DE69935193T2

DE69935193T2 - Tomografisches Verfahren und System

Info

Publication number: DE69935193T2
Application number: DE69935193T
Authority: DE
Inventors: Zhongmin Twinsburg Lin; Leonard F. Mentor Plut; Timothy J. Strongsville Crish
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1998-11-25
Filing date: 1999-11-04
Publication date: 2007-10-25
Anticipated expiration: 2019-11-05
Also published as: EP1004273A2; US6222902B1; EP1004273B1; EP1004273A3; DE69935193D1; JP2000157526A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein diagnostisches Bildgebungsverfahren zur Erzeugung von elektronischen Schichtbildern einer interessierenden Region eines Objekts, wobei die interessierende Region in einen Stapel mit einer oder mehreren Brennebenen unterteilt ist und wobei jedes Schichtbild einer Brennebene zugeordnet ist. Ferner bezieht sich die Erfindung auf ein Gerät zum Ausführen dieses Verfahrens. Das erfindungsgemäße Verfahren findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit der Echtzeitanzeige von medizinischen Diagnosebildern und wird unter besonderer Bezugnahme hierauf beschrieben. Es ist jedoch offensichtlich, dass die Erfindung in Verbindung mit nicht medizinischer Bildgebung, volumetrischer Bildgebung und ähnlichem angewendet werden kann.
Früher wurden Röntgenstrahlen durch einen Patienten auf eine flache Filmbox auf der anderen Seite des Patienten projiziert. Der in die Filmbox eingelegte Röntgenfilm wurde mit einer Projektion der Strahlungsopazität des Gewebes oder einer anderen inneren Struktur eines untersuchten Objekts belichtet. Da die gesamte innere Struktur in eine gemeinsame Ebene projiziert wurde, waren derartige Bilder schwierig zu lesen.
Herkömmliche Röntgen-Tomographiesysteme weisen einen ähnlichen Aufbau auf, umfassen jedoch eine Anordnung zum zyklischen Bewegen der Röntgenröhre und der Filmbox in entgegen gesetzter Richtung in Ebenen parallel zum Röntgenfilm. Im Besonderen wurde ein Mittelstrahl des Röntgenstrahlenbündels durch die interessierende Region auf den Detektor projiziert. Die Röntgenquelle und der Detektor wurden dann so bewegt, dass sich der Mittelstrahl um einen festen Punkt in der interessierenden Ebene dreht. Durch diesen Vorgang dreht sich nicht nur der Mittelstrahl um die Ebene oder Schicht von Interesse sondern auch die anderen Strahlen von der Röntgenquelle zur Filmbox. Auf diese Weise bleibt der Röntgendämpfungsanteil an dem endgültigen Bild von volumetrischen Elementen innerhalb der ausgewählten Ebene während des Bildgebungsprozesses konstant. Außerhalb der ausgewählten Schicht durchquert jedoch, während sich die Quelle und der Detektor bewegen, jeder der Strahlen unterschiedliche umgebende Gewebe oder Strukturen. Dadurch werden die Anteile am endgültigen Bild von Strukturen außerhalb der interessie renden Ebene verschwommen und gemittelt. Bei einer ausreichend langen Belichtung und Bewegung in einem relativ weiten Bereich können die Strukturen außerhalb der Schicht auf Hintergrundrauschen reduziert und gleichzeitig die Strukturen innerhalb der Schicht klar und deutlich angezeigt werden. Derartige Systeme benötigten eine erhebliche Zeitverzögerung, bevor das diagnostische Bild betrachtet werden konnte. Als erstes entstand eine Verzögerung durch das Vor- und Zurückbewegen der Quelle und der Filmbox zur Belichtung des Films. Danach folgte eine weitere Verzögerung durch die Entwicklung des Films.
Echtzeitbilder standen von Fluoroskopiesystemen zur Verfügung. Bei einem Fluoroskopiesystem werden die Röntgenstrahlen durch den Patienten auf einen Bildverstärker, d.h. einen Leuchtschirm und Elektronik, projiziert, die das resultierende Bild heller machen. Zum Betrachten des von dem Bildverstärker erzeugten Bildes war eine Videokamera montiert. Die Videokamera war durch ein CCTV-System mit einem Bildschirm zum Betrachten der fluoroskopischen Bilder verbunden. Diese Bilder waren zwar Echtzeitbilder, jedoch wieder Projektionsbilder, die die gesamte Struktur in dem Sichtfeld auf eine gemeinsame Ebene überlagerten. Außerdem bewirkten die Bildverstärker eine ungleichmäßige Helligkeit in dem Sichtfeld und erhebliche Bildverzerrungen. Fluoroskopische Bilder wiesen typischerweise eine wesentlich geringere Auflösung auf als Projektionsröntgenbilder.
