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VERWANDTE ANMELDUNG
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Der
hier offenbarte Erfindungsgegenstand bezieht sich auf die vorläufige
US-Patentanmeldung mit der Seriennummer 60/961,175, eingereicht
am 19. Juli 2007, auf deren Offenbarungsgehalt hier im vollen Umfang Bezug
genommen wird.
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REGIERUNGSBETEILIGUNG
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Der
hier offenbarte Erfindungsgegenstand wurde mit Unterstützung
der US-Regierung, Zuschuss-Nr. US4CA119343, bewilligt vom National
Cancer Institute, ermöglicht. Die US-Regierung hat an dem
im Vorliegenden offenbarten Erfindungsgegenstand bestimmte Rechte.
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TECHNISCHES GEBIET
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Der
hier beschriebene Erfindungsgegenstand bezieht sich auf die Röntgen-Radiographie.
Insbesondere bezieht sich der Erfindungsgegenstand auf stationäre
digitale Brust-Tomosynthese-Systeme und entsprechende Verfahren.
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HINTERGRUND
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Die
Mammographie ist derzeit die wirkungsvollste Screening- und Diagnosemaßnahme
zur Früherkennung von Brustkrebs, und ihr wurde der in
letzter Zeit zu beobachtende Rückgang der Brustkrebs-Sterblichkeitsrate
zugeschrieben. Die Beschaffenheit des zweidimensionalen Mammogramms
macht es jedoch schwierig, ein Karzinom von sich damit überlagerndem
Brustgewebe zu unterscheiden, und die Interpretation kann von einem
Radiologen zum anderen variieren. Es gibt eine höhere Rate
falscher positiver und falscher negativer Testergebnisse, weil dichtes
Gewebe die Erkennung von Abnormitäten, die von Tumoren
herrühren, stört. Bei der digitalen Brust-Tomosynthese
(DBT) handelt es sich um ein dreidimensionales bildgebendes Verfahren,
das zur Überwindung dieses Problems entwickelt wurde. Es
ist ein Tomographieverfahren mit einem begrenzten Winkel, das unter
der Verwendung des Projizierens von Bildern aus einem begrenzten
Winkelbereich Rekonstruktionsschichten der Brust liefert.
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Mehrere
Prototypen von DBT-Scannern sind von auf dem Markt befindlichen
Anbietern hergestellt worden. Die Systemkonstruktionen basieren
auf einer digitalen Vollfeld-Mammographie(FFDM)-Einheit. Eine Mammographie-Röntgenröhre
wird verwendet, um die Projektionsbilder aufzufangen, indem eine
Bewegung 10 bis 50 Grad um das Objekt herum vollführt wird.
Dabei wird je nach der Anzahl von Ansichten und der Dicke der Brust
von Gesamtscanzeiten von 7 bis 40 Sekunden berichtet, was viel länger
ist als diejenigen bei der normalen Mammographie. Die lange Abbildungszeit
kann Unschärfen durch Patientenbewegung verursachen, wodurch
die Bildqualität schlechter wird und die Patientinnen sich
eventuell unwohl fühlen. Außerdem begrenzen die
Leistung der Röntgenquelle, die Gantry-Drehgeschwindigkeit
und die Detektor-Aufnahmefrequenz die Abtastgeschwindigkeit der
derzeitigen DBT-Systeme.
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DBT-Systeme
verwenden die standardmäßige Mammographie-Röntgenröhre
mit einer Röntgen-Brennfleckgröße von
300 μm. Aufgrund der Gantrydrehung und der mechanischen
Instabilität ist die effektive Brennfleckgröße
während der Bildakquisition größer als
der statische Wert, was die Bildauflösung beeinträchtigt.
Zwei Gantry-Drehungsbetriebsarten wurden entwickelt. Ein im Handel
erhältliches System verwendet eine „Stopp-und-Schuss”-Methode
(stop and shoot). Die Gantry kommt dabei vollständig zum
Stehen, bevor das jeweilige Projektionsbild aufgenommen wird. Beschleunigung
und Verzögerung können eine mechanische Instabilität
des Systems verursachen. Ein kontinuierlich drehende Betriebsart
wird in anderen im Handel erhältlichen Systemen verwendet.
Die Gantry behält während des gesamten Bildaufnahmevorgangs
eine konstante Drehgeschwindigkeit bei. In diesem Fall wird die
Röntgenbrennfleckgröße entlang der Bewegungsrichtung
vergrößert. Der Wert der Vergrößerung
hängt von der Drehgeschwindigkeit und der Belichtungszeit
ab. Für einen typischen Scan wurde berichtet, dass sich
der Röntgenbrennfleck um ungefähr 1 mm bewegt.
Hierdurch besteht kein Spielraum für eine weitere Verkürzung
der Gesamtabtastzeit, was eine schnelle Gantryrotation und eine
ausgeprägtere Unschärfe des Brennflecks erfordert.
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Es
wäre vorteilhaft, wenn Röntgen-Bildgebungssysteme
und -verfahren vorgesehen werden könnten, die verkürzte
Datensammelzeiten und Verbesserung des Patientenkomforts bieten
würden. Eine oder mehrere derartige Verbesserungen können
neue Anwendungsweisen für die bildgebende Röntgenuntersuchung
von Brustgewebe sowie auch andere Gegenstände ermöglichen.
Demgemäß ist es wünschenswert, bildgebende Röntgensysteme
und -verfahren vorzusehen, die eine oder mehrere dieser Verbesserungen
aufweisen.
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Zusätzlich
verwenden aktuelle klinisch eingesetzte Mammographiescanner polychromatische
Röntgenstrahlen mit einer geringfügigen Energie-Filterung.
Es ist bekannt, dass monochromatische und quasi-monochromatische
Strahlung eine besser Bildqualität liefert und potentiell
die zur Abbildung erforderliche Strahlendosis verringern kann. Es
gibt derzeit jedoch keine effektive Vorgehensweise, die eine monochromatische oder
quasi-monochromatische Strahlung in einer klinischen Umgebung erzeugen
würde, die einen ausreichenden Röntgen-Photofluss
liefern kann. Demgemäß ist es wünschenswert,
Röntgen-Bildgebungssysteme und -verfahren vorzusehen, die
eine monochromatische oder quasi-monochromatische Bildgebung in
einer klinisch akzeptablen Abtastgeschwindigkeit durchführen
können.
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ZUSAMMENFASSUNG
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Es
ist eine Aufgabe des vorliegend offenbarten Erfindungsgegenstands,
neuartige stationäre digitale Röntgen-Brust-Tomosynthese-Systeme
und entsprechende Verfahren vorzusehen.
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Es
wurde eine Aufgabe des vorliegend offenbarten Erfindungsgegenstands
oben genannt, die durch den vorliegend offenbarten Erfindungsgegenstand
ganz oder teilweise gelöst wird, doch werden bei fortschreitender
Beschreibung auch andere Aufgaben ersichtlich, wenn sie zusammen
mit den unten beschriebenen Zeichnungen betrachtet wird.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Der
hier beschriebene Erfindungsgegenstand wird nun anhand der beiliegenden
Zeichnungen beschrieben. Es zeigt:
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1 eine
schematische Darstellung eines MBFEX-Systems gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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2 eine
schematische Darstellung eines MBFEX-Systems gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands,
bei dem Röntgenquellen entlang einer Geraden angeordnet
sind;
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3 eine
schematische Darstellung eines MBFEX-Systems gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands,
bei dem Röntgenquellen entlang einer zweidimensionalen
Ebene angeordnet sind;
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4A eine
schematische Darstellung eines MBFEX-Systems gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands,
bei dem Röntgenquellen entlang einer Geraden in gleichen
Abständen und geneigt so angeordnet sind, dass Röntgenstrahlen
auf ein Objekt gerichtet werden können;
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4B eine
schematische Darstellung zweier Röntgen-Quellen-Pixel des
in 4A gezeigten Systems gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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5 ein
Fließdiagramm eines beispielhaften Vorgangs zur Akquisition
von Objektbildern gemäß einer Ausführungsform
des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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6 ein
Fließdiagramm eines beispielhaften Vorgangs zur sequentiellen
Akquisition von Objektbildern unter der Verwendung eines MBFEX-Systems
gemäß einer Ausführungsform des hier
beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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7 ein
Fließdiagramm eines beispielhaften Vorgangs zum Multiplexieren
von Objektbildern unter der Verwendung eines MBFEX-Systems gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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8 ein
Zeitdiagramm eines Detektor-Triggers und eines Röntgenquellen-Pixel-Triggers
gemäß einer Ausführungsform des hier
beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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9 ein
Bild eines MBFEX-Systems gemäß dem hier offenbarten
Erfindungsgegenstand;
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10 eine
schematische Darstellung, die eine räumliche Beziehung
zwischen einem Röntgendetektor, einem Phantom und Röntgenquellen
einer Röntgengeneratorvorrichtung gemäß dem
hier beschriebenen Erfindungsgegenstand zeigt;
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11A eine perspektivische Ansicht einer Röntgenquelle
gemäß einer Ausführungsform des hier
beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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11B eine schematische Darstellung einer Röntgenquelle
gemäß einer Ausführungsform des hier beschriebenen
Erfindungsgegenstands;
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12 einen
Schaltplan eines Controllers gemäß einer Ausführungsform
des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands, der zum Steuern der
Abgabe von Röntgenstrahlen aus einer Vielzahl von Röntgenquellen
verwendet wird;
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13 ein
Bild einer MBFEX-Röntgenquellen-Anordnung gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands;
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14 eine
Kurvendarstellung eines experimentell gemessenen Energiespektrums
des in 9 gezeigten Systems;
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15 eine
Kurvendarstellung eines Anodenstroms in Abhängigkeit von
der Gate-Spannung für das in 9 gezeigte
System;
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16 ein
Projektionsbild eines Kreuzphantoms, das gemäß dem
hier beschriebenen Erfindungsgegenstand hergestellt wurde; und
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17 eine
Kurvendarstellung, die die Linienprofile der zwei Drähte
zeigt, die gemäß dem hier beschriebenen Erfindungsgegenstand
erhalten wurden.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
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Der
hier offenbarte Erfindungsgegenstand ist auf Mehrstrahl-Feldemissions-Röntgen-Systeme
(Multi-Beam Field Emission X-Ray/MBFEX, auch bezeichnet als Multi-Pixel
Field Emission X-Ray) und -verfahren gerichtet, die eine Vielzahl
von Feldemissions-Röntgenquellen, einen Röntgendetektor
und Projektionsbild-Rekonstruktionstechniken einsetzen können.
