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    • 专利摘要:
    Ein digitales Tomosynthesesystem akquiriert eine Anzahl von Projektionsradiographien eines Objekts (114) und rekonstruiert Strukturen des Objekts auf der Basis der akquirierten Projektionsradiographien. Das digitale Tomosynthesesystem enthält eine Röntgenstrahlungsquelle (110) und einen Detektor (116). Die Röntgenstrahlungsquelle emittiert ein Röntgenstrahlungsbündel und bewegt sich in Bezug auf den Detektor auf einer linearen Bahn.A digital tomosynthesis system acquires a number of projection radiographies of an object (114) and reconstructs structures of the object based on the acquired projection radiographies. The digital tomosynthesis system includes an x-ray source (110) and a detector (116). The x-ray source emits an x-ray beam and moves in a linear path with respect to the detector.
    公开号:DE102004029635A1
    申请号:DE200410029635
    申请日:2004-06-18
    公开日:2005-01-13
    发明作者:Bernhard Erich Hermann Claus；Beale Darien Opsahl-Ong；Mehmet Plano Yavuz
    申请人:General Electric Co；
    IPC主号:G21K5-02
    专利说明:
    [0001] DieTomosynthese rekonstruiert innerhalb eines abgebildeten Objektsexistierende Strukturen aus einem Satz Projektionsradiographien.Diese Strukturen enthalten beispielsweise bei medizinischen Anwendungsfällen anatomischeStrukturen, wie beispielsweise Organe, Blutgefäße und Knochen. In der Computertomographiebewegen sich sowohl eine Röntgenstrahlungsquelle(die auch als Röhrebezeichnet wird) und ein Detektor auf einem kreisförmigen Wegum eine gemeinsame Achse und es wird eine sehr hohe Anzahl Projektionsradiographien(oder -bilder) akquiriert. Das bedeutet, dass bei der Computertomographiedie Röntgenstrahlungsquelleund der Detektor typischerweise entweder einen Vollkreis um dasObjekt oder einen Halbkreis beschreiben, was sowohl für die Röntgenstrahlungsquelleals auch fürden Detektor gilt. Bei der Computertomographie mit konventionellerBewegung beschreibt die Röntgenstrahlungsquelleeinen Bogen, im Wesentlichen auf einer Seite des Objekts und derDetektor (oder Film) beschreibt einen entsprechenden Bogen (in derentgegen gesetzten Richtung) an der entgegen gesetzten Seite desObjekts währendein horizontaler Schnitt durch das Objekt im Fokus bleibt. Im Gegensatzdazu, werden bei der Tomosynthese relativ wenige Radiographien für verschiedeneRöntgenstrahlungsquellenpositionenakquiriert. Damit ist Tomosynthese ein System und ein Verfahren,das eine Anzahl von Projektionsradiographien akquiriert, wobei dieRöntgenstrahlungsquellePositionen annimmt, die im Wesentlichen auf einer Seite des Objektsliegen währendder Detektor (oder Film) Positionen an der anderen Seite des Objektseinnimmt.TheTomosynthesis reconstructs within a mapped objectexisting structures from a set of projection radiographies.These structures contain anatomical, for example, in medical applicationsStructures, such as organs, blood vessels and bones. In computed tomographyBoth an X-ray source is moving(which also as a tubeis designated) and a detector on a circular patharound a common axis and there is a very high number of projection radiographies(or pictures) acquired. That means that in computed tomographythe X-ray sourceand the detector typically either a full circle around theObject or semicircle describe what is both for the x-ray sourceas well as forthe detector applies. In computed tomography with conventionalMotion describes the X-ray sourcea bow, essentially on one side of the object and theDetector (or film) describes a corresponding arc (in theopposite direction) on the opposite side of theObject duringa horizontal section through the object remains in focus. In contrastIn addition, in tomosynthesis relatively few radiographies for differentX-ray source positionsacquired. Thus, tomosynthesis is a system and a methodwhich acquires a number of projection radiographs, theX-ray sourceTakes positions that are essentially on one side of the objectlie whilethe detector (or film) positions on the other side of the objectoccupies.
    [0002] Eindigitales Tomosynthesesystem weist eine Röntgenstrahlungsquelle und einendigitalen Detektor auf, die miteinander durch eine geeignete mechanischeStruktur verbunden sind. Generell wird eine Anzahl von zweidimensionalenProjektionsradiographien des stationären abgebildeten Objekts für unterschiedliche Positionender Röntgenstrahlungsquellein Bezug auf das abgebildete Objekt akquiriert und aus den Datensätzen, dieden zweidimensionalen Projektionsradiographien entsprechen, wirddie dreidimensionale Struktur des abgebildeten Objekts rekonstruiert.Onedigital tomosynthesis system has an X-ray source and adigital detector, which can be interconnected by a suitable mechanicalStructure are connected. Generally, a number of two-dimensionalProjection radiographs of the stationary imaged object for different positionsthe X-ray sourceacquired with respect to the imaged object and from the records thatcorrespond to the two-dimensional projection radiographs isreconstructs the three-dimensional structure of the imaged object.
    [0003] KonventionelleTomosynthesesysteme sind im Hinblick auf das „natürliche" Pixelgitter oder -muster des Detektorsnicht optimal geeignet, was offensichtlich ist, weil die benötigten Rekonstruktionstechniken üblicherweisevor der Durchführungder tatsächlichenRekonstruktion einen Dateninterpolationsschritt erfordern. DieserInterpolationsschritt bringt einen irreversiblen Auflösungsverlustmit sich, d.h. feine Details (kleine Strukturen) werden verloren,bevor die 3D-Rekonstruktion auch nur beginnt.conventionalTomosynthesis systems are in view of the "natural" pixel grid or pattern of the detectornot optimal, which is obvious, because the required reconstruction techniques usuallybefore the implementationthe actualReconstruction require a data interpolation step. ThisInterpolation step brings an irreversible loss of resolutionwith itself, i. fine details (small structures) are lostbefore the 3D reconstruction even starts.
    [0004] Gemäß einerAusführungsformder Erfindung sind ein digitales Tomosynthesesystem und -verfahren daraufeingerichtet, eine Anzahl von Projektionsradiographien eines Objektsaufzunehmen. Das System weist eine Röntgenstrahlungsquelle, diedazu dient, einen Röntgenstrahlauszusenden, sowie eine digitalen Detektor auf, der in räumlicherBeziehung zu der Röntgenstrahlungsquelleund in Bezug auf das Objekt angeordnet ist. Ein Prozessor dientdazu, die Röntgenstrahlungsquellezu steuern und Daten des Detektors so zu verarbeiten, dass die inunterschiedlichen Positionen eines Fokusflecks der Röntgenstrahlungsquelleentlang einer linearen Trajektorie in Bezug auf den Detektor aufgenommenenProjektionsradiographien akquiriert werden.According to oneembodimentThe invention features a digital tomosynthesis system and methodset up a number of projection radiographies of an objecttake. The system has an x-ray source thatthis serves an x-ray beamto send out, as well as a digital detector in spatialRelationship with the X-ray sourceand in relation to the object. A processor is usedto, the X-ray sourceto control and process data from the detector so that the indifferent positions of a focus spot of the X-ray sourcetaken along a linear trajectory with respect to the detectorProjection radiographs are acquired.
    [0005] 1 veranschaulicht ein Tomosynthesegrundsystem. 1 illustrates a tomosynthesis basis system.
    [0006] 2 veranschaulicht einenAblauf, der die Prinzipien des „Verschiebe- und Additions"-Rekonstruktionsansatzesveranschaulicht. 2 Figure 12 illustrates a flow illustrating the principles of the "shift and add" reconstruction approach.
    [0007] 3 veranschaulicht einen Überblick über eindigitales Tomosynthesesystem gemäß der vorliegendenErfindung. 3 illustrates an overview of a digital tomosynthesis system according to the present invention.
    [0008] 4 veranschaulicht einenDetektor mit einem rechteckigen Pixelraster, d.h. mit Pixeln, diein Reihen und Spalten organisiert sind, bei einem Tomosynthesesystemgemäß der vorliegendenErfindung. 4 Figure 4 illustrates a detector having a rectangular pixel grid, ie, pixels organized in rows and columns, in a tomosynthesis system according to the present invention.
    [0009] 5 veranschaulicht eine geometrischeBeziehung zwischen einer Röntgenstrahlungsquelle,einer Trajektorie der Röntgenstrahlungsquelleund einer Detektorebene in einem erfindungsgemäßen digitalen Tomosynthesesystem. 5 illustrates a geometric relationship between an X-ray source, a trajectory of the X-ray source and a detector plane in a digital tomosynthesis system according to the invention.
    [0010] 6 veranschaulicht die geometrischenBeziehungen des erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems, das einen konstanten Vergrößerungsfaktor ergibt. 6 illustrates the geometric relationships of the digital Tomosynthesesystems invention, which gives a constant magnification factor.
    [0011] 7 veranschaulicht eine optimaleVoxel-Struktur (nicht rechtwinkliges Koordinatensystem), die den Rekonstruktionsalgorithmenzugeordnet ist, die bei dem erfindungsgemäßen digitalen Tomosynthesesystem verwendetwerden. 7 Figure 11 illustrates an optimal voxel (non-rectangular coordinate) structure associated with the reconstruction algorithms used in the digital tomosynthesis system of the present invention.