Es wurden CT-Scanner eingesetzt, um schnell Bilder von inneren Strukturen zu erzeugen. CT-Scanner tasten jedoch typischerweise den Patienten in Schichten ab, die senkrecht zu denjenigen der tomographischen Röntgensysteme stehen. Dies bedeutet, dass die tomographischen Röntgensysteme bei auf dem Rücken im Scanner liegendem Patienten ein Bild von einer horizontalen Schicht erzeugten. Bei der gleichen Ausrichtung des Patienten erzeugen CT-Scanner ein vertikales Schichtbild. Natürlich können CT-Scanner zur Erzeugung einer großen Vielzahl von Schichtbildern verwendet werden, um ein Volumen zu definieren, aus dem ein horizontales Schichtbild extrahiert werden kann. Die Erfassung einer großen Anzahl von Schichtbildern bedeutet jedoch wieder eine Zeitverzögerung. Außerdem sind CT-Scanner kostspielig und können lediglich eine begrenzte Anzahl von diagnostischen Aufgaben durchführen.
In dem Dokument US 5.473.653 wird ein Verfahren zum Erzeugen von Schichtbildern einer interessierenden Region dargelegt, die durch Röntgenstrahlen von einer Vielzahl von Strahlungsquellenpositionen bestrahlt wird. Schichtbilder werden gemäß diesem bekannten Verfahren durch eine spezielle gewichtete Summierungsoperation von getrennten Bildern rekonstruiert, die verschiedenen Quellenpositionen zugeordnet sind. Das bekannte Verfahren erfordert eine komplexe mechanische Anordnung, um die notwendigen gleichzeitigen Verschiebungen der Strahlungsquelle und des entsprechenden Röntgendetektors zu koordinieren. Die Rekonstruktion der Schichtbilder gemäß dem bekannten Verfahren setzt ein Schema zum Verknüpfen verschiedener Bildwerte von Bildern ein, die getrennt an verschiedenen Quellenpositionen erfasst wurden, und zum Berechnen einer gewichteten Summe in Übereinstimmung mit Gewichtungsfaktoren, die von der sich ändernden Position der Strahlungsquelle abhängen.
Aus dem Dokument GB 2.062.403 A ist eine Vorrichtung zum Bilden von Schnittbildern eines Objekts bekannt, bei der das Objekt aus verschiedenen Richtungen bestrahlt wird. Zur Reduzierung von Artefakten in dem rekonstruierten Bild werden ein Vergleich und eine Verknüpfung von Zwischenbildern durchgeführt. Die Zwischenbilder werden erfasst, während sich die Strahlungsquelle entlang verschiedener Pfade bewegt, so dass Strukturen außerhalb der abzubildenden Schicht in den Zwischenbildern unterschiedlich stark verschwommen sind. Die Erfassung von Zwischenbildern bewirkt eine erhöhte Strahlenbelastung für den untersuchten Patienten. Der Bildgebungsprozess benötigt bei diesem bekannten Verfahren sehr viel Zeit.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Bildgebungsmodalität zu schaffen, die die diagnostische Bildgebung in Echtzeit von Schichten ermöglicht, die in Längsrichtung durch einen Patienten aufgenommen werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren der diagnostischen Bildgebung wie in Anspruch 1 definiert geschaffen. Es werden elektronische Schichtbilder einer interessierenden Region eines Objekts erzeugt, wobei die interessierende Region in einen Stapel mit einer oder mehreren Brennebenen unterteilt ist und wobei jedes Schichtbild einer Brennebene zugeordnet ist. Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst folgende Schritte: Projizieren eines Strahlenbündels durch die interessierende Region, Bewegen des Strahlenbündels und der interessierenden Region zueinander, so dass das Strahlenbündel an einer Vielzahl von verschiedenen Winkelausrichtungen durch den Stapel mit Brennebenen tritt, Auslesen einer Vielzahl verschiedener Ansichten während der Bewegung des Strahlenbündels und der interessierenden Region zueinander, wobei jede Ansicht eine Projektion durch die Brennebenen an verschiedenen Winkelausrichtungen des Strahlenbündels ist, und Rekonstruieren eines Schichtbildes durch Summieren der verschiedenen Ansichten. Das Verfahren ist dadurch gekennzeichnet, dass die Bewegung des Strahlenbündels und der interessierenden Region zueinander überwacht wird, wobei für jede Ansicht und für jede Brennebene in Übereinstimmung mit der entsprechenden Winkelausrichtung des Strahlenbündels ein Verschiebungsvektor ermittelt wird und wobei jede Ansicht in Übereinstimmung mit dem ermittelten Verschiebungsvektor vor der Summierung verschoben wird, so dass die Projektionen von Strukturen innerhalb jeder Brennebene in dem entsprechenden rekonstruierten Schichtbild ausgerichtet sind. Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst das Auswählen eines der rekonstruierten Schichtbilder und Umwandeln des ausgewählten elektronischen Schichtbildes in eine für den Menschen sichtbare Anzeige (56), wobei die Summierung von Ansichten während der Anzeige fortgesetzt wird, um die Qualität des angezeigten Schichtbildes zu verbessern.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft ein in Anspruch 4 spezifiziertes Gerät für die diagnostische Bildgebung gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren.