Insbesondere können die hier nach einem Aspekt offenbarten
Systeme und Verfahren auf die digitale Röntgen-Tomosynthese
angewendet werden. Nach einer Ausführungsform können
eine Vielzahl von Feldemissions-Röntgenquellen zur Positionierung
eines mit Röntgenstrahlen abzubildenden Objekts zur Erzeugung
von Projektionsabbildungen des Objekts einen Ort bestrahlen. Ein
Röntgendetektor kann die Projektionsbilder des Objekts
erfassen. Eine Projektionsabbildungs-Rekonstruktionsfunktion kann
auf der Grundlage der Projektionsabbildungen des Objekts Tomographiebilder
des Objekts rekonstruieren. Der hier offenbarte Erfindungsgegenstand
ermöglicht eine erhöhte Abtastgeschwindigkeit,
eine vereinfachte Systemkonstruktion und Bildqualitätsverbesserungen.
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In
einer Anwendungsmöglichkeit kann der hier offenbarte Erfindungsgegenstand
ein stationäres digitales Brust-Tomosynthese(DBT)-System
sein, das ein auf Kohlenstoff-Nanoröhrchen basiertes MBFEX-System
einsetzt. Das MBFEX-System kann eine Anordnung individuell programmierbarer
Röntgen-Pixel aufweisen, die im wesentlichen gleichmäßig
beabstandet sein können, um ein breites Blickfeld abzudecken.
Projektionsbilder können durch das elektronische Ein- und
Ausschalten der einzelnen Röntgen-Pixel aufgenommen werden,
ohne dass dabei die Röntgenquelle, der Detektor oder das
Objekt mechanisch bewegt werden.
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In
einer Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands
können Projektionsbilder eines Objekts sequentiell, eines
nach dem anderen, aus unterschiedlichen Betrachtungswinkeln durch
elektronisches Ein- und Ausschalten einzelner Röntgenquellen-Pixel
gesammelt werden. Die Röntgenquellen-Pixel können
räumlich verteilt sein. Jedes Pixel kann für eine
vorbestimmte Zeit und mit einer vorbestimmten Stromstärke
eingeschaltet werden, um eine vorbestimmte Dosis an das Objekt zu
liefern. Die übertragene Röntgenstrahlungsintensität
aus einem bestimmten Röntgenquellen-Pixel kann mit einem
Röntgendetektor erfasst und aufgezeichnet werden. Die Beabstandung
zwischen den Röntgenstrahl-Pixeln und die Anzahl der Pixel
kann variiert werden, um die gewünschte Winkelabdeckung
und die gewünschte Anzahl von Projektionsabbildungen zu
erhalten. Die Projektionsbilder, die aus den verschiedenen Betrachtungswinkeln
gesammelt werden, können bearbeitet werden, um Tomographie-Bilder
des Objekts zu rekonstruieren, um die innere Struktur des Objekts
aufzuzeigen. In einem Beispiel kann die Röntgenquelle insgesamt
zwischen ungefähr zehn und hundert Röntgenbrennflecke
(z. B. fünfundzwanzig (25) Röntgenquellen-Pixel)
aufweisen, die entlang einem Bogen angeordnet sind, der einen Betrachtungsbereich
von zwischen ungefähr 10 und 100 Grad (z. B. einen Betrachtungsbereich
von 30–50 Grad) abdecken kann. Die Brennflecke definieren
eine Ebene, die im Wesentlichen senkrecht zu einer Abbildungsebene
des Röntgendetektors ist.
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In
einer Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands
können einer oder mehrere Monochromatoren zum Erzeugen
einer monochromatischen Röntgenstrahlung zur Abbildung
eines Objekts verwendet werden. Eine derartige monochromatische
Röntgenstrahlung kann unter der Verwendung einer Bragg-Beugung
erzeugt werden. Quasi-monochromatische Röntgenstrahlen
können durch das Anordnen von Filtern vor einem Röntgenfenster
erzeugt werden, das eine polychromatische Röntgenstrahlung
empfängt. Durch Auswählen des Filtermaterials
und der Dicke des Materials kann eine quasi-monochromatische Strahlung
mit einem schmalen Energiefenster erzeugt werden. Dies erfordert
jedoch typischerweise die Verwendung eines 200-stel- bis 500-stel-Wertschicht-Filtermaterials.
Das bedeutet, dass 99,5 bis 99,8% der Röntgenintensität
durch den Filter gedämpft wird. Der geringe Röntgenstrahlungsfluss
hat bisher verhindert, dass die monochromatische Röntgenstrahlung
für klinische bildgebende Verfahren verwendet wurde.
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In
einem Beispiel für monochromatische Röntgenstrahlung
kann die erzeugte monochromatische Röntgenstrahlung zur
Abbildung einer Brust verwendet werden.
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Ein
Vorteil bei der monochromatischen und quasi-monochromatischen Röntgenstrahlung
ist zum Beispiel die verbesserte Bildqualität mit einer
verringerten Röntgenstrahlungsdosis, was bei der bildgebenden
Untersuchung der Brust wichtig ist. Der hier beschriebene Erfindungsgegenstand
kann es Ärzten ermöglichen, die Brust unter der
Verwendung quasi-monochromatischer Röntgenstrahlung mit
einer Abbildungsgeschwindigkeit abzubilden, die mit im Handel erhältlichen
DBT-Scannern mit polychromatischer Röntgenstrahlung vergleichbar
ist.
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Eine
technische Möglichkeit zur Überwindung der Hindernisse
des geringen Flusses und daher der langen Abbildungszeit ist die
Kombination einer Mehrstrahl-Feldemissions-Röntgenquelle
bei der multiplexierenden Röntgen-Bildgebung. Eine Kegelstrahl-Quasimonochrom-Strahlung
kann durch starke Filterung erreicht werden. Die gepixelte und räumlich
verteilte MBFEX-Quelle kann Röntgenstrahlen aus einer Vielzahl von
Projektionswinkeln ohne mechanische Bewegung erzeugen. Ein stationärer
DBT-Scanner, der in der sequentiellen Abtastbetriebsart betrieben
wird, kann eine volle Abtastung von 25 Ansichten unter der Verwendung
einer Gesamtdosis von 85 mAs mit einer Geschwindigkeit liefern,
die um einen Faktor 10 schneller als C-Bogen-DBT-Scanner bei einer
vergleichbaren Dosis ist. Experimentell wurde gezeigt, dass der
parallele multiplexierende Bildgebungsvorgang eine Steigerung um
einen Faktor von N/2 (N = Anzahl von Röntgen-Pixeln) bei
der Abbildungsgeschwindigkeit im Vergleich zum herkömmlichen
für die Tomographie verwendeten seriellen bildgebenden
Verfahren bietet. Die Kombination der Vorteile aus dem stationären
Aufbau und der Multiplexierung, die hier beschrieben sind (ungefähr × 100)
können den Verlust des Röntgenflusses aufgrund der
starken Filterung (100-stel-Wertschicht) ausgleichen, was es dem
qM-DBT-Scanner ermöglicht, mit einer vergleichbaren Abtastzeit
wie im Handel erhältliche C-Bogen-Systeme, jedoch mit einer
besseren Bildqualität und einer verringerten Abbildungs-Strahlungsdosis
betrieben zu werden.
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Die
Begriffe „nano-strukturiertes Material” oder „Nanostrukturmaterial” werden
hier so verwendet, dass sie Nanopartikel enthaltende Werkstoffe
mit Teilchengrößen kleiner als 100 nm, wie zum
Beispiel Nanoröhrchen (z. B. Kohlenstoff-Nanoröhrchen),
bezeichnen können. Diese Materialtypen haben erwiesenermaßen
bestimmte Eigenschaften, die sich in verschiedensten Anwendungsbereichen
als interessant herausgestellt haben.
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Der
Begriff „Mehrstrahl-Röntgenquelle” wird
hier so verwendet, dass damit Vorrichtungen bezeichnet werden, die
gleichzeitig oder sequentiell mehrere Röntgenstrahlen erzeugen
können. Zum Beispiel kann die „Mehrstrahl-Röntgenquelle” eine
Feldemissions-Mehrstrahl-Röntgenquelle sein, die Elektronen-Feldemitter aufweist.
Die Elektronen-Feldemitter können Nanostrukturmaterialien
aufweisende Werkstoffe sein.
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1 ist
eine schematische Darstellung eines MBFEX-Systems gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands,
das allgemein mit 100 bezeichnet ist. Mit Bezug auf 1 kann ein
System 100 einen Computer COM mit einem Controller CTR aufweisen,
der dazu ausgelegt ist, eine Röntgengeneratorvorrichtung
XGD und einen Röntgendetektor XD zum bildgebenden Untersuchen
eines abzubildenden Objekts O zu steuern. Die Röntgengeneratorvorrichtung
XGD kann eine Vielzahl einzeln steuerbarer Feldemissions-Röntgenquellen
XS aufweisen, die so konfiguriert sind, dass sie ein Objekt O zum
Erzeugen von Projektionsabbildungen des Objekts O mit Röntgenstrahlen
XB bestrahlen.