    [0012] 8 veranschaulicht eine weitereAusführungsform desdigitalen Tomosynthesesystems gemäß der vorliegenden Erfindung. 8th illustrates another embodiment of the digital tomosynthesis system according to the present invention.
    [0013] 9 veranschaulicht eine zusätzlicheAusführungsformdes digitalen Tomosynthesesystems gemäß der vorliegenden Erfindung. 9 illustrates an additional embodiment of the digital tomosynthesis system according to the present invention.
    [0014] 10 veranschaulicht eineBeziehung zwischen Frequenzen in unterschiedlichen Horizontalschnitten(d.h. Ebenen parallel zu der Detektorebene) eines Objekts und wiein dem abgebildeten Objekt aus den von der Röntgenstrahlungsquelle und demDetektor gemäß einerAusführungsformdes digitalen Tomosynthesesystems der vorliegenden Erfindung erzeugtenProjektionsradiographien eine optimale Schätzung der Strukturen in demabgebildeten Objekt vorgenommen werden kann. 10 FIG. 12 illustrates a relationship between frequencies in different horizontal sections (ie, planes parallel to the detector plane) of an object and, as in the imaged object from the projection radiographs generated by the X-ray source and detector according to an embodiment of the digital tomosynthesis system of the present invention, an optimal estimate of the structures in FIG imaged object can be made.
    [0015] 11 veranschaulicht die Abhängigkeitder Phasenverschiebung der Projektionsradiographien als Funktionder Höheeines Horizontalschnitts durch das Objekt und der Frequenz einersinusförmigenKomponente in diesem Schnitt durch das Objekt gemäß einerAusführungsformdes erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems. 11 illustrates the dependence of the phase shift of the projection radiographs as a function of the height of a horizontal section through the object and the frequency of a sinusoidal component in this section through the object according to an embodiment of the digital tomosynthesis system according to the invention.
    [0016] 12 ist ein Flussbild, daseinem Fourier-Verfahren zur optimalen Rekonstruktion in der digitalenTomosynthese entspricht, wie sie von einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems ausgeführtwird. 12 FIG. 4 is a flowchart corresponding to a Fourier method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis as performed by an embodiment of the digital tomosynthesis system of the present invention.
    [0017] 13 veranschaulicht einenGraph, der einen Vergrößerungsfaktorveranschaulicht, der mit einer Fächerstrahlprojektiondes erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems einhergeht. 13 Figure 12 illustrates a graph illustrating a magnification factor associated with a fan beam projection of the digital tomosynthesis system of the present invention.
    [0018] 14 veranschaulicht einenGraph, der einen wechselnden oder alternierenden Projektionsrekonstruktionsansatzgemäß einerAusführungsformdes erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems veranschaulicht. 14 FIG. 12 illustrates a graph illustrating an alternate or alternate projection reconstruction approach according to one embodiment of the digital tomosynthesis system of the present invention. FIG.
    [0019] 15 ist ein Diagramm, daseinen Parallelstrahlprojektionsfall veranschaulicht, der zur Erläuterung derFourier-basierten Rekonstruktionstechnik zweckmäßig ist, die bei einer Ausführungsformder vorliegenden Erfindung Anwendung findet. 15 Fig. 12 is a diagram illustrating a parallel beam projection case useful in explaining the Fourier-based reconstruction technique used in one embodiment of the present invention.
    [0020] Wiehier beschrieben, beziehen sich die Begriffe „geeignet zu", „eingerichtetum zu" und ähnlichesauf die Komponenten, die dem Fachwissen entsprechend so ausgebildetsind, dass sie die gewünschtenFunktionen erbringen. Beispielsweise bezieht sich bei der Verarbeitungvon Signalen, Daten und ähnlichemder Begriff „geeignetzu" auf eine Komponentewie beispielsweise einen vorprogrammierten digitalen Computer, einenapplikationsspezifischen integrierten Schaltkreis (ASIC) oder eineandere elektronische analoge oder optische Verarbeitungseinrichtung,die so präpariertwerden kantn, dass sie Eingangssignale gemäß einem gewünschten Algorihmus verarbeitet,um ein gewünschtesAusgangssignal zu liefern. Im Hinblick auf eine mechanische oderelektromechanische Einrichtung bezieht sich der Begriff „geeignetzu" darauf, dassdie Komponenten in einer betriebsmäßigen Ordnung zusammengesetzt,miteinander oder angeordnet sind, dass sie die gewünschte Funktionalität oder Anordnungin einer Einrichtung erbringen.Asdescribed herein, the terms "suitable to", "establishedto "and the likeon the components, which are designed according to the specialized knowledgeare that they are the ones you wantPerform functions. For example, in processingof signals, data and the likethe term "suitableto "on a componentsuch as a preprogrammed digital computer, aapplication specific integrated circuit (ASIC) or aother electronic analog or optical processing equipment,the prepared socan be used to process input signals according to a desired algorithm,a desired oneOutput signal to deliver. With regard to a mechanical orelectromechanical device, the term "suitableto "insist thatthe components are assembled in an operational order,are arranged with each other or that they have the desired functionality or arrangementin a facility.
    [0021] Durchdie Beschreibung der vorliegenden Erfindung hindurch wird daraufBezug genommen, dass die Röntgenstrahlungsquelle „oberhalbdes Detektors" oderin „einerkonstanten Höhe über demDetektor" angeordnetsei. Dieser Bezug wird lediglich zur Verklarung der Beschreibunghergestellt und bedeutet, dass die Röntgenstrahlungsquelle dem Detektorin Bezug auf das abgebildete Objekt gegenüber liegend angeordnet istund sie erläutertnur die Relativposition der Röntgenstrahlungsquellezu dem Detektor (oder der Detektorebene). Die Aussage, dass dieRöntgenstrahlungsquelle „oberhalbdes Detektors" angeordnetsei, impliziert nicht, dass die Röntgenstrahlungsquelle notwendigerweise „höher alsder Detektor" angeordnetwäre, weildie vorliegende Erfindung auch dann erfolgreich implementiert werden kann,wenn das digitale Tomosynthesesystem beispielsweise umgekehrt aufgebautist (upside down) solange nur die relative Geometrie des digitalen Tomosynthesesystemsunverändertbleibt.It is understood by the description of the present invention that the X-ray source "above the detector" or in "a constant height above the detector" is arranged. This reference is made merely to clarify the description and means that the X-ray source is located opposite the detector with respect to the imaged object and only explains the relative position of the X-ray source to the detector (or detector plane). The statement that the x-ray source is located "above the detector" does not imply that the x-ray source is necessarily "higher than the detector" because the present invention can be successfully implemented even if the digital tomosynthesis system is, for example, reversed ( upside down) as long as only the relative geometry of the digital tomosynthesis system remains unchanged.
    [0022] 1 veranschaulicht ein Tomosynthesesystem 100.Wie in 1 veranschaulicht,weist das Tomosynthesesystem 100 eine Röntgenstrahlungsquelle (oderRöhre) 110 auf,die sich entlang einer Trajektorie 112 bewegt und die Röntgenstrahlen 113 aussendet.Die Röntgenstrahlen 113 treffenauf ein Objekt (oder Patienten) 114 und werden von einemDetektor 116 erfasst. Das Objekt (oder Patient) 114 enthält typischerweise dreidimensionaleStrukturen mit unterschiedlichen Röntgenstrahlungsabschwächungseigenschaften.Der Detektor 116 wird von einem Computer/Datenverarbeitungseinheit 118 gesteuertund liefert Eingangssignale an diesen. 1 illustrates a tomosynthesis system 100 , As in 1 illustrates the tomosynthesis system 100 an X-ray source (or tube) 110 up, moving along a trajectory 112 moved and the x-rays 113 sending out. The X-rays 113 meet an object (or patient) 114 and are from a detector 116 detected. The object (or patient) 114 typically contains three-dimensional structures with different X-ray attenuation properties. The detector 116 is from a computer / data processing unit 118 controlled and provides input signals to these.
    [0023] Wiein 1 veranschaulicht,führt derComputer/die Datenverarbeitungseinheit 118 Prozesse einschließlich derSteuerung der Bewegung der Röntgenstrahlungsquelle 110 unddes Auslesens des Detektors 116, der Interpolation vonDaten des Detektors 116 und der Rekonstruktion eines dreidimensionalenBildes des Objekts 114 aus den Daten (Projektionsradiographien),die von dem Detektor 116 aufgenommen worden sind, sowieandere Hilfsprozesse und Steuerungsfunktionen 124 aus.As in 1 illustrates, performs the computer / data processing unit 118 Processes including the control of the movement of the X-ray source 110 and the readout of the detector 116 , the interpolation of data from the detector 116 and the reconstruction of a three-dimensional image of the object 114 from the data (projection radiographies) obtained by the detector 116 and other auxiliary processes and control functions 124 out.