Ein erster Vorteil des beschriebenen tomographischen Echtzeitsystems besteht darin, dass es eine neue Bildgebungsmodalität für die diagnostische Bildgebung schafft. Ein weiterer Vorteil liegt darin, dass es eine Echtzeitanzeige von Schichtbildern schafft, die in Längsrichtung durch einen Patienten aufgenommen wurden. Weitere Vorteile liegen in der einfachen Einstellbarkeit der Schichtdicke und -position. Das vorliegende System ist für die Bildgebung in anderen Betriebsarten, einschließlich der Tomographie, der Fluoroskopie und der Projektion von Röntgenstrahlen, geeignet.
Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt und werden im Folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
1 eine Darstellung eines Bildgebungssystems gemäß der vorliegenden Erfindung,
2 eine detaillierte Ansicht eines Bildprozessors aus 1,
3 eine Darstellung der geometrischen Prinzipien, die bewirken, dass Strukturen in der Brennebene kohärent zu dem resultierenden Bild beitragen, während Strukturen außerhalb der Brennebene nicht kohärent beitragen und verschwommen erscheinen,
4 eine Darstellung der Platzierung der Röntgenröhre und der Prinzipien der Erzeugung dünner Schichtbilder und
5 eine Darstellung der Geometrie und der Prinzipien der Erzeugung dicker Schichtbilder.
Mit Bezug auf 1 projiziert eine Strahlungsquelle 10, beispielsweise eine Röntgenröhre, ein Bündel mit Röntgenstrahlen oder einer anderen durchdringenden Strahlung durch eine interessierende Region 12 eines Objekts 14, beispielsweise eines Patienten oder eines Gegenstandes in einer Produktionsumgebung, das auf einer Auflage 16 liegt. Die durch die interessierende Region fallende Strahlung trifft auf einen Strahlungsflachdetektor 18. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der Strahlungsdetektor ein Raster aus amorphen Siliziumelementen in der Größenordnung von einem Quadratmillimeter, wobei der ganze Detektor in der Größenordnung von 45 cm × 45 cm ist. Jedes Element des amorphen Siliziumdetektors integriert die Intensität der empfangenen Strahlung über eine Abtastperiode und erzeugt einen elektronischen Datenwert, der die Intensität der empfangenen Strahlung angibt. Typischerweise werden alle Elemente gleichzeitig oder in großer zeitlicher Nähe ausgelesen, damit eine Ansicht erzeugt wird, die die Schwankungen der Röntgenstrahlenintensität darstellt, die ihrerseits eine Projektion der Strahlungsopazität der interessierenden Region in der Richtung des Röntgenstrahlenbündels angibt.