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Die
Röntgenquellen XS können zum Richten von Röntgenstrahlen
XB auf einen Ort oder eine Position P (die mit gestrichelten Linien
dargestellt ist) angeordnet sein, an der das Objekt O positioniert
werden kann. Die Röntgenstrahlen können aus mehreren
unterschiedlichen Winkeln auf die Position P gerichtet werden. Außerdem
sind die Röntgenquellen XS, der Röntgendetektor
XD und die Position P so angeordnet, dass die erzeugten Projektionsbilder
vom Röntgendetektor XD erfasst werden. Die Röntgenquellen
XS sind entlang einer im Wesentlichen geraden Linie angeordnet,
die von der Röntgengeneratorvorrichtung XGD gebildet wird,
so dass die erzeugten Röntgenstrahlen im Wesentlichen auf
die Position P gerichtet sind und durch den Bereich innerhalb der
Position P gelangen können. Die Linie kann parallel zu
einer Abbildungsebene des Röntgendetektors sein. Wie unten
im Einzelnen weiter beschrieben, können die Röntgenquellen
XS in einer beliebigen geeigneten Position angeordnet sein, solange
die Röntgenstrahlen im Wesentlichen auf die Position P
gerichtet sind und die Projektionsbilder vom Röntgendetektor
XD erfasst werden. Die Röntgenquellen und der Röntgendetektor
können während der Bestrahlung eines Objekts durch
die Röntgenquellen und der Erfassung der Projektionsbilder
durch den Röntgendetektor zueinander unbeweglich sein.
Die Röntgenquellen können zur einzelnen sequentiellen
Aktivierung über eine vorbestimmte Zeitdauer und mit einer
vorbestimmten Röntgenstrahlungsdosis gesteuert werden.
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Nach
dem Gelangen durch das Objekt O an der Position P können
die Röntgenstrahlen XB vom Röntgendetektor XD
erfasst werden. Der Röntgendetektor XD kann ein digitaler
Flachbild-Röntgendetektor mit einer hohen Bildfrequenz
sein, der dazu konfiguriert ist, dass er kontinuierlich Röntgenstrahlen
XB auffängt. Nachdem alle oder mindestens ein Teil der
Röntgenstrahlen XB aufgefangen und als Röntgensignaldaten
in einem Speicher abgelegt wurden, kann eine Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion
PIRF aufgrund der Projektionsbilder des Objekts O Tomographiebilder
des Objekts O rekonstruieren.
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Die
Tomographiebilder können unter der Verwendung einer geeigneten
Methode zum Erhalten von Mehrfach-Projektions-Bildern eines Objekts
aus mehrfachen Röntgenquellen unter der Verwendung eines
einzigen Detektors konstruiert werden. Gängige Methoden
sind unter anderem Shift-and-Add, gefilterte Rückprojektion,
Konvex-Maximum-Likelihood mit Ordered Subsets usw.
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Gemäß noch
einem weiteren Aspekt des hier offenbarten Erfindungsgegenstands
können Röntgenquellen entlang einem Bogen angeordnet
werden, der von der Röntgengeneratorvorrichtung definiert
wird. Der Bogen kann eine Ebene definieren, die im Wesentlichen
senkrecht zu einer Abbildungsebene des Röntgendetektors
sein kann. 2 ist eine schematische Darstellung
eines MBFEX-Systems, das allgemein mit 200 bezeichnet ist und Röntgenquellen
XS hat, die entlang einer Geraden angeordnet sind, gemäß einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands.
Gemäß 2 können Röntgenquellen
XS im Wesentlichen entlang einer Geraden positioniert sein, die
von der Röntgengeneratorvorrichtung XGD gebildet wird.
Die Röntgenquellen XS können so angeordnet werden,
dass sie Röntgenstrahlen XB auf und durch die Position
P richten, an der das Objekt O angeordnet werden kann. Die Röntgenstrahlen
können von mehreren verschiedenen Winkeln auf die Position
P gerichtet werden. Außerdem können die Röntgenquellen
XS, der Röntgendetektor XD und die Position P so angeordnet
werden, dass die erzeugten Projektionsbilder vom Röntgendetektor
XD erfasst werden. Nachdem die Röntgenstrahlen XB durch
das Objekt O an der Position P gelangt sind, können sie
vom Röntgendetektor XD erfasst werden. Nachdem alle oder
mindestens ein Teil der Röntgenstrahlen XB aufgefangen
und als Röntgensignaldaten in einem Speicher abgelegt wurden,
kann eine Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion PIRF auf der Grundlage
der Projektionsbilder des Objekts O Tomographiebilder des Objekts
O rekonstruieren.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt des hier offenbarten Erfindungsgegenstands können
Röntgenquellen Brennflecke enthalten, die entlang einer
zweidimensionalen Ebene oder einer Matrix auf einer Röntgenanode angeordnet
sind. 3 ist eine schematische Darstellung eines MBFEX-Systems,
das allgemein mit 300 bezeichnet ist und das Röntgenquellen
XS aufweist, die entlang einer zweidimensionalen Ebene angeordnet sind,
gemäß einer Ausführungsform des hier
beschriebenen Erfindungsgegenstands. Unter Bezugnahme auf 3 können
die Röntgenquellen XS im Wesentlichen entlang einer zweidimensionalen
Ebene angeordnet sein, die von der Röntgengeneratorvorrichtung
XGD gebildet wird. Die Röntgenquellen XS können
so angeordnet werden, dass sie Röntgenstrahlen auf und
durch eine Position P richten, an der das Objekt O angeordnet werden
kann. Die Röntgenstrahlen können von mehreren
unterschiedlichen Winkeln auf die Position P gerichtet werden. Außerdem
sind die Röntgenquellen XS, der Röntgendetektor
XD und die Position P so angeordnet, dass die erzeugten Projektionsbilder
vom Röntgendetektor XD erfasst werden. Nachdem die Röntgenstrahlen
XB durch das Objekt O an der Position P gelangt sind, können
sie vom Röntgendetektor XD erfasst werden. Nachdem alle
oder mindestens ein Teil der Röntgenstrahlen XB aufgefangen
wurden und als Röntgensignaldaten in einem Speicher abgelegt
wurden, kann eine Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion PIRF auf
der Grundlage der Projektionsbilder des Objekts O Tomographiebilder
des Objekts O rekonstruieren.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt des hier offenbarten Erfindungsgegenstands können
Röntgenquellen entlang einer Geraden, gleichmäßig
beabstandet und zum Richten von Röntgenstrahlen auf ein
Objekt angewinkelt angeordnet sein. 4A ist
eine schematische Darstellung eines MBFEX-Systems, das allgemein
mit 400 bezeichnet ist und das Röntgenquellen XS aufweist,
die entlang einer Geraden, gleichmäßig beabstandet und
zum Richten von Röntgenstrahlen auf ein Objekt angewinkelt
angeordnet sind, gemäß einer Ausführungsform
des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands. Unter Bezugnahme auf 4A können
die Röntgenquellen XS Gate-Kohlenstoff-Nanoröhrchen
sein, die emittierende Pixel bilden, die im Wesentlichen entlang einer
zweidimensionalen Ebene positioniert sind, die von der Röntgengeneratorvorrichtung
XGD gebildet wird. Bei diesem Beispiel weist die Röntgengeneratorvorrichtung
insgesamt fünfundzwanzig (25) Röntgenquellen auf,
auch wenn die Röntgengeneratorvorrichtung alternativ auch
eine beliebige geeignete Anzahl von Röntgenquellen aufweisen
kann, die mehr oder weniger von der Zahl fünfundzwanzig
abweicht.
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Die
Röntgenquelle kann in eine Vakuumkammer eingehaust sein,
die ein 30 μm dickes Molybdänfenster (Mo) hat.
Das Fenster kann als ein Strahlungsfilter fungieren. Jedes Pixel
kann eine Kohlenstoff-Nanoröhrchen-Kathode, eine Gate-Elektrode
zum Extrahieren der Elektronen und einen Satz von Elektronen-Fokussierungslinsen
(z. B. elektrostatische Einzel-Fokussierungslinsen) zum Fokussieren
der feldemittierten Elektronen auf eine kleine Fläche (Brennfleck)
des Targets umfassen. Die Brennflecke können im Wesentlichen
die gleiche Größe haben. Die Größen
der Brennflecke und/oder der Röntgenfluss, der von den
Röntgenquellen erzeugt wird, können vom Controller
eingestellt werden. Alternativ dazu kann die Größe
der Brennflecke in einem Bereich von ungefähr 0,05 mm und
2 mm liegen. Das Systems ist auf eine isotrope effektive Brennfleckgröße
von 0,2 × 0,2 mm für jedes Röntgenquellenpixel
ausgelegt. Die einzelne Brennfleckgröße kann dadurch eingestellt
werden, dass die elektrischen Potentiale der Fokussierungselektroden
eingestellt werden. Zum Minimieren der Stromstärkenschwankung
und -verzögerung und zum Verringern der Variation von einem
Pixel zum anderen, kann eine elektrische Kompensationsschleife integriert
werden, um die Gate-Spannung automatisch einzustellen, um eine konstante
voreingestellte Emissionsstromstärke aufrecht zu erhalten.
Die Fläche der Kohlenstoff-Nanoröhrchen-Kathode
kann so gewählt werden, dass eine Spitzen-Röntgenröhren-Stromstärke
von ungefähr 10 mA bei einer effektiven Brennfleckgröße
von 0,2 × 0,2 mm erreicht werden kann. Eine höhere
Röntgen-Spitzenstromstärke von 50 bis 100 mA kann
durch Vergrößern der Kohlenstoff-Nanoröhrchen-Fläche
und der Brennfleckgröße erreicht werden.