    [0024] Somitakquiriert das digitale Tomosynthesesystem 100 für ein stationäres Objekt(oder Patienten) 114 verschiedene Projektionsradiographien,in denen die Position der Röntgenstrahlungsquelle 110 sichin Bezug auf den Detektor 116 und das Objekt 114 ändert. Typischerweisewird dies erreicht, indem die Röntgenstrahlungsquelle 110 und/oderder Detektor 116 in Bezug aufeinander und in Bezug aufdas Objekt 114 zwischen verschiedenen Akquisitionen bewegtwer den. Aus den akquirierten Projektionsradiographiebildern rekonstruiertder Computer/die Datenverarbeitungseinheit 118 3D-Informationvon dem abgebildeten Objekt 114 und zeigt die resultierendenrekonstruierten Bilder an. Typischerweise wird die Steuerung sowiedie 3D-Rekonstruktion von dem Computer/der Datenverarbeitungseinheit 118 durchgeführt unddas rekonstruierte Bild wird auf einem separaten spezialisiertenComputer 115 mittels eines Wiedergabeschirms 126 angezeigt.Thus, the digital tomosynthesis system acquires 100 for a stationary object (or patient) 114 different projection radiographs, in which the position of the X-ray source 110 in relation to the detector 116 and the object 114 changes. Typically, this is achieved by the X-ray source 110 and / or the detector 116 in relation to each other and in relation to the object 114 moving between different acquisitions. The computer / data processing unit reconstructs from the acquired projection radiograph images 118 3D information from the imaged object 114 and displays the resulting reconstructed images. Typically, the control as well as the 3D reconstruction will be done by the computer / computing device 118 performed and the reconstructed image is on a separate specialized computer 115 by means of a display screen 126 displayed.
    [0025] Nachder Rekonstruktion der dreidimensionalen Struktur des abgebildetenObjekts aus den Daten, die von dem Detektor 116 aufgenommenworden sind, liefert der Computer/die Datenverarbeitungseinheit 118 dieseRekonstruktionsdaten zu der Bildwiedergabeeinrichtung 126,die das rekonstruierte dreidimensionale Bild für einen Bediener sichtbar anzeigt.After reconstructing the three-dimensional structure of the imaged object from the data obtained by the detector 116 have been recorded, the computer / data processing unit provides 118 this reconstruction data to the image display device 126 which visually displays the reconstructed three-dimensional image for an operator.
    [0026] Beieinem Beispiel der konventionellen Bewegungstomographie bewegt sicheine Röntgenstrahlungsquellesynchron mit einem Film, so dass die Projektion einer speziellenEbene (der so genannten „Drehebene") in dem Objekt während derAufnahme in Bezug auf den Film stationär bleibt. Folglich bleibt dieDrehebene in dem Fokus währendalle anderen Strukturen des abgebildeten Objekts „verwischt" werden. Ein Hintergrundprinzipdieses Beispiels der herkömmlichenBewegungstomographie liegt darin, dass die Bildgebungsebene (d.h.der Film) und die Drehebene parallel zueinander liegen und dassdie Bewegung der Röntgenstrahlungsquelleaußerdemin einer Ebene stattfindet, die parallel zu den ersten beiden Ebenenangeordnet ist. Dieses Arrangement stellt sicher, dass Strukturenin der Drehebene auf dem Film mit einem konstanten Vergrößerungsfaktorabgebildet werden. Deshalb ist alles was nötig ist, um das Bild der Drehebene(bzw. der in dieser angeordneten Strukturen) in dem Fokus zu halten,dass der Film so bewegt wird, dass die Relativ position der Projektionender Strukturen innerhalb der Drehebene während der Bewegung der Röntgenstrahlungsquelle unverändert bleibt.atAn example of conventional motion tomography movesan X-ray sourcesync with a movie, making the projection of a specialPlane (the so-called "plane of rotation") in the object during theRecording with respect to the film remains stationary. Consequently, the remainsRotation level in the focus duringall other structures of the imaged object are "blurred." A background principlethis example of the conventionalMotion tomography is that the imaging plane (i.e.the film) and the plane of rotation are parallel to each other and thatthe movement of the X-ray sourceFurthermoretakes place in a plane parallel to the first two levelsis arranged. This arrangement ensures that structuresin the plane of rotation on the film with a constant magnification factorbe imaged. Therefore, all that is needed is the image of the plane of rotation(or the structures arranged in it) in the focus,that the film is moved so that the relative position of the projectionsthe structures within the plane of rotation remain unchanged during the movement of the X-ray source.
    [0027] Beider konventionellen Bewegungstomographie hat die spezifische Trajektorieder Röntgenstrahlungsquelle(so lange sie nur in der vorgenannten Ebene angeordnet bleibt) keinesignifikante Auswirkung auf die „Qualität" mit der die Strukturen der Drehebeneauf dem Film erscheinen. Die spezielle Trajektorie hat jedoch einedirekte und signifikante Auswirkung auf die Art und Weise, in deraußerhalbder Ebene liegende Strukturen in dem Bild erscheinen. Allgemeingilt, je größer derBereich der Röntgenstrahlungsquellenbewegungist, desto ausgeprägterist die Verwischung der außerhalbder Ebene liegenden Strukturen. Außerdem bildet sich die „Form" der Trajektorieder Quelle direkt in die „Form" der Verwischungab. Bei einer linearen Trajektorie sind die außerhalb der Ebene liegendenStrukturen lediglich in einer einzigen Richtung verwischt während beieiner zirkularen Trajektorie die außerhalb der Ebene liegendenStrukturen „zirkularverwischt" sind.In conventional motion tomography, the specific trajectory of the X-ray source (as long as it remains only in the aforementioned plane) has no significant effect on the "quality" with which the planes of rotation appear on the film, but the particular trajectory has a direct and significant one Influence on the way out-of-plane structures appear in the image Generally, the larger the area of the X-ray source movement, the more pronounced is the blurring of out-of-plane structures Trajectory of the source directly into the "form" of blurring In a linear trajectory, out-of-plane structures are blurred in one direction only In a circular trajectory, the out-of-plane structures are "circularly blurred".
    [0028] Beizwei allgemeinen Fällender konventionellen Bewegungstomographie bewegt sich die Röntgenstrahlungsquelleentweder linear oder zirkular. Der erste Fall erbringt den Vorzugeines relativ einfachen Aufbaus der mechanischen Struktur, die denRöntgenquellenträger undden Filmträgerverbindet, so dass sicher gestellt wird, dass die Drehebene während dergesamten Belichtung bzw. Aufnahme im Fokus bleibt. Obwohl die Bauartmit zirkularer Trajektorie hinsichtlich der mechanischen Verwirklichungweniger attraktiv ist, bietet sie eine Bildqualität, die alsder Arbeitsweise mit linearer Trajektorie überlegen wahrgenommen werdenkann. Der Grund dafürliegt darin, dass die „lineareVerwischung" Streifenartefakteerzeugt, die leicht als signifi kante Strukturen innerhalb der Drehebenemissinterpretiert werden können.Dieses Problem kann bei der zirkulären Trajektorie als wenigergravierend angesehen werden, bei der die Verwischung in zirkularerForm erscheint.attwo general casesIn conventional motion tomography, the X-ray source moveseither linear or circular. The first case gives preferencea relatively simple structure of the mechanical structure that theX-ray source carrier andthe movie carrierconnects so that it is ensured that the plane of rotation during thethe entire exposure or shot remains in focus. Although the designwith circular trajectory in terms of mechanical realizationless attractive, it offers a picture quality thanto be perceived as being superior to the linear trajectory methodcan. The reason for thislies in the fact that the "linearBlurring "stripe artifactsgenerated as easily signifi cant structures within the plane of rotationcan be misinterpreted.This problem may be less in the case of the circular trajectorybe considered serious, in which the blurring in circularForm appears.
    [0029] Einigekonventionelle Bewegungstomographiesysteme beinhalten eine Einschränkung dahingehend, dassdie Röntgenstrahlungsquellein einem konstanten Abstand zu dem Film/Detektor gehalten ist, wasbedeutet, dass die Röntgenstrahlungsquellein einer Ebene angeordnet ist, die während des gesamten Datenaufnahmeprozessesparallel zu der Detektorebene angeordnet ist. Diese Einschränkung giltnicht fürandere konventionelle Tomographiesysteme oder digitale Tomosynthesesysteme.Jedoch sind bei konventionellen Tomographiesystemen die Bewegungder Röntgenstrahlungsquelleund des Detektors/Films sorgfältigsynchronisiert, was bei der digitalen Tomosynthese nicht erforderlichist.SomeConventional motion tomography systems have a limitation in thatthe X-ray sourcekept at a constant distance to the film / detector, whichmeans that the X-ray sourceis arranged in a level throughout the data collection processis arranged parallel to the detector plane. This restriction appliesnot forother conventional tomography systems or digital tomosynthesis systems.However, in conventional tomography systems, the movementthe X-ray sourceand the detector / film carefullysynchronized, which is not required in digital tomosynthesisis.