Die Strahlungsquelle 10 ist an einer drehbaren Gantry 20 befestigt, die die Strahlungsquelle 10 auf einer ringförmigen, vorzugsweise kreisförmigen Trajektorie 22 mit einstellbarem Radius dreht. Zur Verdeutlichung ist die Gantry 20 als eine konkave Scheibe mit konstantem Radius in Bezug auf einen Mittelpunkt des Detektors 18 dargestellt. Es ist offensichtlich, dass andere, kompliziertere mechanische Anordnungen vorgesehen werden können, um die Röntgenquelle 10 auf einer kreisförmigen Trajektorie 22 mit auswählbarem Radius auf der Oberfläche der Scheibe zu drehen. Die Röntgenquelle 10 kann beispielsweise an ein Scheibensegment montiert sein, das auf Rollen oder Lagern mit einem Stellantrieb (nicht dargestellt) gelagert ist, der die Position der Strahlungsquelle 10 radial einstellt. Ist der Radius der kreisförmigen Trajektorie 22 einmal ausgewählt, dreht ein weiterer Antriebsmotor 24 die Röntgenquelle 10 auf der ausgewählten Trajektorie. Eine Positionscodiereinheit 26 misst den Radius r der Trajektorie 22 und die Winkelposition Φ der Röntgenquelle 10 auf der Trajektorie 22.
Mit Bezug auf 3 ist die interessierende Region 12 in eine Folge von Brennebenen F₁, F₂, ..., F_n unterteilbar. Wenn die Röntgenquelle 10 bei einer willkürlichen Anfangsposition (X₀, Y₀, Z₀) auf der Trajektorie 22 startet, befindet sich die Abbildung des inkrementellen Elements 32 in einer ersten Brennebene F₁ an einer Anfangsposition (x₀, y₀, z₀) in der Detektorebene, wo die z-Koordinate des Strahlungsdetektors zur Vereinfachung der Rechnung willkürlich als z₀ = 0 ausgewählt wurde. Wenn sich die Röntgenquelle 10 auf der Trajektorie 22 zu anderen Positionen (X_i, Y_i, Z_i) bewegt, trifft die Abbildung des inkrementellen Elements 32 nun auf einen Punkt (x_i, y_i, Z₀) auf dem Strahlungsdetektor 18. Genau genommen durchquert die Abbildung der inkrementellen Elemente 32 eine komplementäre Trajektorie 22' auf dem Detektor 18.
Es ist ersichtlich, dass für jeglichen Punkt außerhalb der Brennebene F₁, beispielsweise einen Punkt 34 in der Brennebene F₂, verschiedene Strahlen durch das Element 34 fallen, und die Trajektorie der Projektion des Elements 34 auf den Detektor 18 einer anderen Trajektorie als der Trajektorie 22' folgt. Im Besonderen ist durch einfache Geometrie zu sehen, dass, wenn das auf dem Detektor 18 ausgelesene Bild so verschoben wird, dass der Punkt auf der Trajektorie 22', der der Projektion des Elements 32 entspricht, ausgerichtet ist, die Bilder verbessert werden können, indem die Elemente 32 kohärent addiert werden. Im Besonderen werden alle Punkte in der Ebene F₁ im Wesentlichen kohärent integriert, so das inkrementelle Elemente der interessierenden Region, die in der Ebene F₁ liegen, kohärent integriert werden und in dem resultierenden Bild deutlich und klar erscheinen. Andererseits tragen die Projektion des Punktes 34 und andere inkrementelle Elemente der interessierenden Region, die außerhalb der Brennebene F₁ liegen, manchmal zu einem Pixel des integrierten Bildes und manchmal zu anderen Pixeln bei, wodurch sie verschwommen und weniger hervorgehoben werden. Bei ausreichender Änderung kann der Beitrag der Elemente außerhalb der Ebene zum Bild auf Hintergrundrauschen reduziert werden. Für jeglichen Radius r des Kreises und jegliche Winkelposition Φ auf der kreisförmigen Trajektorie 22 kann die Trajektorie 22' vorher berechnet werden. Auf diese Weise kann für jede gegebene Position (r, Φ) der Röntgenquelle auf der Trajektorie 22 der Versatz (x₀-x_i, y₀-y_i, z₀-z_i) geometrisch ermittelt und gespeichert werden. Es ist ferner offensichtlich, dass das gleiche Prinzip für Elemente in der Brennebene F₂ und die anderen Brennebenen bis F_n gilt. Mit Bezug wiederum auf 1 überwacht die Codiereinheit 26, wenn der Motor 24 die Strahlungsquelle 10 auf der Trajektorie 22 dreht, den Radius r der Trajektorie und die Winkelposition Φ der Strahlungsquelle 10 auf ihr. Die Koordinaten (r, Φ) werden dazu verwendet, eine Verweistabelle 40 zu adressieren, die den Versatz oder die Verschiebung Si = (x₀-x_i, y₀-y_i, z₀-z_i) speichert. Die Verweistabelle 40 wird ebenfalls mit der Position der abzubildenden Brennebene adressiert, wie sie vom Bediener in eine Eingabevorrichtung zur Auswahl der Schicht oder Brennebene eingegeben wird.