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Die
Röntgenquellen XS können so angeordnet werden,
dass sie Röntgenstrahlen XB auf die Position P richten,
an der das Objekt O angeordnet ist. Die Röntgenstrahlen
können von mehreren verschiedenen Winkeln auf und durch
die Position P gerichtet werden. Außerdem sind die Röntgenquellen
XS, der Röntgendetektor XD und die Position P so angeordnet,
dass die erzeugten Projektionsbilder vom Röntgendetektor
XD erfasst werden können. Zum Sammeln der Projektionsbilder
des Objekts O von unterschiedlichen Winkeln zur Tomosynthese kann
der Controller CTR eine Anordnung von elektronenemittierenden Pixeln
sequentiell aktivieren, wie im Einzelnen weiter unten beschrieben
ist, die über eine relativ große Fläche
räumlich verteilt sind. Die Röntgenquellen XS
sind so angeordnet, dass die erzeugten Röntgenstrahlen
mindestens im Wesentlichen auf die Position P gerichtet sind. Jede
Röntgenquelle XS kann einen Feldemitter aufweisen, der
dazu betrieben wird, einen Elektronenstrahl zu erzeugen, und dazu
betrieben wird, den Elektronenstrahl auf einen Brennfleck eines
Targets zu richten. Der emittierte Elektronenstrahl kann auf das
Target beschleunigt werden, an dem ein abtastender Röntgenstrahl
für verschiedene Punkte über eine große
Fläche des Targets seinen Ursprung hat. Der Controller
CTR kann ferner die Intensität der Röntgenstrahlung
auf der Grundlage des Abstands zwischen der Röntgenquelle
XS und dem Objekt O so einstellen, dass aus jedem Betrachtungswinkel
die an das Objekt O gelieferte Röntgenstrahldosis gleich
ist.
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Die
Röntgenquellen XS können so positioniert werden,
dass die Röntgengeneratorvorrichtung XGD bei einem Abstand
zwischen Quelle und Detektor von 64,52 cm einen im Wesentlichen
regelmäßigen Winkelabstand von 2 Grad zwischen
den Röntgenbrennflecken vorsieht. Die Position und Ausrichtung
des einzelnen Röntgentargets kann so sein, dass die Mittelachse
eines erzeugten Röntgen-Kegelstrahls durch einen Fokalpunt
OC geht, der entweder ein Ort auf dem abzubildenden Objekt O oder
ein Punkt auf dem Röntgendetektor XD sein kann. Die kegelförmigen
Röntgenstrahlen können im Wesentlichen die gleiche
Röntgen-Intensitätsverteilung auf dem Objekt aufweisen.
Ferner können die Röntgenquellen eine Röntgenstrahlung
erzeugen, die unterschiedliche Energiespektren hat.
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Nach
dem Gelangen durch das Objekt O an der Position P können
die Röntgenstrahlen XB vom Röntgendetektor XD
erfasst werden. Nachdem alle oder mindestens ein Teil der Röntgenstrahlen
XB aufgefangen wurden und als Röntgensignaldaten in einem
Speicher abgelegt wurden, kann eine Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion
PIRF aufgrund der Projektionsbilder des Objekts O Tomographiebilder
des Objekts O rekonstruieren.
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4B ist
eine schematische Darstellung von zwei Röntgenquellen-Pixeln
des in 4A gezeigten Systems 400 nach
einer Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands.
Gemäß 4B sind
die Röntgenquellen XS1 und XS2 in einem Winkel zueinander
auf einen Fokalpunkt OC des Objekts O gerichtet. Die durch die Mitte
OC des Objekts O und durch einen Röntgenbrennfleck eines
Elektronen-Feldemitters einer jeden Röntgenquelle gebildete
Linie ist auf einer symmetrischen Ebene der Röntgenquelle.
Die Röntgenquellen-Pixel können so gekippt sein,
dass die Mittellinie der von den Röntgenquellen-Pixeln
erzeugten Röntgenstrahlen auf den Fokalpunkt OC gerichtet
ist. In einem Beispiel bilden die Mittellinien der Röntgenquellen
XS1 und XS2 einen Kippwinkel. Die Röntgenquellen können
zueinander verkippt sein, um einen gewünschten Kippwinkel
zu erzielen.
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Im
System 400 kann der von einem Brennfleck kommende Röntgenstrahl
durch den Elektronenstrahl aus einem entsprechenden Pixel auf einer
Kathode erzeugt werden. Ein abtastender Röntgenstrahl kann durch
sequentielles Aktivieren einzelner Pixel erzeugt werden. Eine konstante
hohe Gleichspannung (ungefähr 0–100 KVp) kann
zwischen der Röntgenanode und der Gate-Elektrode angelegt
werden. Eine variable Gleichspannung (ungefähr 0–2
kV) kann an die Gate-Elektrode angelegt werden. Alternativ dazu
können die Röntgenanoden auf unterschiedliche
Spannungen eingerichtet werden, um eine Röntgenstrahlung
mit einer Vielzahl verschiedener Energien zu erzeugen. Zum Beispiel
können für ein System mit 25 Röntgenquellen
12 Anoden mit niedriger Spannung und 13 Anoden mit hoher Spannung
eingerichtet werden. Eine solche Konfiguration ermöglicht
ein System zur Abbildung mit zwei Energiepegeln.
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Das
Ein- und Ausschalten der einzelnen emittierenden Pixel kann durch
eine elektronische Schaltung (z. B. eine MOSFET-Schaltung), die
an die Kathode angeschlossen ist, erfolgen. Die elektronische Schaltung kann
dazu verwendet werden, die Röntgenintensitäten
aus unterschiedlichen Röntgenbrennflecken XS (z. B. Röntgenquellen
XS1 und XS2) zu steuern, so dass sie entweder gleich sind oder so
moduliert werden können, dass sie eine gewünschte
Intensität oder Intensitätsverteilung auf dem
abzubildenden Objekt O liefern. Ein Röntgenstrahl kann
aus einem entsprechenden Brennfleck erzeugt werden, wenn der Elektronenstrahl
die Anodenoberfläche des Targets beschießt. Zum
Erzeugen eines Abtaststrahls kann eine gepulste Spannung mit einer
vorbestimmten Impulsdauer über die einzelnen MOSFETs abgetastet
werden. An jedem Punkt kann der Kanal „geöffnet” werden,
um einen Elektronenstahl vom Pixel ausgehend zu erzeugen, der zur
Erzeugung des Röntgenstrahls ausgehend vom entsprechenden
Brennfleck auf dem Target führen kann. Zum Minimieren der Schwankung
des Röntgenflusses kann die Kathode mit einer Konstant-Stromstärken-Betriebsart
betrieben werden. Die Gate-Spannung kann automatisch eingestellt
werden, um die Emissionsstromstärke und daher den von jedem
Pixel ausgehenden Röntgenfluss innerhalb eines gewünschten
Pegels zu halten.
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Die
25 Röntgenquellen-Pixel der Röntgengeneratorvorrichtung
XGD können eine Entfernung von 57,45 cm von einem Ende
zum anderen überspannen. Bei einem Abstand von 64,52 cm
von der Quelle zum Objekt stellt die Vorrichtung eine Abdeckung
von 48 Grad mit einem im Wesentlichen regelmäßigen
Winkelabstand von 2 Grad zwischen nebeneinander liegenden Pixeln
bereit. Der lineare Abstand zwischen nebeneinander liegenden Röntgenquellen-Pixeln
kann variieren, um einen regelmäßigen Winkelabstand
vorzusehen. Die Röntgenstrahlen können auf ein
Blickfeld (Field of View/FOV) von 23,04 cm auf der Phantomebene
kollimiert werden. Wenn die Röntgenquellen-Pixel auf einer
zur Detektorebene parallelen Geraden und nicht in einem Bogen angeordnet
sind, kann der Abstand vom Pixel zur Quelle von Pixel zu Pixel variieren.
Bei einer Möglichkeit zum Kompensieren dieser Variation
des vom Röntgenstrahl zurückzulegenden Wegs kann
die Röntgenröhren-Stromstärke für
jedes Pixel einzeln eingestellt werden, so dass der Fluss an der
Phantomoberfläche gleich bleibt. Bei einer anderen Lösung,
können die Bildintensitäten im Rekonstruktionsprozess
normalisiert werden. Das Phantom kann auf einen Tisch gelegt werden,
um einen 2,54 cm breiten Luftspalt zwischen dem Detektor und dem
Phantom vorzusehen.
-
5 ist
ein Fließdiagramm, das einen beispielhaften Prozess zum
Akquirieren von Objektbildern gemäß einer Ausführungsform
des hier offenbarten Erfindungsgegenstands veranschaulicht. Das
System 100 ist in diesem Beispiel genannt, auch wenn ein
beliebiges anderes hier beschriebenes System den Prozess zum Akquirieren
von Objektbildern einsetzen kann. Unter Bezugnahme auf die 1 und 5 kann
der Controller CTR die Röntgenquellen XS aktivieren, um
das Objekt O mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen, um Projektionsbilder
des Objekts O zu erzeugen (Block 500). Bei Block 502 kann
der Controller CTR einen Röntgendetektor XD steuern, um
Projektionsbilder des Objekts O zu erfassen. Bei Block 504 kann
die Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion PIRF auf der Grundlage
der Projektionsbilder von Objekt O Tomographiebilder des Objekts O
rekonstruieren. Von der Funktion PIRF kann jede beliebige Methode
verwendet werden, um die Tomographiebilder des Objekts O zu rekonstruieren.