    [0030] Einidealer Ansatz kann, wie oben erwähnt, gemacht werden, wenn anStelle eines Films ein digitaler Detektor verwendet wird, obwohlBilder typischerweise fürviele diskrete Röntgenstrahlungsquellenpositionen oderRöntgenröhrenpositionenzu diskreten Zeitpunkten aufgenommen werden, wobei während jederBelichtung (Exposition) sowohl die Röntgenstrahlungsquelle als auchder Detektor stationärsind. Jedoch kann in Folge der Vielfältigkeit eines digitalen Systemsder gleiche Satz Projektionsbilder nicht nur zur Rekonstruktionder in der Drehebene angeordneten Strukturen sondern außerdem zurRekonstruktion eines „Schnitts" durch das abgebildeteObjekt in jeder willkürlichenHöhe verwendetwerden. Der hier benutzte Begriff „Schnitt" bezieht sich auf einen ebenen Querschnittdurch das abgebildete Objekt oder einen ebenen Querschnitt durchdas zu rekonstruierende Volumen, wobei der Querschnitt entlang einerEbene genommen wird, die parallel zu der Detektorebene liegt. Außerdem gestattetdie zusätzlicheFlexibilität,die ein digitales Tomosynthesesystem erbringt, die Entwicklung vonanderen Systemkonzepten, wie beispielsweise das die Röntgenstrahlungsquelle diskretePositionen entlang eines Kreisbogens über dem Detektor einnimmt.Anders als bei dem Fall der zirkularen Tomosynthese liegt bei einemsolchen System der Kreisbogen in einer Ebene, die rechtwinklig zuder Detektorebene steht.Oneideal approach can, as mentioned above, be made when onPlace a movie a digital detector is used, thoughPictures typically formany discrete x-ray source positions orX-ray tube positionsbe recorded at discrete times, while during eachExposure both the X-ray source andthe detector is stationaryare. However, as a result of the diversity of a digital systemthe same set of projection images not just for reconstructionthe arranged in the plane of rotation structures but also toReconstruction of a "cut" by the picturedObject in any arbitraryHeight usedbecome. As used herein, the term "cut" refers to a planar cross-sectionthrough the imaged object or a plane cross section throughthe volume to be reconstructed, the cross section being along aPlane which is parallel to the detector plane. Also allowedthe extraFlexibility,which provides a digital tomosynthesis system, the development ofother system concepts, such as the discrete X-ray sourcePositions along a circular arc over the detector occupies.Unlike the case of circular tomosynthesis is onesuch system of circular arc in a plane perpendicular tothe detector level is.
    [0031] EineTechnik zur Rekonstruktion von Schnitten aus Bildern, die durchein digitales Tomosynthesesystem aufgenommen worden sind, wird als „Verschiebe-und Additions"-Technikbezeichnet. Die „Verschiebe- undAdditions"-Technikist im Wesentlichen zu dem Bildgebungsprozess bei der konventionellenBewegungstomographie äquivalent.Bei einer diskreten Anzahl von Bildaufnahmen, die bei der digitalenTomosynthese vorhanden sind, verschiebt eine einfache „Verschiebe-und Additions"-Operation(und falls nötigskaliert) und summiert dann die verschiedenen Projektionsradiographien,die von dem digitalen Tomosynthesesystem aufgenommen worden sind.Die Auswahl einer geeigneten Verschiebung für jedes Projektionsbild gestattetdem digitalen Tomosynthesesystem, sich auf eine logische Ebene (d.h.einen Schnitt) zu fokussieren, der in einer willkürlichenHöhe innerhalbdes Objekts liegt. Dies bedeutet, dass die „Verschiebe- und Additions"-Technik der BildrekonstruktionBilder erbringt, in denen außerhalbder Ebene liegende Strukturen „verwischt" erscheinen (d.h.sie erscheinen in der Form verschiedener kontrastschwacher Kopien,die in Bezug aufeinander verschoben sind) und das Ausmaß der Verwischungder außerhalbder Ebene liegenden Strukturen (out-of-plane structures) hängt vonderen Höhe über derDrehebene oder dem rekonstruierten Schnitt ab.ATechnique for the reconstruction of cuts from pictures bydigital tomosynthesis system is used as a "shiftand Additions techniquedesignated. The "Shift andAdditions "techniqueis essentially to the imaging process in the conventionalMovement tomography equivalent.For a discrete number of images, the digitalTomosynthesis, moves a simple "shift"and additions "operation(and if necessaryscaled) and then sums the different projection radiographs,which have been recorded by the digital tomosynthesis system.The selection of an appropriate shift for each projection image is permittedthe digital tomosynthesis system, at a logical level (i.e.to focus a cut) in an arbitrary wayHeight withinof the object. This means that the "shift and addition" technique of image reconstructionPictures in which outsidethe plane-lying structures appear "blurred" (i.e.they appear in the form of various low-contrast copies,that are shifted in relation to each other) and the extent of blurringthe outsidethe level-lying structures (out-of-plane structures) depends ontheir height above thePlane of rotation or the reconstructed section.
    [0032] 2 veranschaulicht einenFluss 130, der das Grundprinzip des oben genannten „Verschiebe-und Additions"-Rekonstruktionsansatzesverdeutlicht. Wie in 2 veranschaulicht,enthältdas Objekt 114 eine Struktur (repräsentiert durch ein Quadrat),die in der Ebene 128 des Objekts 114 angeordnetist sowie eine weitere Struktur (repräsentiert durch ein Dreieck),die in einer von der Ebene 128 des Objekts 114 verschiedenenEbene angeordnet ist. Zum Zwecke der Veranschaulichung wird einvertikaler Querschnitt 132 angenommen, der in einer Ebeneangeordnet ist, die die Trajektorie der Röntgenquelle (oder Röhre) sowiedie beiden in dem Objekt 114 angeordneten Strukturen enthält. Dieservertikale Querschnitt 132 führt dazu, dass die Projektionen 134 vondem Detektor 116 mit verschiedenen Winkeln der Röntgenstrahlen 113 (d.h.an unterschiedlichen Positionen der Röntgenstrahlungsquelle) erfasstwerden. Diese Projektionen 134 werden dann an den Computer/dieDatenverarbeitungseinheit 118 übermittelt, die durch den Dateninterpolations/Rekonstruktionsprozess 122 anden Projektionen 134 verschiedene Verarbeitungen vornimmt.Diese Verarbeitungen beinhalten das Verschieben und Skalieren 136 dererfassten Projektionen, das Aufaddieren (oder die Mittelwertbildung) 138 desErgebnisses, so dass eine Rekonstruktion 140 einer einzelnenEbene 128 erhalten wird (die die durch das Quadrat symbolisierteStruktur enthält).Jede außerhalbder Ebene liegende Struktur (wie beispielsweise durch das Dreieckrepräsentiert)erscheint in der Rekonstruktion als „verwischte" Struktur. Dies bedeutet,dass bei diskreten Positionen der Röntgenstrahlungsquelle 110 verschiedeneKopien der außerhalbder Ebene liegenden Strukturen mit niedrigem Kontrast (d.h. beispielsweisedas Dreieck) in dem rekonstruierten Bild (oder Schnitt) 140 vorhandensind. Dieser Prozess (d.h. das Verschieben und Skalieren 136 dererfassten Projektionen und das Aufaddieren oder die Mittelwertbildung 138 desErgebnisses) wird mit verschiedenen Verschiebungen und Skalierungsparametern wiederholtdurchgeführt,wenn die Rekonstruktion mehrerer Schnitte in verschiedenen Höhen gewünscht ist. 2 illustrates a flow 130 which illustrates the basic principle of the above-mentioned "shift and add" reconstruction approach 2 demonstrates containing the object 114 a structure (represented by a square) that is in the plane 128 of the object 114 is arranged as well as another structure (represented by a triangle), which is in one of the plane 128 of the object 114 different level is arranged. For purposes of illustration, a vertical cross section will be used 132 assumed that is arranged in a plane containing the trajectory of the X-ray source (or tube) and the two in the object 114 contains arranged structures. This vertical cross section 132 causes the projections 134 from the detector 116 with different angles of x-rays 113 (ie at different positions of the X-ray source) are detected. These projections 134 are then sent to the computer / data processing unit 118 transmitted by the data interpolation / reconstruction process 122 at the projections 134 various processing takes place. These processes include move and scale 136 the recorded projections, the adding up (or averaging) 138 of the result, making a reconstruction 140 a single level 128 is obtained (which contains the structure symbolized by the square). Any out-of-plane structure (such as represented by the triangle) appears as a "blurred" structure in the reconstruction, meaning that at discrete positions of the X-ray source 110 different copies of the out-of-plane structures with low contrast (ie, for example, the triangle) in the reconstructed image (or section) 140 available. This process (ie, moving and scaling 136 the recorded projections and the summation or averaging 138 of the result) is repeatedly performed with different shifts and scaling parameters, if the reconstruction of multiple cuts at different heights is desired.
