einer Auswerteeinrichtung (14) zum Verarbeiten der vom Röntgendetektor (10) bereitgestellten Detektorsignale und einer darin implementierten Software zum Durchführen eines Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche.
7. Einrichtung nach Anspruch 6, mit einem steuerbaren Kollimator (24) und einer Steuereinrichtung (26) zum Steuern des Kollimators derart, dass im wesentlichen der ein in der Auswerteeinrichtung in Abhängigkeit vom Projektionswinkel (0C:) gemäß einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4 ermittelter Teilbereich (eα:) des Röntgendetektors (10) bestrahlt wird.
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