Mit Bezug auf 2 und weiterhin auf 1 wird jedes Mal, wenn eine Ansicht aus dem Detektor 18 ausgelesen wird, diese zu einem Bildspeicher oder -puffer 44 weitergeleitet. Eine Bildtranslations- oder -verschiebeschaltung 46 verschiebt und interpoliert das resultierende Bild um den Betrag S, um eine verschobene Ansicht zu erstellen, die in einem Speicher oder Puffer 48 für verschobene Ansichten gespeichert wird. Die Puffer 44 und 48 sind zwar der Einfachheit getrennt dargestellt, es ist jedoch offensichtlich, dass sie dasselbe Hardwarebauteil sein können, wie auch die anderen nachfolgend beschriebenen Speicher.
Jedes verschobene Bild wird in der Summierungsschaltung 50 mit vorher aufgenommenen Bildern integriert und in einem ersten Schichtbildspeicher 52 gespeichert. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird der erste Schichtbildspeicher 52 dazu verwendet, die Summe der über eine Drehung von 180° auf der Trajektorie 22 aufgenommenen Ansichten zu akkumulieren. Sind einmal 180° mit Ansichten integriert, wird der erste Schichtbildspeicher 52 mit einem Videoprozessor 54 verbunden, der die Schichtbilddarstellung vom Speicher 52 in ein geeignetes Format zur Anzeige auf einem Videomonitor 56 umwandelt. Während das erste Schichtbild angezeigt wird, dreht sich die Röntgenquelle 10 um die nächsten 180°, und ein weiteres Bild wird in einem zweiten Schichtbildspeicher 58 erstellt. Ist das nächste 180°-Schichtbild fertig, wird der zweite Schichtbildspeicher 58 mit dem Videoprozessor 54 verbunden, und der erste Schichtbildspeicher 52 wird gelöscht und beginnt mit der Erstellung der nächsten Ansicht der Schicht.
Die Röntgenquelle 10 dreht sich vorzugsweise mit 15 Umdrehungen pro Sekunde, so dass eine Bildfrequenz von 30 von der Schicht erzeugten Bildern pro Sekunde entsteht, die an eine Standard-Videobildfrequenz angepasst ist. Natürlich können andere Bildfrequenzen ausgewählt werden, beispielsweise 4-8 Bilder pro Sekunde. In diesem Fall dreht sich die Röntgenquelle mit 2-4 Umdrehungen pro Sekunde. Entsprechend können Bilder basierend auf kürzeren Bogensegmenten, beispielsweise 120°, erstellt werden. Als weitere Option kann das Bild in einem einzigen Speicher erstellt werden, wobei die älteste Ansicht heraussubtrahiert wird, wenn die neueste Ansicht hineinaddiert wird. Als noch eine weitere Alternative können die Ansichten kontinuierlich in dem Schichtbildspeicher akkumuliert werden, ohne dass gelöscht wird, wobei das akkumulierte Bild und die neue Ansicht möglicherweise gewichtet werden, so dass neuere Ansichten deutlicher sichtbar werden als ältere.
Die Winkelposition der Röntgenquelle 10 wird durch einen Bildfrequenzcontroller 60 überwacht, der die Position eines Schalters 62 nach jeden 180° oder einer anderen ausgewählten Distanz auf der Trajektorie 22 ändert. Der Schalter 62 schaltet, welcher der Speicher 52, 58 mit dem Videoprozessor 54 verbunden ist und welcher die zusätzlichen Ansichten von der Summierungsschaltung empfängt.