    [0033] DieEinführungder digitalen Tomosynthese erbrachte die folgenden beiden Effekte.Der erste Effekt ist, dass die mechanische Struktur, die die Röntgenstrahlungsquelleund den Detektor miteinander verbindet, von geringerer Bedeutungist. Man kann die digital verfügbarenProjektionsbilder leicht verschieben (und falls erforderlich skalieren),so dass die Bilder der zu rekonstruierenden Ebene nicht notwendigerweisefür unterschiedlicheRöntgenstrahlungsquellenpositionendie gleiche Position in Bezug auf den Detektor haben müssen. Tatsächlich kanndas gesamte abgebildete dreidimensionale Volumen aus einem einzelnenSatz von Projektionsbildern rekonstruiert werden, d.h. es ist nichterforderlich, einen neuen Satz Projektionsbilder aufzunehmen, umeine neue Ebene/einen neuen Schnitt zu rekonstruieren. Dies isteine Folge davon, dass jedes einzelne Bild digital verfügbar istund dadurch die „Verschiebung" jedes Bilds so justiertwerden kann, dass jede beliebige Ebene zwischen dem Detektor undder Röntgenstrahlungsquelleim Fokus erscheint. Folglich muss der Detektor überhaupt nicht bewegt werden(obwohl dies gewünschtwird, um das Objekt vollständigdurch Projektionsbilder aufzunehmen). Das selbe Grundprinzip dases ermöglicht,den Detektor und die Röntgenstrahlungsquellevoneinander unabhängigzu bewegen, führtzu der Tatsache, dass die Röntgenstrahlungsquellennicht notwendigerweise immer in der gleichen Höhe (d.h. in einer Parallelebene) über demDetektor oder in Höhenangeordnet sein muss, die eng an die Position des Detektors gebundensind. Tatsächlichkann jede beliebige Höhenkombinationverwendet werden und folglich kann die Systemgeometrie an die spezielle Anwendungangepasst werden (Brustabbildung, Torusabbildung usw.).TheintroductionDigital Tomosynthesis yielded the following two effects.The first effect is that the mechanical structure that the X-ray sourceand connecting the detector together, of lesser importanceis. You can see the digitally availableEasily move projection images (and scale if necessary),so that the images of the level to be reconstructed are not necessarilyfor differentX-ray source positionshave to have the same position with respect to the detector. In fact, canthe entire pictured three-dimensional volume of a singleSet of projection images are reconstructed, i. it is notrequired to record a new set of projection imagesto reconstruct a new layer / section This isa consequence of every single image being digitally availableand thereby adjusting the "shift" of each imagecan be any level between the detector andthe X-ray sourcein focus. Consequently, the detector does not have to be moved at all(although desiredwill complete the objectthrough projection images). The same basic principle thatallows,the detector and the X-ray sourceindependent from each otherto move leadsto the fact that the X-ray sourcesnot necessarily always at the same height (i.e., in a parallel plane) above theDetector or at heightsmust be arranged, which is closely tied to the position of the detectorare. Indeedcan be any height combinationcan be used and consequently the system geometry to the specific applicationadjusted (breast imaging, torus imaging, etc.).
    [0034] Derzweite Effekt und ein Hauptunterschied zur konventionellen Bewegungstomographieliegt darin, dass die Rekonstruktionsverfahren nun über deneinfachen „Verschiebungs- und Additions"-Rekonstruktionsansatzhinausgehen können(der dem Bildgebungsprozess bei der konventionellen Bewegungstomographie äquivalentist). Mit „Verschiebungund Addition" siehtman die gleiche Art von Artefakten und Verwischungen der außerhalbder Ebene liegenden Strukturen wie bei der konventionellen Bewegungstomographiewährend beiweiter fortentwickelten Rekonstruktionsalgorithmen die Erscheinungder out-of-plane-Artefakte stark reduziert sein kann. D.h. dasseine Anzahl von Techniken entwickelt worden ist, die verwendet werdenkönnen,um die vorgenannten Artefakte zu beseitigen. Typischerweise beinhaltendiese Techniken die Charakterisierung einer Punktspreizungsfunktion,die zu der Verwischung führt,dann die Entwicklung der vollständigendreidimensionalen Rekonstruktion, die unter Verwendung des obengenannten Verschiebe- und Additions-Verfahrens erhalten werden, entwederim räumlichenoder im Fourier-Bereich. Die Punktspreizungsfunktion wird typischerweiseals von dem Ort im Raum unabhängigangenommen, was bedeutet, dass implizit eine Parallelprojektionoder eine ähnlicheApproximation angenommen wird.Of thesecond effect and a major difference to conventional motion tomographylies in the fact that the reconstruction methods now over thesimple "shift and add" reconstruction approachcan go out(which is equivalent to the imaging process in conventional motion tomographyis). With "displacementand Addition "seesyou get the same kind of artifacts and smudges of the outsidethe plane lying structures as in the conventional motion tomographywhile atfurther developed reconstruction algorithms the appearancethe out-of-plane artifacts can be greatly reduced. That thata number of techniques have been developed which are usedcan,to eliminate the aforementioned artifacts. Typically includethese techniques characterize a point spreading function,which leads to the blurring,then the development of the completeThree-dimensional reconstruction using the abovesaid shift and addition method, eitherin the spatialor in the Fourier range. The point spreading function typically becomesas independent from the place in spaceassuming that implies a parallel projectionor a similar oneApproximation is assumed.
    [0035] Einanderer Ansatz zur Rekonstruktion der dreidimensionalen Strukturdes Objekts basiert auf der so genannten gefilterten Rückprojektion,in der jedes Projektionsbild vor der Rückprojektion (und Summierung/Durchschnittsbildung)der Projektionsbilder gefiltert wird. Dieser Ansatz basiert aufder Annahme, dass die Röntgenstrahlungsquelleund der Detektor um eine gemeinsame Achse rotieren und um in derLage zu sein, diesen Rahmen direkt zu benutzen, müssen dieProjektionsbilder, die mit einem Tomosynthesesystem aufgenommenworden sind, erst auf diese angenommene Geometrie abgebildet werden,was zu einer geringen Verschlechte rung der Bildqualität führt. Außerdem liefertder gefilterte Rückprojektionsansatzgenaue Rekonstruktionen nur von „kompletten" Daten, die einegroßeAnzahl von Projektionen aus unterschiedlichen Winkeln der Röntgenstrahlungsquellebeinhalten.Onedifferent approach to the reconstruction of the three-dimensional structureof the object is based on the so-called filtered back projection,in which each projection image before the back projection (and summation / averaging)the projection images is filtered. This approach is based onassuming that the X-ray sourceand the detector rotate about a common axis and in theTo be able to use this framework directly, theProjection images taken with a tomosynthesis systemhave been mapped to this assumed geometry,which leads to a slight deterioration of image quality. It also deliversthe filtered rear projection approachaccurate reconstructions only of "complete" data, the onesizeNumber of projections from different angles of the X-ray sourceinclude.
    [0036] Zusätzlich existierteine Technik, die als algebraische Rekonstruktionstechnik „ART" bezeichnet wird. Inder algebraischen Rekonstruktionstechnik wird angenommen, dass dasObjekt durch eine Linearkombination dreidimensionaler Basisfunktionenrepräsentiertwird. Dieser Ansatz führtdazu, dass ein großes(obgleich spärlichbesetztes) System linearer Gleichungen gelöst werden muss, was iterativgeschehen kann.In addition existsa technique called algebraic reconstruction technique "ART"The algebraic reconstruction technique is believed to be theObject through a linear combination of three-dimensional basis functionsrepresentsbecomes. This approach leadsto that a big one(though sparseoccupied) system of linear equations must be solved, which is iterativecan happen.
    [0037] Diesealgebraischen Rekonstruktionsverfahren sind empfindlich auf Messrauschenund die Wahl der speziellen Basisfunktionen kann zu Inkonsistenzenin dem sich ergebenden System linearer Gleichungen führen.These algebraic reconstruction techniques are sensitive to measurement noise and the choice of particular basis functions can lead to inconsistencies in the resulting linear equation system ren.
    [0038] Eindigitales Tomosynthesesystem akquiriert gemäß der vorliegenden Erfindungeine Anzahl von Projektionsradiographien eines Objekts und rekonstruiertStrukturen des Objekts auf der Basis der akquirierten Projektionsradiographien.Diese Strukturen enthalten beispielsweise anatomische Strukturen,wie Organe, Blutgefäße und Knochen.Das digitale Tomosynthesesystem enthält eine Röntgenstrahlungsquelle und einen Detektor.Dir Röntgenstrahlungsquelleemittiert ein BündelRöntgenstrahlen.Der Detektor ist in Bezug auf das Objekt der Röntgenstrahlungsquelle gegenüber liegendangeordnet und weist Pixel auf, die in Zeilen und Spalten organisiertsind. Die Projektionsradiographien werden an unterschiedlichen Positionendes Fokusflecks der Röntgenstrahlungsquellein Bezug auf das Objekt und/oder des Detektors entlang einer linearenTrajektorie der Rönt genstrahlungsquelleaufgenommen.Onedigital tomosynthesis system according to the present inventiona number of projection radiographies of an object and reconstructedStructures of the object based on the acquired projection radiographies.For example, these structures contain anatomical structureslike organs, blood vessels and bones.The digital tomosynthesis system contains an X-ray source and a detector.You X-ray sourceemits a bundleX-rays.The detector is opposite the X-ray source with respect to the objectarranged and has pixels organized in rows and columnsare. The projection radiographs are in different positionsthe focus spot of the X-ray sourcewith respect to the object and / or the detector along a linearTrajektorie the Rönt genstrahlungsquelleadded.