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6 ist
eine Fließdiagramm, das einen beispielhaften Prozess zum
sequentiellen Akquirieren von Objektbildern unter der Verwendung
eines MBFEX-Systems gemäß einer Ausführungsform
des hier offenbarten Erfindungsgegenstands veranschaulicht. Das
in 1 dargestellte System 100 ist in diesem
Beispiel genannt, auch wenn ein beliebiges anderes hier beschriebenes
System den Prozess zum Akquirieren von Objektbildern einsetzen kann.
Unter Bezugnahme auf die 1 und 6 kann bei
Block 600 der Controller CTR des Systems 100 den
Prozess einleiten und die Variable i auf 1 setzen. Die Variable
i repräsentiert die Iterationsnummer des Prozesses. Bei
Block 602 kann der Controller CTR die den i-ten Pixeln
entsprechenden Röntgenquellen XS einschalten. Insbesondere
können eine oder mehrere Röntgenquellen XS einer
i-ten Gruppe von Röntgenquellen entsprechen. Wie im Einzelnen
weiter unten beschrieben, geht der Prozess sequentiell durch Gruppen
von i Röntgenquellen, bis alle Röntgenquellen
eingeschaltet wurden und ihre Röntgenstrahlen XB erfasst
wurden.
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Bei
Block 604 kann der Controller CTR den Röntgendetektor
XD so steuern, dass dieser das i-te Bild akquiriert. Insbesondere
kann der Röntgendetektor XD das Projektionsbild des Objekts
O, das von der/den i-ten Röntenquelle(n) erzeugt wurde,
akquirieren. Der Controller CTR kann feststellen, ob die Akquisition
von Bildern aller i Gruppen von Röntgenquellen abgeschlossen
ist (Block 606). Wenn festgestellt wird, dass noch nicht
von allen i Gruppen von Röntgenquellen Bilder akquiriert
wurden, kann der Controller CTR die Variable i um 1 inkrementieren
(Block 608), und der Prozess kann zu Block 502 weitergehen,
um von den verbleibenden Gruppen von Röntgenquellen Bilder
zu akquirieren.
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Wenn
festgestellt wird, dass von allen i Gruppen von Röntgenquellen
Bilder akquiriert worden sind, kann die Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion
PIRF auf der Grundlage der Projektionsbilder des Objekts Tomographiebilder
des Objekts O rekonstruieren (Block 610). Bei Block 612 kann
eine Anzeige des Computers COM die rekonstruierten Schichtbilder
des Objekts O anzeigen.
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7 ist
ein Fließdiagramm, das einen beispielhaften Prozess zum
sequentiellen Akquirieren von Objektbildern unter der Verwendung
eines MBFEX-Systems gemäß einer Ausführungsform
des hier offenbarten Erfindungsgegenstands veranschaulicht. Das
in 1 gezeigte System 100 ist in diesem Beispiel
genannt, auch wenn ein beliebiges anderes hier beschriebenes System
den Prozess zum Akquirieren von Objektbildern einsetzen kann. Eine
auf LABVIEWTM (erhältlich von National
Instruments Corporation) basierende Anwendersoftware kann verwendet
werden, um eine Funktion zum elektronischen Steuern des Auslösens
und Schaltens von Röntgenstrahl-Pixeln und zum Synchronisieren
der Röntgenbelichtung mit der Detektordatensammlung zu erzeugen.
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Unter
Bezugnahme auf die 1 und 7 kann der
Controller CTR des Systems 100 bei Block 700 den
Prozess einleiten und die Variable i auf 1 setzen. Die Variable
i repräsentiert die Iterationsnummer des Prozesses. Bei
Block 702 kann der Controller CTR die den i-ten Pixeln
entsprechenden Röntgenquellen XS einschalten. Insbesondere
können eine oder mehrere Röntgenquellen XS einer
i-ten Gruppe von Röntgenquellen entsprechen. Wie im Einzelnen
weiter unten beschrieben, geht der Prozess sequentiell durch Gruppen
von i Röntgenquellen, bis alle Röntgenquellen
eingeschaltet wurden und ihre Röntgenstrahlen XB erfasst
wurden. In einer Ausführungsform kann der Controller CTR
die Röntgenquellen zum Erzeugen multiplexierter Röntgenstrahlen
steuern, die, wie unten beschrieben, zur Bildrekonstruktion demultiplexiert
werden können.
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Bei
Block 704 kann der Controller CTR den Röntgendetektor
XD steuern, um das i-te Bild zu akquirieren. Insbesondere kann der
Röntgendetektor XD das Projektionsbild des Objekts O, das
von der/den i-ten Röntenquelle(n) erzeugt wurde, akquirieren.
Der Controller CTR kann feststellen, ob die Akquisition von Bildern aller
i Gruppen von Röntgenquellen abgeschlossen ist (Block 706).
Wenn festgestellt wird, dass noch nicht von allen i Gruppen von
Röntgenquellen Bilder akquiriert wurden, kann der Controller
CTR die Variable i um 1 inkrementieren (Block 708), und
der Prozess kann zu Block 702 weitergehen, um von den verbleibenden
Gruppen von Röntgenquellen Bilder zu akquirieren.
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Nach
der Bildakquisition kann die Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion
PIRF eine Tomosynthese-Rekonstruktion anwenden (Block 710)
und die rekonstruierten Bilder über die Anzeige des Computers
COM anzeigen (Block 712). Alternativ dazu kann, wenn die
Röntgenstrahlen multiplexiert wurden, die Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion
PIRF die Bilder demultiplexieren (Block 714), die Tomosynthese-Rekonstruktion anwenden
(Block 716) und die rekonstruierten Bilder über
die Anzeige des Computers COM anzeigen (Block 718).
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Eine
beliebige Multiplexierungsmethode kann in einem System gemäß dem
hier beschriebenen Erfindungsgegenstand verwendet werden. Bei dieser
bildgebenden Betriebsart können alle oder eine Gruppe von Röntgenquellen-Pixeln
gleichzeitig eingeschaltet werden, um das Objekt zu beleuchten.
Ein Beispiel einer Multiplexierungsmethode beinhaltet eine Frequenzteilungs-Multiplexierung.
Durch die Verwendung einer Multiplexierungsmethode kann die Gesamtzeit
zur Aufnahme von Bildern beträchtlich verringert werden.
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In
einem Beispiel einer Multiplexierungsmethode kann eine orthogonale
Frequenzteilungs-Multiplexierungsmethode verwendet werden. Bei diesem
Beispiel werden gepulste Röntgensignale erzeugt, und jeder Röntgenstrahl
kann eine eindeutige Impulsdauer und Wiederholfrequenz haben. Ferner
zeichnet bei diesem Beispiel der Detektor die übertragene
Röntgenintensität von den eingeschalteten Röntgenpixeln
in Abhängigkeit von der Zeit auf. Das aufgezeichnete Bild
wird dann im Frequenzbereich demultiplexiert, um die Projektionsbilder
aus den einzelnen Pixeln zu erhalten.
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In
einem weiteren Beispiel einer Multiplexierungsmethode kann eine
binäre Multiplexierungsmethode eingesetzt werden. Ein Beispiel
einer binären Multiplexierungsmethode ist in der US-Patentanmeldung
mit der Seriennummer 11/804,897 mit dem Titel „Methods,
Systems, and Computer Program Products for Binary Multiplexing X-Ray
Radiography” („Verfahren, Systeme und Computerprogrammprodukte
für die binär multiplexierende Röntgen-Radiographie”)
beschrieben, auf deren Offenbarungsgehalt hier in vollem Umfang
Bezug genommen wird und die demselben Rechtsnachfolger wie die vorliegende
Patentanmeldung übertragen ist. Bei diesem Beispiel wird
eine Teilmenge der Röntgenstrahlen sequentiell eingeschaltet.
Die einzelnen Projektionsbilder werden durch lineare Kombination
der zusammengesetzten Bilder aus den Teilmengen erhalten.
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Röntgenquellen
können sequentiell ausgelöst und die Projektionsbilder
entsprechend akquiriert werden. 8 ist ein
Zeitdiagramm eines Detektortriggers und von Röntgenstrahl-Pixel-Triggern
gemäß einer Ausführungsform des hier
beschriebenen Erfindungsgegenstands. Beim vorliegenden Beispiel
weist das System 25 Röntgenquellen-Pixel auf. Die Signale
repräsentieren Steuersignale, die von einem Controller
zum Steuern des Röntgenquellen und des Detektors erzeugt
werden. Die Röntgenstrahlung ist eingeschaltet, wenn ein
Triggersignal bei 5 V ist. Die Belichtungszeit ist Texp für
jedes Pixel, welche die gleiche wie die Integrationszeit TInt des Detektors ist. Das Detektor-Auslesen
wird von der steigenden Flanke des Signals ausgelöst. Die Zeit
zum Aufnehmen eines Bilds wird von Tr repräsentiert.
Die Gesamt-Abtastzeit ist 25·(Texp +
Tr).
-
Gemäß dem
hier beschriebenen Erfindungsgegenstand können die Feldemissions-Röntgenquellen jeweils
eine Feldemissionskathode, eine Gate-Elektrode, die Elektronen von
der Kathode extrahiert, wenn das elektrische Feld zwischen dem Gate
und der Kathode angelegt wird, eine Fokussierungseinheit, die die
feldemittierten Elektronen auf eine definierte Fokusfläche
auf einer Anode fokussiert, und die Anode, die die Röntgenstrahlung
erzeugt, wenn sie mit dem Elektronenstrahl beschossen wird, aufweisen.
Die Feldemissionskathode kann Kohlenstoff-Nanoröhrchen,
Nanodrähte und/oder mikrobearbeitete Spitzen aufweisen.