Als eine weitere Alternative kann eine Vielzahl von Ebenen oder Schichten rekonstruiert werden. Für die gleichzeitige Rekonstruktion mehrerer Ebenen wird die Verweistabelle 40 mit jeder der mit der Schichtauswahlsteuerung 42 ausgewählten Brennebenen adressiert. Die geeigneten Verschiebungen jeder der Brennebenen S₁, S₂, ..., S_n werden zu einer entsprechenden Bildverschiebungsschaltung 46₂ , ..., 46_n ausgegeben. Die verschobenen Ansichten werden zu den Speichern oder Puffern für verschobene Ansichten 48₂ , ..., 48_n weitergeleitet. Die verschobenen Ansichten werden summiert 50₂ , ..., 50_n zu dem akkumulierten Bild im Puffer 52₂ , ..., 52_n oder 58₂ , ..., 58_n . Die Schalterkreise 62₂ , ..., 62_n leiten die neuesten fertigen Schichtbilder zum einem Volumenbildspeicher 64 weiter. Der Volumenbildspeicher 64 leitet die fertigen Schichtbilder dann durch einen digitalen Enhancer 66, danach greift der Videoprozessor 54 auf den Volumenbildspeicher 64 zu, um vom Bediener ausgewählte Schichtbilder, ein schräges Schichtbild, Volumenrenderings, Volumenbilder usw. abzurufen.
Weiterhin mit Bezug auf die 1 und 2 ist eine Vielzahl von Bildverarbeitungssystemen 68₁ , 68₂ , ..., 68_n dargestellt. Die Bildverarbeitungssysteme 68₁ , 68₂ , ... 68_n empfangen Eingangsdaten von dem Bildspeicher 44 und der Verweistabelle 40, die zu der Bildverschiebungsschaltung 46 gesendet werden, und sie empfangen Eingangsdaten vom Bildfrequenzcontroller 60, die zu dem Schalter 62 gesendet werden. Die Bildverarbeitungssysteme 68₁ , 68₂ , ..., 68_n geben dann das erzeugte Volumenbild zum Volumenbildspeicher 64 aus.
Mit Bezug auf die 4-5 kann der Bediener eine gewünschte Schichtdicke mit einer Eingabevorrichtung 70 zur Auswahl der Schichtdicke auswählen. Die ausgewählte Schichtdicke wird dann als Eingabe in eine Dicken-/Radius-Verweistabelle 72 verwendet. Auf der Grundlage der ausgewählten Schicht ruft die Verweistabelle 72 den entsprechenden Trajektorienradius r ab. Ein Radiusstellantrieb 74 bewegt die radiale Position der Strahlungsquelle 10 gemäß der ausgewählten Schichtdicke nach innen oder nach außen und passt die Richtung eines Kollimators 76 derart an, dass ein Mittelstrahl der Strahlenbündels zum Mittelpunkt des Detektors 18 ausgerichtet ist.
Wie in 4 dargestellt, kreuzt das Strahlenbündel, wenn der Radius der Trajektorie 22 relativ groß ist, den Punkt 32 in der ausgewählten Brennebene unter einem spitzen Winkel. Aufgrund des spitzen Winkels werden inkrementelle Elemente, die sich nur mit einem relativ kurzen Abstand außerhalb der Brennebene befinden, nicht auf den Punkt 32 fokussiert gehalten, wenn sich die Strahlungsquelle bewegt. Auf diese Weise bleiben lediglich Daten, die einen relativ schmalen Bereich auf jeder Seite der Brennebene betreffen, kohärent, und das resultierende Bild gibt somit eine relativ dünne Schicht wieder. Wie in 5 dargestellt schneiden sich die Mittelstrahlen, wenn der Radius der Trajektorie 22 sehr klein ist, am Punkt 32 unter sehr spitzen Winkeln. Oszilliert der Mittelstrahl um einen sehr schmalen Bereich, bleiben Strukturen, die sich mit einem größeren Abstand auf beiden Seiten der Brennebene befinden, kohärent auf den Detektor fokussiert, wenn sich die Strahlungsquelle 10 bewegt. Somit stellt das resultierende Bild eine relativ dicke Schicht dar. Die genaue Ermittlung der Dicke der Schicht im Vergleich zum Radius ist eine relativ einfache geometrische Berechnung basierend auf der Größe der Detektorelemente, der Verschiebung zwischen dem Detektor und der Brennebene, dem Abstand zwischen der Brennebene und der Strahlungsquelle und dem Radius der Trajektorie 22.
Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel befindet sich die Strahlungsquelle 10 zwar unterhalb des Objekts 14, zur Vereinfachung der mechanischen Ausführung wird jedoch angenommen, dass die Strahlungsquelle 10 über dem Patienten 14 und der Detektor 18 unter der Patientenauflage 16 angeordnet oder in sie eingebaut werden kann.