    [0039] Speziellersieht die vorliegende Erfindung ein digitales Tomosynthesesystemmit einer Röntgenstrahlungsquelleund einem digitalen Detektor vor. Bei der vorliegenden Erfindungweist der digitale Detektor ein Pixelraster mit regelmäßiger Anordnung,wie beispielsweise rechteckiger oder hexagonaler Anordnung auf. Beidem rechteckigen Pixelraster bilden die Reihen und Spalten 90°-Winkel undbei einem hexagonalen Pixelraster bilden die Reihen und Spalten60°-Winkel.Bei einer Ausführungsformder vorliegenden Erfindung bewegt sich die Röntgenstrahlungsquelle entlangeiner linearen Trajektorie, beispielsweise an einer Schiene. Bei einerAusführungsformder vorliegenden Erfindung ist die lineare Trajektorie in einerEbene angeordnet, die parallel zu der Detektorebene ist und zusätzlich istdie lineare Trajektorie parallel zu einer Reihe (oder Spalte) derPixel des Detektors. Diese spezielle Konfiguration ist für den digitalenDetektor optimal geeignet und gestattet in Verbindung mit einergeeigneten unregelmäßigen Diskretisierungdes abgebildeten Volumens die Nutzung sehr effizienter Rekonstruktionstechniken.specialThe present invention provides a digital tomosynthesis systemwith an X-ray sourceand a digital detector. In the present inventionthe digital detector has a pixel grid with regular arrangement,such as rectangular or hexagonal arrangement. atIn the rectangular pixel grid, the rows and columns form 90 ° angles andin a hexagonal pixel grid, form the rows and columns60 ° angle.In one embodimentAccording to the present invention, the X-ray source moves alonga linear trajectory, for example on a rail. At aembodimentIn the present invention, the linear trajectory is in onePlane, which is parallel to the detector plane and in additionthe linear trajectory parallel to a row (or column) of thePixel of the detector. This special configuration is for the digitalDetector optimally suitable and allows in connection with aappropriate irregular discretizationthe volume shown, the use of very efficient reconstruction techniques.
    [0040] 3 veranschaulicht einen Überblick über dasdigitale Tomosynthesesystem 200 der vorliegenden Erfindung.Bei dem erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystem 200 sendet die Röntgenstrahlungsquelle (oderRöhre) 110 Röntgenstrahlen 113 auf,die auf ein Objekt (oder Patient) 114 einfallen. Außerdem bewegtsich bei dem erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystem 200 die Röntgenstrahlungsquelle 110 entlangeiner linearen Trajektorie 212 in einer im Wesentlichenkonstanten Höhe über demDetektor 216. 3 illustrates an overview of the digital tomosynthesis system 200 of the present invention. In the digital Tomosynthesesystem invention 200 sends the X-ray source (or tube) 110 X-rays 113 on that on an object (or patient) 114 come to mind. In addition, moves in the digital tomosynthesis according to the invention 200 the X-ray source 110 along a linear trajectory 212 at a substantially constant height above the detector 216 ,
    [0041] ImZusammenhang mit der vorliegenden Erfindung kann die Trajektorie 212 weiterenEinschränkungenunterliegen.In the context of the present invention, the trajectory 212 subject to further restrictions.
    [0042] Eineder weiteren Einschränkungenist, dass die Trajektorie 212 (wie in 8 veranschaulicht) linear und in einerkonstanten Höhe über demDetektor 116 angeordnet ist und eine andere Einschränkung liegtdarin, dass die lineare Trajektorie 212 parallel zu Reihenoder Spalten des Detektors 116 angeordnet ist, d.h. es existierteine Ebene, die sich von der Oberfläche des Detektors 216 ausgehenderstreckt und mit einer Reihe oder Spalte der Detektorelement fluchtendausgerichtet ist, was ebenfalls die lineare Trajektorie 212 beschränkt (wiein 5 veranschaulicht).One of the other restrictions is that the trajectory 212 (as in 8th illustrated) linearly and at a constant height above the detector 116 is arranged and another limitation is that the linear trajectory 212 parallel to rows or columns of the detector 116 is arranged, ie there is a plane extending from the surface of the detector 216 starting and aligned with a row or column of the detector element, which is also the linear trajectory 212 limited (as in 5 illustrated).
    [0043] Inder nachfolgenden Diskussion ist allgemein Bezug auf die Positiondes Fokusflecks der Röntgenstrahlungsquelle(oder Röhre) 110 genommen.Die Orientierung der Röntgenstrahlungsquelle(oder Röhre) 110 kanndurch Drehung verändertwerden, ohne die Fokusfleckposition zu ändern und die Orientierungder Röntgenstrahlungsquelle 110 wirdtypischerweise so justiert, dass das Zentrum des ausgesandten Strahls 113 nahedem oder in dem Zentrum des Detektors 216 liegt.In the following discussion, general reference is made to the position of the focus spot of the X-ray source (or tube). 110 taken. The orientation of the X-ray source (or tube) 110 can be changed by rotation without changing the focus spot position and the orientation of the X-ray source 110 is typically adjusted so that the center of the emitted beam 113 near or in the center of the detector 216 lies.
    [0044] DerFokusfleck ist der Ort der punktartig angenommenen Röntgenstrahlungsquelle 110.Der Fokusfleck liegt an einem festen Ort in Bezug auf die Elementeder Röntgenstrahlungsquelle 110.Zum Zwecke der Rekonstruktion (die hier nachfolgend diskutiert ist)repräsentiertder Fokusfleck den Ort der Strahlungsquelle 110.The focus spot is the location of the pointwise assumed X-ray source 110 , The focus spot is at a fixed location with respect to the elements of the x-ray source 110 , For purposes of reconstruction (discussed herein below), the focus spot represents the location of the radiation source 110 ,
    [0045] Somitist bei einer Ausführungsformdes digitalen Tomosynthesesystems 200 die Röntgenstrahlungsquelle 110 durchden Computer/die Datenverarbeitungseinheit (Prozessor) 218 sopositioniert, dass Röntgenstrahlen 113 emittiertwerden, deren Fokusfleckpositionen in konstanter Höhe über demDetektor 216 liegen.Thus, in one embodiment of the digital tomosynthesis system 200 the X-ray source 110 through the computer / data processing unit (processor) 218 positioned so that x-rays 113 whose focal spot positions are at a constant height above the detector 216 lie.
    [0046] DerDetektor 216 erfasst Röntgenstrahlen 113,die durch das Objekt 114 gegangen sind und gibt den aufden Detektor 216 einfallenden Röntgenstrahlen entsprechendeSignale ab, die zu dem Computer/der Datenverarbeitungseinheit 218 übertragenwerden. Der Computer/die Datenverarbeitungseinheit 218 steuertaußerdemdie Bewegung der Röntgenstrahlungsquelle 110.Außerdemist der Computer/die Datenverarbeitungseinheit 218 geeignet,verschiedene Prozesse auszuführen,zu denen die Steuerung 220 der Bewegung der Röntgenstrahlungsquelle 110,die Steuerung der Expositionszeit, das Auslesen des Detektors 216,die Rekonstruktion 222 des dreidimensionalen Bildes derinternen Struktur des abgebildeten Objekts 114 und dieAusführung 224 vonHilfsprozessen und Steuerungsvorgängen gehören.The detector 216 detects X-rays 113 passing through the object 114 gone and gives it to the detector 216 incident X-ray signals corresponding to the computer / data processing unit 218 be transmitted. The computer / data processing unit 218 also controls the movement of the X-ray source 110 , In addition, the computer / data processing unit 218 suitable to perform different processes, including those of the controller 220 the movement of X-ray source 110 , the control of the exposure time, the reading of the detector 216 , the reconstruction 222 the three-dimensional image of the internal structure of the imaged object 114 and the execution 224 belonging to auxiliary processes and control processes.
    [0047] Außerdem wirdbei einer Ausführungsformdas rekonstruierte dreidimensionale Bild an einen gesonderten spezialisiertenComputer 225 mit einem Wiedergabeschirm 226 zurAnzeige füreinen Bediener übertragen.Es sollte jedoch deutlich werden, dass die Anzeigeeinrichtung Teildes Computers 218 sein kann und keine separate Workstationsein muss.In addition, in one embodiment, the reconstructed three-dimensional image is delivered to a separate specialized computer 225 with a display screen 226 to display for an operator. However, it should be clear that the display device is part of the computer 218 can not be a separate workstation.
    [0048] 4 veranschaulicht den Detektor 216 mitPixeln, die in Reihen 228 und Spalten 230 organisiertsind. Außerdemveranschaulicht 4, dassder Detektor 216 geometrisch in einer Detektorebene 232 angeordnet ist.Bei der in 4 veranschaulichtenAusführungsformdes Detektors 216 bilden die Reihen 228 und die Spalten 230 rechteWinkel (90°)miteinander. Jedoch kann bei einer anderen Ausführungsform der vorliegendenErfindung der Detektor 216 Reihen und Spalten haben, diemiteinander 60°-Winkeldefinieren und somit in einer hexagonalen Konfiguration angeordnetsind. 4 illustrates the detector 216 with pixels in rows 228 and columns 230 are organized. Also illustrated 4 that the detector 216 geometrically in a detector plane 232 is arranged. At the in 4 illustrated embodiment of the detector 216 make up the rows 228 and the columns 230 right angles (90 °) with each other. However, in another embodiment of the present invention, the detector 216 Have rows and columns that define 60 ° angles with each other and thus are arranged in a hexagonal configuration.