Die Gate-Elektroden können entweder einzeln gesteuert oder
elektrisch angeschlossen sein.
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Zu
Zwecken der experimentellen Untersuchung wurde ein System gemäß dem
hier offenbarten Erfindungsgegenstand aufgebaut. 9 ist
ein Bild eines MBFEX-Systems, das allgemein mit 900 bezeichnet ist, gemäß dem
hier offenbarten Erfindungsgegenstand. Unter Bezugnahme auf 9 weist
das System 900 einen Röntgendetektor XD, eine
Röntgengeneratorvorrichtung XGD und einen Tisch S zum Ablegen
eines abzubildenden Phantoms PH auf. Die Röntgengeneratorvorrichtung
XGD weist eine Kohlenstoff-Nanoröhrchen-MBFEX-Quelle auf.
Der Röntgendetektor XD ist ein Flachbild-Röntgendetektor.
Das System 900 weist eine Steuerungseinheit und eine Computerarbeitsstation
auf. Der Röntgendetektor XD kann ein Flachbild-Röntgendetektor
sein. Das Blickfeld kann ungefähr 19,5 cm × 24,4
cm groß sein, wodurch ein vollständiges Bild einer
Brust aufgenommen werden kann. Mit einem Pixelpitch von 127 μm
ist die Gesamtgröße des Arrays 1536 × 1920.
Der Detektor kann in einer Non-Binning-Betriebsart und einer 2×2-Binning-Betriebsart
betrieben werden. Wieder unter Bezugnahme auf 7 kann
in der Benutzer-Synchronisations-Betriebsart die steigende Flanke
eines kontinuierlichen TTL-Signals ein Auslesen des Detektors auslösen.
Die Aufnahmezeit wird vom Integrationsfenster Tint und
der Detektor-Auslesezeit Tr bestimmt. Tint ist über das Auslösesignal
steuerbar. Die Röntgenstrahlung wird innerhalb des Integrationsfensters
Tint geliefert, und der Strahlungszeitraum wird
mit Texp bezeichnet. Die Auslesezeit Tr hängt von der Akquisitionsbetriebsart
ab. Bei normalen 2×2-Binning-Betriebsarten beträgt
die Auslesezeit 128 ms bzw. 32 ms. Bei diesem Beispiel werden die
Projektionsbilder sequentiell aufgenommen.
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10 ist
eine schematische Darstellung, die die räumliche Beziehung
zwischen dem Röntgendetektor XD, dem Phantom PH und den
Röntgenquellen XS der Röntgengeneratorvorrichtung
XGD zeigt. Der Abstand zwischen der Mitte des Phantoms PH und der
Röntgengeneratorvorrichtung XGD ist ungefähr 64,5
cm. Der Abstand zwischen der Röntgengeneratorvorrichtung
XGD und dem Detektor XD ist ungefähr 69,6 cm, wodurch bei
einem normalen Brustphantom mit einer Größe von
5 cm ein Luftspalt von ungefähr 2,5 cm verbleibt. Die Röntgenquellen
sind linear angeordnet, um die Komplexität des Systems
zu verringern, wobei eine regelmäßige Winkelverteilung
und eine Schritt- bzw. Inkrementgröße von 2 Grad
vorliegen. Die Gesamtwinkelabdeckung der Röntgengeneratorvorrichtung
beträgt ungefähr 48 Grad. Bei diesem System variiert
der Abstand zwischen den sich am nächsten liegenden Röntgen-Brennflecken
von 2,5 cm bis 2,7 cm, und die Gesamtspannweite der Röntgengeneratorvorrichtung
beträgt ungefähr 57,5 cm.
-
Das
Systems 900 weist eine Feldemissions-Röntgenquellenanordnung
auf. Die Konstruktion der 25 Röntgenquellen-Pixel ist im
Wesentlichen identisch. Die 11A und 11B sind eine perspektivische bzw. eine schematische
Diagrammansicht einer Röntgenquelle XS nach einer Ausführungsform
des hier offenbarten Erfindungsgegenstands. Gemäß den 11A und 11B können
die Röntgenquellen XS einen Elektronen-Feldemitter FE zum
Emittieren von Elektronen aufweisen. Der Elektronen-Feldemitter
FE kann eines oder mehrere Nanoröhrchen und/oder andere
geeignete Elektronen-Feldemitter-Materialien enthalten. Der Elektronen-Feldemitter FE
kann auf einer Oberfläche einer Kathode C, einer leitfähigen
oder kontaktierenden Leitung oder einem anderen geeigneten leitfähigen
Material angebracht sein.
-
Der
Elektronen-Feldemitter FE kann von einem geeigneten Controller (wie
zum Beispiel dem in 4A gezeigten Controller CTR),
der eine MOSFET-Schaltung enthält, gesteuert werden. Der
Controller kann Spannungsquellen zum Anlegen einer Spannung zwischen
dem Elektronen-Feldemitter FE und einer Gate-Elektrode GE zum Erzeugen
elektrischer Felder zum Extrahieren von Elektronen aus dem Elektronen-Feldemitter
FE steuern, um so einen Elektronenstrahl EB zu erzeugen. Der Controller
kann die MOSFET-Schaltung betreiben, um so die Elektronenstrahl-Emission
durch die Röntgenquellen einzeln zu steuern. Die Senken
der MOSFETs können mit einer Kathode C verbunden sein,
um so die Elektronenstrahlemission des Emitters FE zu steuern. Die
MOSFETs können durch das Anlegen eines hohen Signalpegels
(z. B. 5 V) und eines niedrigen Signalpegels (z. B. 0 V) an die
Gates des MOSFET ein- und ausgeschaltet werden. Wenn an das Gate
eines MOSFET ein Signal mit einem hohen Pegel angelegt wird, wird
ein Kanal von der Senke zur Quelle eingeschaltet, um zwischen der
Kathode C und der Gate-Elektrode GE eine Spannungsdifferenz anzulegen.
Eine Spannungsdifferenz, die einen bestimmten Schwellenwert überschreitet,
kann ein elektrisches Feld zwischen der Kathode C und der Gate-Elektrode
GE erzeugen, so dass die Elektronen vom Elektronen-Feldemitter FE
extrahiert werden. Umgekehrt wird, wenn eine niedrigen Spannung
(z. B. 0 V) an das Gate eines MOSFET angelegt wird, ein Kanal von
der Senke zur Quelle ausgeschaltet, so dass die Spannung am Emitter
FE elektrisch schwebend ist und die Spannungsdifferenz zwischen
der Kathode C und der Gate-Elektrode GE kein elektrisches Feld einer
zum Extrahieren von Elektronen aus dem Emitter FE ausreichenden
Stärke erzeugen kann.
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Die
Kathode C kann geerdet sein, und andere Elektroden können
während der Bildakquisition bei konstanten Spannungen gehalten
werden. Die Gate-Spannung bestimmt den Röntgenröhrenstrom.
Unter einem Schwellenwert fließt kein Strom, und die Stromstärke
erhöht sich exponentiell, wenn die Gate-Spannung über dem
Schwellenwert ist. In einem Beispiel kann jedes Röntgenpixel
einen Röhrenstrom von zwischen 0,1 und 1 mA bei 40 kVp
liefern. Der Controller wird dazu betrieben, Spannungsimpulse unterschiedlicher
Frequenzen an die Gates des MOSFET anzulegen.
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Ferner
kann die Röntgenquelle XS eine Anode A aufweisen, die einen
Brennfleck für die Beschießung mit dem Elektronenstrahl
EB hat. Eine Spannungsdifferenz kann zwischen der Anode A und der
Elektrode GE angelegt werden, so dass ein Feld zum Beschleunigen
der vom Elektronen-Feldemitter FE auf eine Targetstruktur TS der
Anode A emittierten Elektronen erzeugt wird. Die Targetstruktur
kann auf eine Beschießung mit dem Elektronenstrahl EB Röntgenstrahlen
mit einem vorbestimmten Signal erzeugen. Die Röntgenquelle XS
kann Fokussierungselektroden FEL1 und FEL2 zum Fokussieren aus dem
Elektronen-Feldemitter FE extrahierter Elektronen auf die Targetstruktur
TS und so zum Verringern der Größe des Elektronenstrahls
EB aufweisen. Die Fokussierungselektroden FEL1 und FEL2 können
durch das Anlegen von Spannungen an die Fokussierungselektroden
durch eine Spannungsquelle gesteuert werden. Die an die Fokussierungselektroden angelegte
Spannung steuert die Elektronentrajektorie. Die Gate-Spannung kann
je nach dem erforderlichen Fluss variiert werden.
-
Der
Elektronen-Feldemitter FE und die Gate-Elektrode GE können
in einer Vakuumkammer mit einem abgedichteten Innenraum bei einem
Druck von ungefähr 10–7 Torr
enthalten sein. Der Innenraum der Vakuumkammer kann evakuiert werden,
um einen gewünschten Innendruck zu erzeugen. Die Röntgenstrahlung
kann durch einen röntgenstrahldurchlässigen Teil
oder ein entsprechendes Fenster vom Innenraum der Vakuumkammer nach
außen gelangen. In einem Beispiel kann der röntgenstrahldurchlässige
Teil oder das entsprechende Fenster ein Beryllium-(Be) oder Molybdän-Fenster(Mo)
sein. Die Kombination aus Molybdän-Anode und Filter kann
unter anderen Anwendungen für die bildgebende Brustuntersuchung
verwendet werden. Eine Hochspannung von bis zu 40 keV kann an die
Anode A angelegt werden. Die Anode A kann geeigneterweise so geformt
und/oder in einem Winkel angeordnet sein, dass die erzeugten Röntgenstrahlen
von einer Vielzahl unterschiedlicher Betrachtungswinkel auf ein
Objekt gerichtet werden. Die angestrebte Leistung der Quelle ist die,
dass jedes Röntgenquellen-Pixel einen Spitzenstrom von
10 mA bei einer effektiven Brennfleckgröße von 200 μm × 200 μm vorsehen
kann. Alternativ dazu kann der Energiefilter Cer umfassen, und die
an die Anode A angelegte Spannung kann im Bereich von 60 bis 80
kV liegen.
