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-Röntgenbild 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 verdächtigen Befunde, die von nicht bösartigen Veränderungen hervorgerufen sind, und die Zahl der nicht entdeckten bösartigen Tumore, zu reduzieren. Bei der herkömmlichen Röntgenmammographie 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 ungünstigen Fall ein bösartiger Tumor vorgetäuscht 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 Überschwingern führen, die diagnostisch relevante, vom Störobjekt beabstandete Bereiche im Röntgenbild ungünstig beeinflussen.

Da die Teilbereiche an den jeweiligen Projektionswinkel angepasst sind, d.h. mit dem Projektionswinkel mitgeführt werden, ist es möglich, diese möglichst klein zu wählen, da die Lage des Teilbereiches auf der Empfangsfläche in zumindest annährend derselben Weise vom Projektionswinkel abhängt wie die Lage des Untersuchungsobjektes bzw. des diagnostisch relevanten Teilgebietes des Untersuchungsobjektes.

Der wenigstens eine Referenzpunkt liegt zumindest in der Nähe des Untersuchungsobjektes. Anstelle eines einzigen Referenzpunktes oder einer Anzahl von Referenzpunkten kann auch eine Referenzfläche festgelegt werden, die als Maske dient, und deren Projektion auf die Empfangsfläche den für den jeweiligen Projektionswinkel gültigen Teilbereich ergibt.

Wenn die Teilbereiche untereinander flächen- 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 Höhenbereich eines Störobjektes, 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 Störobjekt 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 Überstrahlung des Röntgendetektors im Teilbereich verringert. Außerdem wird der bestrahlte Bereich auf den diagnostisch oder für den medizinischen Eingriff, beispielsweise eine Biopsie, tatsächlich relevanten Bereich beschränkt 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 gelöst mit einer Einrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruches 6 deren Vorteile den zu den Verfahrensansprüchen angegebenen Vorteilen entsprechen.

Zur weiteren Erläuterung der Erfindung wird auf das Ausführungsbeispiel der Zeichnungen verwiesen. Es zeigen:

1 eine Einrichtung gemäß der Erfindung in einer schematischen Prinzipdarstellung,

2a–c jeweils grob vereinfachte, unter unterschiedlichen Projektionswinkeln aufgenommene Einzelbilder.

Gemäß 1 umfasst die Einrichtung, im Ausführungsbeispiel ein Mammographiegerät, eine Röntgenquelle 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 &phgr;₁, &phgr;₂ 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 &agr;_j relativ zu einer senkrecht auf der Empfangsfläche 11 stehenden Mittenachse 13 erzeugt werden können. Der Winkelbereich &phgr;₁, &phgr;₂ muss dabei nicht symmetrisch zu dieser Mittenachse 13 angeordnet sein. Diese Röntgenbilder bzw. die diesen jeweils zugeordneten Projektionsdaten P_&agr;j 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 &agr;_j 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 e_&agr;0 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 O_&agr;0 auf die Empfangsfläche 11 innerhalb des Teilbereiches e_&agr;0 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 e_&agr;0 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 0 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 e_&agr;j ermittelt, indem der in der ausgewählten Winkelposition j = 0 festgelegte Teilbereich e_&agr;0 auf der Empfangsfläche 11 linear um den Vektor zwischen dem in der ausgewählten Winkelposition j = 0 durch Projektion des Referenzpunktes O entstehenden Projektionspunkt O_&agr;0 und dem in der Winkelposition j durch Projektion des Referenzpunktes O entstehenden Projektionspunkt O_&agr;j 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 e_&agr;(-n) entsteht, der form- und flächengleich mit dem festgelegten Teilbereich e_&agr;0 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 O_&agr;j erfolgt mit Hilfe von Projektionsmatrizen P_j 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 e_&agr;j 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 e_&agr;j 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 O_&agr;j jeweils flächen – und formgleiche Teilbereiche e_&agr;j 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 B_&agr;j der Teilbereiche e_&agr;j ausgewertet (Teilbilder).

Nach dem Festlegen des raumfesten Referenzpunktes O sowie des Teilbereiches e_&agr;0 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 e_&agr;0 bereitgestellt werden.

In 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 e_&agr;(-n), e_&agr;0, e_&agr;n der Empfangsfläche 11.

In den 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. 2a bis 2c zeigen nun, dass die Teilbereiche e_&agr;(-n), e_&agr;n, im dargestellten Beispiel kongruente Rechtecke, durch Linearverschiebung um die Vektoren

Werden die Bilddaten der jeweiligen Teilbereiche in einem vom Projektionswinkel &agr;_jabhängigen 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'_j aus der auf das Detektorkoordinatensystem bezogenen Projektionsmatrix P_j durch die Beziehung