Die Trajektorie 22 ist zwar der mathematischen Einfachheit bei der Bearbeitung der resultierenden Daten halber auf einem kugelförmigen Flächensegment definiert, es ist jedoch offensichtlich, dass die Trajektorien mit verschiedenen Größen auf einer flachen oder anderen Fläche definiert sein könnten. Ebenfalls zum Zweck der mathematischen Einfachheit wird auf jede Ansicht der gleiche Verschiebungsvektor S angewendet. In einigen Fällen kann es vorteilhaft sein, verschiedene Teile jeder Ansicht unterschiedlich zu verschieben. Eine derartige differentielle Verschiebung kann die Kantenverzerrung reduzieren, zum Erzeugen von Schrägansichten eingesetzt werden usw.
Es ist ebenfalls offensichtlich, dass die in den Schichtbildspeichern 52 und 54 erstellten Schichtbilder digitale Bilder sind, die mit Hilfe jegliches einer Vielzahl Bildverbesserungsverfahren verbessert werden können. Derartige Verfahren beinhalten die Kantenverstärkung, die Glättung, die Unterdrückung von Hintergrundrauschen usw.
1

Radius driver Radiusstellantrieb
Thickness radius LUT Dicken-/Radius-Verweistabelle
Slice thickness Schichtdicke
Encoder Codiereinheit
Frame rate controller Bildfrequenzcontroller
LUT Verweistabelle
Slice focal plane(s) Schicht/Brennebene(n)
Image processor Bildprozessor
View memory Bildspeicher
Volume image memory Volumenbildspeicher
Digital enhancer Digitaler Enhancer
Video processor Videoprozessor

2

From Von
Image translation/shift circuit Bildtranslations-/-verschiebungsschaltung
Summation circuit Summierungsschaltung
First slice memory Erster Schichtbildspeicher
Second slice memory Zweiter Schichtbildspeicher

Claims

Diagnostisches Bildgebungsverfahren zur Erzeugung von elektronischen Schichtbildern einer interessierenden Region (12) eines Objekts (14), wobei die interessierende Region (12) in einen Stapel mit einer oder mehreren Brennebenen (F₁-F_n) unterteilt ist und wobei jedes Schichtbild einer Brennebene (F₁-F_n) zugeordnet ist, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: – Projizieren eines Strahlenbündels (30) durch die interessierende Region (12), – Bewegen des Strahlenbündels (30) und der interessierenden Region (12) zueinander, so dass das Strahlenbündel an einer Vielzahl von verschiedenen Winkelausrichtungen um eine senkrecht zu den Brennebenen stehenden Achse durch den Stapel mit Brennebenen (F₁-F_n) tritt, – Auslesen einer Vielzahl verschiedener Ansichten während der Bewegung des Strahlenbündels (30) und der interessierenden Region (12) zueinander, wobei jede Ansicht eine Projektion durch die Brennebenen (F₁-F_n) an verschiedenen Winkelausrichtungen des Strahlenbündels (30) ist, – Rekonstruieren eines Schichtbildes durch Summieren der verschiedenen Ansichten, und – die Bewegung des Strahlenbündels und der interessierenden Region (12) zueinander überwacht wird, wobei für jede Ansicht und für jede Brennebene (F₁-F_n) in Übereinstimmung mit der entsprechenden Winkelausrichtung des Strahlenbündels (30) ein Verschiebungsvektor ermittelt wird und – wobei jede Ansicht in Übereinstimmung mit dem ermittelten Verschiebungsvektor vor der Rekonstruktion eines Schichtbildes durch Summieren der verschiedenen Ansichten verschoben wird, so dass die Projektionen von Strukturen innerhalb jeder Brennebene (F₁-F_n) in dem entsprechenden rekonstruierten Schichtbild ausgerichtet sind, dadurch gekennzeichnet, dass – das Verfahren auch die Schritte des Auswählens eines der rekonstruierten Schichtbilder und Umwandeln des ausgewählten elektronischen Schichtbildes in eine für den Menschen sichtbare Anzeige (56) umfasst, wobei die Summierung von Ansichten während der Anzeige fortgesetzt wird, um die Qualität des angezeigten Schichtbildes zu verbessern.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei sich eine Quelle (10) des Strahlenbündels (30) auf einer kreisförmigen Trajektorie (22) innerhalb einer Trajektorienebene bewegt, wobei die Trajektorienebene parallel zu den Brennebenen (F₁-F_n) und auch parallel zu einer Detektorebene ist, in der die Strahlung in die Ansichten umgewandelt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei die Bewegung zueinander die Drehung der Strahlungsquelle (10) auf einer kreisförmigen Trajektorie (22) umfasst, wobei das Verfahren ferner folgende Schritte umfasst: – Festlegen (70) der Schichtdicke der abzubildenden Brennebenen (F₁-F_n), – Umwandeln (72) der ausgewählten Dicke in einen entsprechenden Radiuswert, – Einstellen (74) des Radius der kreisförmigen Trajektorie (22) in Übereinstimmung mit dem ausgewählten Radiuswert.