    [0049] 5 veranschaulicht die geometrischenVerhältnissezwischen der Röntgenstrahlungsquelle 110, derTrajektorie 112 der Röntgenstrahlungsquelle 110 undder Detektorebene 232 bei einer erfindungsgemäßen Ausführungsformdes digitalen Tomosynthesesystems 200. Bei dieser Ausführungsformder vorliegenden Erfindung ist fürjede Reihe 228 (oder Spalte 230) der Pixel eineeigens definierte Ebene 234 (in drei Dimensionen) vorgesehen,so dass fürjede Position der Röntgenstrahlungsquelle 110 aufder Trajektorie 212 alle Strukturen (eines Objekts 114),die in dieser Ebene 234 angeordnet sind, auf die entsprechendePixelreihe 228 (oder Spalte 230) projiziert werden. 5 illustrates the geometric relationships between the X-ray source 110 , the trajectory 112 the X-ray source 110 and the detector level 232 in an embodiment according to the invention of the digital tomosynthesis system 200 , In this embodiment of the present invention is for each row 228 (or column 230 ) of pixels a specially defined level 234 (in three dimensions), so that for each position of the X-ray source 110 on the trajectory 212 all structures (of an object 114 ), in this level 234 are arranged on the corresponding pixel row 228 (or column 230 ) are projected.
    [0050] Weilsich die Röntgenstrahlungsquelle 110 entlangeiner linearen Trajektorie 212 bewegt, kann durch den Computer/dieDatenverarbeitungseinheit 218 eine zweidimensionale Rekonstruktionstechnikzur Rekonstruktion der Struktur des abgebildeten Objekts aus denakquirierten Bildern implementiert werden. Insbesondere schneidet,wenn eine willkürlicheEbene 234 betrachtet wird, die die lineare Trajektorie 212 enthält, dann dieseEbene 234 die Detektorebene 232 in einer Linie(beispielsweise Pixelspalten 230 oder Pixelreihen 228 inder Ausführungsformgemäß 5). Alle Punkte der Ebene 234 werdenauf Punkte projiziert, die in dieser Linie der Detektorebene 232 angeordnetsind. Dies gilt fürjede Position der Röntgenstrahlungsquelle 110 auf derlinearen Trajektorie 212.Because the X-ray source 110 along a linear trajectory 212 moved, can by the computer / data processing unit 218 a two-dimensional reconstruction technique for reconstructing the structure of the imaged object from the acquired images may be implemented. In particular, cuts when an arbitrary level 234 Considering the linear trajectory 212 contains, then this level 234 the detector level 232 in a line (for example, pixel columns 230 or pixel rows 228 in the embodiment according to 5 ). All points of the level 234 are projected onto points in this line of the detector plane 232 are arranged. This applies to every position of the X-ray source 110 on the linear trajectory 212 ,
    [0051] Andererseitswird kein anderer Punkt des dreidimensionalen Raums auf diese Linie(die den Pixelreihen 228 oder den Pixelspalten 230 inder Ausführungsformgemäß 5 entspricht) in der Detektorebene 232 projiziert.Deshalb enthalten die „Profile" (oder Querschnitte)entlang dieser Linie durch die verschiedenen Projektionsbilder alleInformation überdie Strukturen des abgebildeten Objekts 114, die in derEbene 234 liegen. Deshalb gestatten diese Profile die optimaleRekonstruktion der entsprechenden ebenen Querschnitte durch dasabgebildete Objekt 114.On the other hand, no other point of the three-dimensional space on this line (the the pixel rows 228 or the pixel columns 230 in the embodiment according to 5 corresponds) in the detector plane 232 projected. Therefore, the "profiles" (or cross sections) along this line through the various projection images contain all the information about the structures of the imaged object 114 that are in the plane 234 lie. Therefore, these profiles allow the optimal reconstruction of the corresponding plane cross sections through the imaged object 114 ,
    [0052] Somitkann in diesem Rahmen eine vollständige dreidimensionale Rekonstruktiondes Objekts 114 durch Durchführung der entsprechenden zweidimensionalenRekonstruktionen der planaren Querschnitte erreicht werden, dieden Ebenen 234 entsprechen, die die Röntgenstrahlungsquellentrajektorie 212 enthalten. Diedreidimensionalen Strukturen des Objekts 114 entstehenals natürlicher „Flickenteppich" der rekonstruiertenzweidimensionalen Strukturinformation.Thus, in this framework, a complete three-dimensional reconstruction of the object 114 By performing the corresponding two-dimensional reconstructions of the planar cross-sections can be achieved, which are the levels 234 correspond to the X-ray source trajectory 212 contain. The three-dimensional structures of the object 114 arise as a natural "patchwork" of the reconstructed two-dimensional structural information.
    [0053] Außerdem wirdbei den Ausführungsformender 5 oder 8, weil die Trajektorie 212 derRöntgenstrahlungsquelle 110 innerhalbeiner Ebene angeordnet ist, die parallel zu der Detektorebene 232 liegt,eine zusätzliche „Entkopplungim Fourier-Bereich" derStrukturen des Objekts 114 erhalten, indem die Strukturen inden Projektionen auf die Detektorebene 232 erscheinen.Alle Strukturen innerhalb eines gegebenen Schnitts durch das Objekt 114 (derals parallel zu dem Detektor 216 angenommen wird) werden,wie sie in dem Projektionsbild erscheinen, mit einem konstantenVergrößerungsfaktorvergrößert. Derkonstante Vergrößerungsfaktorist unabhängigvon dem speziellen Ort der Röntgenstrahlungsquelle 110 entlangihrer Trajektorie 212 und ergibt sich alleinig aus demUmstand, dass sich die Röntgenstrahlungsquelle 110 ineiner Trajektorie 212 innerhalb einer Ebene bewegt, dieparallel zu dem Detektor 216 ist.In addition, in the embodiments of the 5 or 8th because the trajectory 212 the X-ray source 110 is arranged within a plane parallel to the detector plane 232 An additional "decoupling in the Fourier region" of the structures of the object 114 Obtain the structures in the projections at the detector level 232 appear. All structures within a given section through the object 114 (as parallel to the detector 216 assumed) as they appear in the projection image are enlarged with a constant magnification factor. The constant magnification factor is independent of the specific location of the X-ray source 110 along her trajectory 212 and results solely from the fact that the X-ray source 110 in a trajectory 212 moved within a plane parallel to the detector 216 is.
    [0054] Folglichwird eine sinusförmige „Abschwächungsstruktur" in einem Schnittdurch das Objekt 114 in jedem der Projektionsbilder, dievon dem Detektor 216 aufgenommen sind, als Sinusfunktiongesehen. Die Frequenz dieser projizierten Sinusfunktion ist eineFunktion der Frequenz der Originalstruktur in Verbindung mit demkonstanten Vergrößerungsfaktorwährenddie Phasenverschiebung von dem speziellen Ort der Röntgenstrahlungsquelle 110 abhängt.As a result, a sinusoidal "weakening structure" becomes cut through the object 114 in each of the projection images taken by the detector 216 are included as sine function. The frequency of this projected sine function is a function of the frequency of the original structure in conjunction with the constant magnification factor during the phase shift from the particular location of the X-ray radiation source 110 depends.
    [0055] Dieserkonstante Vergrößerungsfaktorhängt,obwohl er von dem speziellen Ort der Röntgenstrahlungsquelle 110 nichtabhängt,von der Höhedes betrachteten Schnitts durch das Objekt 114 ab; es liegteine 1:1-Beziehung zwischen dem Abstand des Schnitts von dem Detektor 216 unddem zugeordneten konstanten Vergrößerungsfaktor vor.This constant magnification depends, although it depends on the specific location of the X-ray source 110 does not depend on the height of the section viewed through the object 114 from; there is a 1: 1 relationship between the distance of the cut from the detector 216 and the associated constant magnification factor.
    [0056] Wenndie Projektionsbilder deshalb als Sinusfunktionen repräsentiertwerden (beispielsweise unter Nutzung der Standard-Fourier-Transformation)dann ist jedem dieser Sinustherme eine Sinusfunktion mit einer speziellenund einheitlich definierten Frequenz in jedem Schnitt durch dasObjekt 114 zugeordnet. Nur die Sinuskomponenten des Schnittsdurch das Objekt 114 mit dieser speziellen Frequenz spieleneine Rolle in der Bildung der betrachteten Frequenzkomponente desvon dem Detektor 216 erfassten Projektionsbildes. Diese eindeutigeBeziehung im Fourier-Bereich kann zum Vorteil genutzt werden, wenndie dreidimensionale Struktur des abgebildeten Objekts 114 rekonstruiertwird, wie detaillierter weiter unten beschrieben.Therefore, if the projection images are represented as sine functions (using, for example, the standard Fourier transform), then each of these sinus thermals is a sine function with a specific and uniformly defined frequency in each slice through the object 114 assigned. Only the sine components of the section through the object 114 with this particular frequency play a role in the formation of the considered frequency component of the detector 216 recorded projection image. This unique relationship in the Fourier domain can be used to advantage if the three-dimensional structure of the imaged object 114 is reconstructed, as described in more detail below.