-
12 ist
ein Schaltplan des Controllers CTR, der dazu ausgelegt ist, die
Emission von Röntgenstrahlen aus einer Vielzahl von Röntgenquellen
gemäß dem hier beschriebenen Erfindungsgegenstand
zu steuern. Gemäß 12 kann
der Controller CTR eine Vielzahl von MOSFETs aufweisen, die dazu
betrieben werden, die Röntgenquellen XS einzeln ein- und
auszuschalten. Die Senken (D), Gates (G) und Quellen (S) der MOSFETs
sind mit entsprechenden Kathoden C, TTL-Trigger-Signalen, die von
einem Computer-Board CB erzeugt werden, und einer gemeinsamen Erde
GND verbunden. Wenn ein TTL-Trigger-Signal in einem niedrigen Zustand
ist, wird der Leitungskanal zwischen der Quelle und der Senke geschlossen.
Hierdurch wird das Nanoröhrchen-Kathodenpotential relativ
zur gemeinsamen Erde GND schwebend, und von der Kathode C werden keine
Elektronen emittiert und daher keine Röntgenstrahlen erzeugt.
Wenn das TTL-Trigger-Signal in einem hohen Zustand ist, wird die
Kathode C aufgrund des geöffneten Leitungskanals geerdet.
Folglich werden Elektronen vom elektrischen Feld zwischen dem Gate
G und der Kathode C extrahiert und eine Röntgenstrahlung erzeugt.
Die Verzögerungszeit (zwischen dem Schalten des TTL-Signals
und dem Leitungskanal) des MOSFET beträgt ungefähr
35 bis 45 ns, was unter Berücksichtigung der Röntgen-Belichtungszeit
im Bereich von Zehnern von Millisekunden ausreicht. Die Röntgenquellen-Pixel
können zu jeder beliebigen Zeit während des Bildakquisitionsprozesses
geschaltet werden, wodurch eine große Flexibilität
ermöglicht wird. Veränderbare Widerstände
R sind für eine Kompensation der Variationen der Leistung
der einzelnen Kathoden eingebaut.
-
13 ist
ein Bild einer MBFEX-Röntgenquellenanordnung nach einer
Ausführungsform des hier beschriebenen Erfindungsgegenstands.
Die Anordnung weist 25 einzeln steuerbare Röntgenquellen-Pixel
XS auf, die zum Fokalpunkt einer Position zur Ablage eines bildgebend
zu untersuchenden Objekts hin in einem Winkel ausgerichtet sind.
-
Zum
Rekonstruieren von Schichtbildern kann von der Rekonstruktionsfunktion
eine iterative Ordered-Subset-Convex(OSC)-Methode, die auf einem
Maximum-Likelihood-Modell basiert, verwendet werden. Das Rekonstruktionsverfahren
wendet ein Gemeinschaftsnutzungsverfahren an, um alle Projektionsbilder
auf einen gemeinsamen Referenzrahmen zu konvertieren, und verwendet
dann ein vorberechnetes Kegelstrahl-Modell zum Projizieren und Rückprojizieren
in den gemeinsamen Rahmen. Zum Verringern der Rechenlast werden
nicht-kubische Voxel rekonstruiert. Dieses Verfahren wurde sowohl
anhand simulierter Daten als auch an Brust-Phantom-Bildern, die
an einer Feldemissions-Röntgenquellen-Anordnung mit einer
begrenzten Anzahl von Pixel gemessen wurden, überprüft.
-
Tabelle
1 zeigt den Vergleich des in
9 dargestellten
Systems
900 mit im Handel erhältlichen Systemen.
| | System 900 von Fig.
9 | GE:
Senographe 2000D | Siemens:
Mammomat Novation | Hologic:
Selenia |
| Röntgen
kVp, mA | 25–35
kVp, 10 mA | 25–30
kVp, ~130 mA | ~28
kVp, ~180 mA | 24–39
kVp, ~100 mA |
| Brennfleckgröße | 200 μm | 300 μm | 300 μm
+ Unschärfe* | 300 μm
+ Unschärfe* |
| Target/Filter | Mo/Mo | Mo/Mo,
Rh/Rh | W/Rh | (Mo,
W)/(Rh, Al) |
| abgedeckter
Winkel | 48
Grad | 50
Grad | 50
Grad | 30
Grad |
| Anzahl
Ansichten | 25 | 11 | 25/49 | 11 |
| GantryBewegung | stationär | Step-and-Shoot | kontinuierliche
Rotation | kontinuierliche
Rotation |
| Flachbild-Detektor | A-Silizium | Cs:I
a-Silizium | direkter
Konverter a-Selen | direkter
Konverter a-Selen |
| Detektor-Größe | 19,5 × 24,4
cm, Pixel-Pitch: 127 μm | 18,00 × 23,4
cm, Pixel-Pitch: 100 μm | 23,9 × 30,5
cm, Pixel-Pitch: 85 μm | 24 × 29
cm, Pixel-Pitch: 70 μm (140 μm für DBT) |
| Auslesezeit | 0,128s/0,032
s | 0,3
s | 0,6
s/0,3 s | 0,6
s |
| Integrationszeit | 0,32
s | 0,4
s | 0,2
s | 1,0
s |
| Belichtungszeit | 0,32
s | ~0,1
s | 0,03
s | 0,073
s |
| Gesamtabtastzeit** | 11,2
s für 25 Ansichten | 7
s für 11 Ansichten | 20
s/39,2 s für 25/49 Ansichten | 18
s für 11 Ansichten |
| Rekonstruktionsmethode | Ordered
subsets convex (maximum likelihood) | ML-EM | FBP;
gefilterte Rückprojektion | FBP;
gefilterte Rückprojektion |
- *: Zusätzliche Brennfleckunschärfe
aufgrund der Gantry-Bewegung während der Belichtung
- **: Gesamte Abtastzeit = (Anzahl Ansichten) × (Zykluszeit);
Zykluszeit = (Auslesezeit) + (Integrationszeit)
-
Tabelle 1: Systemvergleich
-
Vorteile
eines Systems gemäß dem hier offenbarten Erfindungsgegenstand
gegenüber im Handel erhältlichen Systemen sind
unter anderen: (1) Die Gesamtpunktgröße des Systems 900 ist
200 μm, während die Werte anderer Systeme 300 μm
oder größer sind; (2) die stationäre
Konstruktion führt zu einer geringeren Gantry-Schwingung
durch Ausschließen einer mechanischen Bewegung; und (3)
die Belichtungszeit stimmt mit dem Detektor-Integrationsfenster überein.
Die angestrebte Gesamt-Abtastzeit (8,8 s in der Binning-Betriebsart
und 11,2 s in der voll auflösenden Betriebsart, 25 Betrachtungswinkel)
ist kürzer, und kann durch Erhöhen der Röntgenröhrenstromstärke
noch weiter verkürzt werden, was ein Öffnen der
Brennfleckgröße erforderlich macht.
-
Das
Energiespektrum der Röntgenquelle des Systems 900 wurde
bei 28 keV unter der Verwendung eines Si-Pin-Photodioden-Detektors
gemessen. Die zum Einsatz kommenden Filter können so gewählt
werden, dass die Röntgenstrahlung aus jedem der Röntgen-Brennflecke
das gleiche Energiespektrum hat. Das Spektrum ist bei einer Messung
an unterschiedlichen Orten im Blickfeld und aus unterschiedlichen
Röntgenquellen-Pixeln konsistent. Das experimentell gemessene
Energiespektrum des Systems 900 (9) bei 28 keV
ist in der Kurvendarstellung von 14 gezeigt.
-
Die
in 14 gezeigten Ergebnisse passen gut für
ein typisches Mo/Mo-Röntgenspektrum. Zwei Molybdän-Charakteristik-Spitzen,
eine bei 17,5 keV und die andere bei 19,6 keV, sind in der Kurvendarstellung
zu sehen. Alternativ dazu können die Energiefilter so variiert
werden, dass von den Röntgenbrennflecken stammende Energiespektren
einzeln gesteuert werden können.
-
15 ist
eine Kurvendarstellung des Anodenstroms in Abhängigkeit
von der Gate-Spannung für das in 9 gezeigte
System 900. Der Schwellenwert für diese Röntgenquelle
ist ungefähr 650 V. Der Emissionsstrom aus der Kohlenstoff-Nanoröhrchen-Kathode
hängt von dem elektrischen Feld zwischen dem Gate und der
Kathode nach der Fowler-Nordheim-Gleichung ab. In dieser bestimmten
Röntgenquelle gelangen 72% des Gesamtstroms durch die Gate-Elektrode
und erreichen die Anode, um eine Röntgenstrahlung zu erzeugen (dieser
Strom wird auch als Anodenstrom bezeichnet). Die Kurvendarstellung
von 15 zeigt die typischen Daten des Anodenstroms
in Abhängigkeit von der Gate-Spannung, die an einem Pixel
gemessen werden. Aufgrund der Spannungsbegrenzung der elektronischen
Steuerungsvorrichtungen ist die maximale Gate-Spannung, die in diesem
Experiment angelegt werden kann, 1500 V, was den Anodenstrom auf
~4 mA beschränkt, was unter dem angestrebten Wert von 10
mA liegt. Diese Einschränkung kann dadurch überwunden
werden, dass die Konstruktion geändert wird und/oder die
Kohlenstoff-Nanoröhrchen-Kathode optimiert wird (wenn sie in
einem eigenen Versuchsaufbau gemessen werden, können die
unter gleichen Bedingungen hergestellten Kathoden bei höheren
Gate-Spannungen verlässlich über 10 mA erzeugen).