Gerät zur diagnostischen Bildgebung, das Folgendes umfasst: eine Strahlungsquelle (10) zum Projizieren eines Bündels (30) durchdringender Strahlung durch eine interessierende Region (12) eines Objekts (14) auf einer Auflage (16), eine bewegliche Gantry (20) zum Bewegen der Strahlungsquelle (10) und der interessierenden Region (12) zueinander, einen Strahlungsdetektor (18) zum Detektieren des Bündels (30) durchdringender Strahlung und zum Umwandeln der detektierten Strahlung in eine Vielzahl von Ansichten und eine Bildverarbeitungsschaltung (68), wobei die Bildverarbeitungsschaltung (68) so ausgelegt ist, dass sie – ein Schichtbild durch Summieren der verschiedenen Ansichten rekonstruiert, – die Bewegung des Strahlenbündels und der interessierenden Region zueinander überwacht, – einen Verschiebungsvektor für jede Ansicht und für jede Brennebene (F₁-F_n) in Übereinstimmung mit der entsprechenden Winkelausrichtung des Strahlenbündels (30) ermittelt und – jede Ansicht in Übereinstimmung mit dem ermittelten Verschiebungsvektor vor dem Rekonstruieren eines Schichtbildes durch Summieren der verschiedenen Ansichten verschiebt, so dass die Projektionen von Strukturen innerhalb jeder Brennebene (F₁-F_n) in dem entsprechenden rekonstruierten Schichtbild ausgerichtet sind, und wobei die Bildverarbeitungseinheit dadurch gekennzeichnet ist, dass sie so ausgelegt ist, dass sie – eines der rekonstruierten Schichtbilder auswählt und das ausgewählte elektronische Schichtbild in eine für den Menschen sichtbare Anzeige (56) umwandelt, wobei die Summierung von Ansichten während der Anzeige fortgesetzt wird, um die Qualität des angezeigten Schichtbildes zu verbessern.
Gerät nach Anspruch 4, das ferner eine Codiereinheit (26) zum Überwachen der Position der Strahlungsquelle (10) und eine elektronische Schaltung (40) zum Umwandeln der von der Codiereinheit (26) überwachten Position der Strahlungsquelle (10) in einen Verschiebungsvektor umfasst.
Gerät nach Anspruch 4 oder 5, das ferner einen Volumenbildspeicher (64) zum Speichern der rekonstruierten elektronischen Schichtbilder umfasst.
Gerät nach Anspruch 5 oder 6, das ferner eine Eingabevorrichtung (42) zur Auswahl einer Brennebene umfasst, über die ein Bediener eine einem zu rekonstruierenden elektronischen Schichtbild zugeordnete Brennebene (F_n) auswählt, wobei die Eingabevorrichtung (42) zur Auswahl einer Brennebene mit der elektronischen Schaltung (40) zum Umwandeln der überwachten Position der Strahlungsquelle in den Verschiebungsvektor verbunden ist, wobei der Detektor (18) eine ebene Detektionsfläche aufweist und wobei die Brennebenen (F_n) parallel zur Detektionsfläche liegen.
Gerät nach einem der Ansprüche 4 bis 7, wobei die bewegliche Gantry (20) die Strahlungsquelle (10) auf einer kreisförmigen Trajektorie (22) bewegt, wobei das Gerät ferner Folgendes umfasst: eine Eingabevorrichtung (70) zur Auswahl der Schichtdicke, über die ein Bediener die Schichtdicke der abzubildenden Brennebenen (F₁-F_n) festlegt, eine Schaltung (72) zum Umwandeln der festgelegten Dicke in einen entsprechenden Radi us der kreisförmigen Trajektorie (22) und eine Radiusanpassungsschaltung (74), die die Gantry (20) so steuert, dass sie den Radius der kreisförmigen Trajektorie (22) anpasst.