-
Bei
diesem Experiment wurden neun Pixel des in
9 dargestellten
Systems
900 charakterisiert. Aufgrund der Variation der
Kohlenstoff-Nanoröhrchen unterscheiden sich auch die zum
Erzielen der gleichen Stromstärke benötigten Gate-Spannungen.
Als Bezugswerte sind Variationen der Spannung zwischen 925 V und
1465 V für einen Röhrenstrom von 1 mA zu nennen.
Die Tabelle 2 zeigt für die neun Pixel die Gate-Spannung
und die Standardabweichung der Stromstärke, die in diesem
Experiment erhalten wurden.
| Röntgenquellen-Nummer | Gate-Spannung
(V) | Standardabweichung
der Stromstärke (mA) |
| 1 | 1230 | 0,02 |
| 2 | 925 | 0,01 |
| 3 | 1230 | 0,02 |
| 4 | 1015 | 0,01 |
| 5 | 1300 | 0,03 |
| 6 | 1070 | 0,01 |
| 7 | 1160 | 0,01 |
| 8 | 1465 | 0,02 |
| 9 | 1030 | 0,01 |
Tabelle
2: Gate-Spannung und Standardabweichung von Pixeln
-
Die
Spannungsdifferenz kann durch die veränderbaren Widerstände
im Controller kompensiert werden. Mit Verbesserungen im Herstellungsverfahren
und der Kathoden-Qualitätskontrolle kann die Variation verringert
werden. Die Stromstärkenstabilität wurde durch
Messung des Stroms von 100 gepulsten Röntgenstrahlen bei
konstanter Spannung bestimmt. Die Standardabweichung der Stromstärke
ist für alle getesteten Pixel weniger als 0,03 mA.
-
Bei
diesem Experiment ist die konstruktionsgemäße
Röntgen-Brennfleckgröße für
alle 25 Röntgenquellen ungefähr 200 × 200 μm.
Die tatsächlichen Werte wurden gemäß dem
Europäischen Standard EN12543-5 gemessen.
Ein eigens gefertigtes Kreuzdraht-Phantom, das aus 1 mm dickem Wolframdraht
bestand, wurde hergestellt, um die Brennfleckgröße
entlang zwei senkrecht zueinander stehenden Richtungen gleichzeitig
zu messen. Das Phantom wurde in der Nähe der Röntgenquelle
angeordnet, um einen großen Vergrößerungsfaktor
zu erhalten. Die an die zwei Fokussierungselektroden angelegten
Spannungen wurden zuerst variiert, um die Brennfleckgröße
zu optimieren. Es hat sich herausgestellt, dass die optimale Brennfleckgröße
erreicht wird, wenn die beiden Fokussierungselektroden bei 500 V
bzw. bei 1600 V sind. Ein typisches Projektionsbild des Kreuzphantoms
ist in 16 gezeigt. 17 ist
eine Kurvendarstellung, die die Linienprofile der beiden Drähte
zeigt, wobei die X-Achse die Richtung der Röntgenquellenanordnung
und die Y-Achse senkrecht zur Anordnung ist.
-
Tabelle
3 zeigt die Brennfleckgrößenmessung der neun Röntgenquellen-Pixel.
| Röntgenquellen-Nummer | Fx: parallel zur Röntgenquellenanordnung | Fy: senkrecht zur Röntgenquellenanordnung |
| 1 | 0,20
mm | 0,20
mm |
| 2 | 0,20
mm | 0,17
mm |
| 3 | 0,18
mm | 0,19
mm |
| 4 | 0,19
mm | 0,19
mm |
| 5 | 0,20
mm | 0,19
mm |
| 6 | 0,19
mm | 0,17
mm |
| 7 | 0,18
mm | 0,17
mm |
| 8 | 0,19
mm | 0,19
mm |
| 9 | 0,18
mm | 0,19
mm |
Tabelle
3: Brennfleckgrößenmessung von Pixeln
-
Die
in Tabelle 3 gezeigten Ergebnisse passen gut zur konstruktionsgemäßen
Spezifikation von 0,20 × 0,20 mm. Die Röntgenquellen
haben einen isotropen Brennfleck mit einem Durchschnittswert von
0,19 mm. Messungen an verschiedenen Röntgenquellen sind
ebenfalls konsistent.
-
Die
Tomosynthese-Rekonstruktion erfordert präzise Systemgeometrieparameter.
Ein Analyseverfahren wurde auf der Grundlage der Identifikation
von Ellipsenparametern für die geometrische Kalibrierung
angewendet, die zuerst für die Kegelstrahl-CT-Kalibrierung
erstellt wurde. Ein Phantom mit zwei Punktobjekten mit bekanntem
Abstand wurden spanabhebend hergestellt. Die Geometrieparameter
der 25 Röntgenquellen wurden einzeln kalibriert. Sechs
Projektionsbilder des Phantoms (mit einer Rotation von 60 Grad dazwischen) wurden
für jedes Pixel akquiriert. Die Spuren der beiden Kugeln
bilden zwei Ellipsen auf der Detektorebene. Die Parameter, einschließlich
des Abstands zwischen Quelle und Detektor und der Röntgenquellen-Versatzwerte
auf der Detektorebene, können auf der Grundlage dieser
elliptischen Kurven weiter berechnet werden. Der Abstand zwischen
Quelle und Detektor wird mit 69,3 mm mit einer Unsicherheit von
2 mm berechnet. Die Abstände zwischen den Röntgenquellen
werden ebenfalls berechnet. Die Ergebnisse passen zu den Konstruktionswerten
mit einer Unsicherheit von 1 mm.
-
In
einer Ausführungsform kann eine Anti-Streu-Komponente zwischen
dem Röntgendetektor und dem Ort zum Positionieren des Objekts
angeordnet werden.
-
Insbesondere
können eindimensionale und zweidimensionale Anti-Streu-Gitter
hergestellt werden, um den Vorteil des linearen MBFEX zu nutzen.
Zum Beispiel kann in dem Fall eines zweidimensionalen Gitters die Anti-Streu-Komponente
auf der Grundlage einer Position einer oder mehrerer Röntgenquellen,
die aktiviert sind, eingestellt werden. Alternativ dazu können
in dem Fall eines eindimensionalen Anti-Streu-Gitters die Gitterlinien
entweder parallel oder senkrecht zur linearen/bogenförmigen
Richtung des MBFEX verlaufen. Die Gitter-Geometrie kann entsprechend
zugeschnitten werden, um es der Fächerstrahl-Rekonstruktion
zu ermöglichen, die Tomographiebildqualität und
die Rekonstruktionsgeschwindigkeit zu erhöhen.
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Unter
der Verwendung einer Anti-Streu-Komponente kann eine Kegelstrahl-Röntgenquelle
verwendet werden, um Fächerstrahl-rekonstruierte Tomographiebilder
eines Objekts zu erzeugen. Zum Beispiel und unter erneuter Bezugnahme
auf 4A kann eine Vielzahl stationärer Feldemissions-Röntgenquellen
XS vorgesehen werden. Die Röntgenquellen XS können
in einer im Wesentlichen linearen Anordnung räumlich verteilt
angeordnet werden (z. B. in der Röntgengeneratorvorrichtung
XGD). Das Objekt O kann dann mit Röntgen-Kegelstrahlen
bestrahlt werden, die von den Röntgenquellen XS erzeugt
werden, um zweidimensionale Projektionsbilder des Objekts O zu erzeugen.
Ein lineares Anti-Streu-Gitter AS kann zwischen dem Objekt O und
dem Detektor XD angeordnet werden, um die Streuung der Röntgen-Kegelstrahlen
zu verringern. Zweidimensionale Projektionsbilder des Objekts O
können erfasst werden, und die zweidimensionalen Projektionsbilder
können in Gruppen eindimensionaler Daten aufgeteilt werden.
Diese Gruppen eindimensionaler Daten können aus allen unterschiedlichen
Röntgenquellen XS gesammelt werden, und eine Fächerstrahl-Rekonstruktion kann
zum Rekonstruieren von Schichtbildern des Objekts O aus den Gruppen
eindimensionaler Daten verwendet werden. Die Schichtbilder können
dann zusammengeführt werden, um ein dreidimensionales Bild
des Objekts O zu erstellen.
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Es
versteht sich, dass verschiedene Einzelheiten des hier offenbarten
Erfindungsgegenstands verändert werden können,
ohne dass dadurch vom Umfang des hier offenbarten Erfindungsgegenstands
abgewichen wird. Außerdem dient die obenstehende Beschreibung
lediglich der Veranschaulichung und soll die Erfindung nicht einschränken.
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Zusammenfassung
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Stationäres
digitales Röntgen-Brust-Tomosynthese-Systeme und entsprechende
Verfahren werden offenbart. Nach einem Aspekt kann der hier beschriebene
Erfindungsgegenstand ein Röntgen-Tomosynthese-System aufweisen,
das eine Vielzahl stationärer Feldemissions-Röntgenquellen
hat, die dazu konfiguriert sind, einen Ort zum Positionieren eines
abzubildenden Objekts mit Röntgenstrahlen zu bestrahlen,
um Projektionsbilder des Objekts zu erzeugen. Ein Röntgendetektor
kann dazu konfiguriert sein, die Projektionsbilder des Objekts zu
erfassen. Eine Projektionsbild-Rekonstruktionsfunktion kann dazu
konfiguriert sein, auf der Grundlage der Projektionsbilder des Objekts
Tomographiebilder des Objekts zu rekonstruieren.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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