    [0057] 6 veranschaulicht ein Beispielder geometrischen Beziehungen des digitalen Tomosynthesesystemsder vorliegenden Erfindung, welches den konstanten Vergrößerungsfaktor
    [0058] Eswird nun auf 6 Bezuggenommen, in der sich eine Röntgenstrahlungsquelle 110 (nichtveranschaulicht in 6)entlang einer Trajektorie 212 in Bezug auf den Detektor 216 (nichtveranschaulicht in 6)bewegt, der in der Detektorebene 232 liegt. Die Trajektorie 212 enthält beispielsweisedie Fokusfleckposition 1 und die Fokusfleckposition 2.Der Vergrößerungsfaktorfür Strukturendes Objekts 114 bei einer gegebenen Höhe z0 istfür alleFokusfleckpositionen konstant, die sich entlang der Trajektorie 212 finden,wenn die Trajektorie 212 in einer Ebene liegt, die parallelzu der Detektorebene 232 ausgerichtet ist. Dies bedeutet, dassjeder Röntgenstrahl 113 dervon der Röntgenstrahlungsquelle 110 ausder Fokusfleckposition 1 oder aus der Fokusfleckposition 2 (angeordnetin der Höhe über derDetektorebene 232) ausgesandt wird, eine in der Höhe z0 überder Detektorebene 232 angeordnete Struktur mit dem obengenannten konstanten Vergrößerungsfaktorvergrößert.It will be up now 6 Reference is made, in which an X-ray source 110 (not illustrated in 6 ) along a trajectory 212 with respect to the detector 216 (not illustrated in 6 ) moving in the detector plane 232 lies. The trajectory 212 includes, for example, the focus spot position 1 and the focus spot position 2 , The magnification factor for structures of the object 114 at a given height z 0 is constant for all focus spot positions that are along the trajectory 212 find if the trajectory 212 lies in a plane parallel to the detector plane 232 is aligned. This means that every x-ray beam 113 that from the X-ray source 110 from the focus spot position 1 or the focus spot position 2 (located at the height above the detector plane 232 ), one at height z 0 above the detector plane 232 arranged structure with the above-mentioned constant magnification factor increased.
    [0059] Außerdem folgtbei der Ausführungsformeines in 5 veranschaulichtendigitalen Tomosynthesesystems, weil die lineare Trajektorie 212 derRöntgenstrahlungsquelle 110 parallelzu einer Spalte 230 oder einer Reihe 228 der Pixeldes Detektors 216 ist, dass die Linien, auf die Strukturendie in Ebenen liegen, die die Röntgenstrahlungsquellentrajektorie 212 enthalten,abgebildet werden parallel zu den Pixelspalten 230 bzw.Pixelreihen 228 des Detektors 216 sind.In addition, in the embodiment, an in 5 illustrated digital tomosynthesis system, because the linear trajectory 212 the X-ray source 110 parallel to a column 230 or a series 228 the pixel of the detector 216 is that the lines on the structures lying in planes that the X-ray source trajectory 212 are mapped, parallel to the pixel columns 230 or pixel rows 228 of the detector 216 are.
    [0060] DieAusnutzung dieser Eigenschaft und die Nutzung eines geeigneten unregelmäßigen (nichtrechteckigen) „Voxel-Musters" (d.h. die Diskretisierungdes dreidimensionalen Volumens, das das zu rekonstruierende Objekt 114 umgibt,siehe 7) reduziert dieBerechnungskomplexitätder geforderten Interpolationen sowie den damit einhergehenden Auflösungsverlustbei dem erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystem 200 weil der Rekonstruktionsprozess 220 lediglichdie Interpolation eindimensionaler Funktionen und nicht zweidimensionalerBilder durchführt.Außerdemist, wenn die oben genannte Voxel-Struktur verwendet wird, die Relativpositionder Punkte, an denen die Interpolation der Funktion durchgeführt wird,fixiert (die gleiche füralle Punkte) und zwar in Bezug auf das Pixelraster des Detektors,so dass die Interpolation durch den Prozess 222 in einereffizienten Weise berechnet bzw. vorgenommen werden kann, d.h. esist weniger Zeit erforderlich, um bei einem gegebenen Prozessordie Interpolation durchzuführen.The exploitation of this property and the use of a suitable irregular (not rectangular) "voxel pattern" (ie the discretization of the three-dimensional volume containing the object to be reconstructed 114 surrounds, see 7 ) reduces the computational complexity of the required interpolations as well as the concomitant loss of resolution in the digital tomosynthesis system according to the invention 200 because the reconstruction process 220 only performs the interpolation of one-dimensional functions and not two-dimensional images. In addition, when the above-mentioned voxel structure is used, the relative position of the points where the interpolation of the function is performed is fixed (the same for all points) with respect to the pixel pitch of the detector, so that the interpolation by the process 222 can be calculated in an efficient manner, ie less time is required to perform the interpolation on a given processor.
    [0061] Außerdem wirddurch Nutzung der oben genannten Eigenschaft und Nutzung der obengenannten zweckmäßigen irregulären „Voxel-Struktur" (d.h. Diskretisierungdes dreidimensionalen Volumens des Objekts 114, das zurekonstruieren ist) ein signifikanter Teil der Interpolation derprojizierten Bilddaten (d.h. der Dateninterpolationsschritt, derin dem in 1 veranschaulichtenProzess 122 enthalten ist) vor der Nutzung der Projektionsdatenfür dieRekonstruktion vermieden.In addition, by utilizing the above-mentioned property and utilizing the above-mentioned convenient irregular "voxel structure" (ie, discretizing the three-dimensional volume of the object 114 which is to be reconstructed) a significant part of the interpolation of the projected image data (ie, the data interpolation step used in the 1 illustrated process 122 is included) prior to using the projection data for the reconstruction.
    [0062] DieseEigenschaft ist vorteilhaft, weil der Interpolationsprozess, der üblicherweiseTeil des Prozesses 122 ist, naturgemäß zu einem Auflösungsverlustund somit zu einem Bildqualitätsverlustin dem digitalen Tomosynthesesystem 100 nach dem Standder Technik führt.Außerdemerfordert die Durchführungdes in 122 enthaltenen Interpolationsprozesses des vorbekanntendigitalen Tomosynthesesystems 100 zusätzliche Berechnungen.This property is advantageous because of the interpolation process, which is usually part of the process 122 is, of course, a loss of resolution and thus an image quality loss in the digital tomosynthesis system 100 leads to the prior art. It also requires the implementation of in 122 contained interpolation process of the prior art digital tomosynthesis system 100 additional calculations.
    [0063] DieDaten des irregulärenVoxelrasters des rekonstruierten Volumens können nach Durchführung des Rekonstruk tionsschrittsinterpoliert werden, wenn es gewünschtist, das rekonstruierte Volumen auf einem regulären (beispielsweise einem rechtwinkligen)Raster oder Gitter anzuzeigen.TheData of the irregularVoxelrasters of the reconstructed volume can be performed after performing the reconstruction stepbe interpolated if desiredis the reconstructed volume on a regular (for example, a right-angled)To display grid or grid.
    [0064] Jedochwird durch das erste Rekonstruieren von Bildern des Objekts 114 aufeinem irregulärenVoxelraster (das an die Geometrie des digitalen Tomosynthesesystems 200 gemäß der vorliegendenErfindung optimal angepasst ist und durch das „natürliche" Pixelraster des Detektors 216,siehe 7) eine Rekonstruktion derdreidimensionalen Struktur des Objekts 114 erhalten, ohne,wie es üblicherweisebei digitalen Tomosynthesesystemen des Stands der Technik der Fallist, einen Auflösungsverlusteinzuführenund zwar noch bevor die tatsächlicheRekonstruktion des Prozesses 122 gemäß 1 ausgeführt wird.However, by first reconstructing images of the object 114 on an irregular voxel grid (the geometry of the digital tomosynthesis system 200 is optimally adapted according to the present invention and by the "natural" pixel grid of the detector 216 , please refer 7 ) a reconstruction of the three-dimensional structure of the object 114 without introducing a loss of resolution, as is usually the case with prior art digital tomosynthesis systems, even before the actual reconstruction of the process 122 according to 1 is performed.
    [0065] Alseine Konsequenz der oben genannten Eigenschaften liefert somit dieGeometrie des erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems 200 Vorteile, die zu einer potentiell überlegenenBildqualitätund einer schnelleren Berechnung bei der Rekonstruktion des abgebildetenObjekts 114 führen.As a consequence of the abovementioned properties, the geometry of the digital tomosynthesis system according to the invention thus provides 200 Benefits leading to potentially superior image quality and faster computation in reconstructing the imaged object 114 to lead.
    [0066] 7 veranschaulicht eine optimale „Voxel-Struktur" (oder Voxelraster)das dem erfindungsgemäßen Tomosynthesesystem 200 zugeordnetist. In 7 sind die EbenenM und N in dem abgebildeten Objekt 114 angeordnet. JederEbenenschnitt M, N von Voxeln wird auf ein Pixelraster des Detektors 216 (nichtdargestellt) abgebildet, der in der Detektorebene 232 angeordnetist und zwar mit deren entsprechenden konstanten Vergrößerungsfaktor,der den Ebenen M, N entspricht, in denen der planare Schnitt angeordnetist. Wenn beispielsweise die j-te Reihe jeder Ebene genutzt wird,liegen sowohl die j-ten Reihen selbst als auch die Trajektorie derRöntgenstrahlungsquelle(bei der Ausführungsformgemäß 5) in einer einzigen „Rekonstruk tionsebene" (die somit außerdem denentsprechenden Querschnitt durch das abgebildete Volumen enthält). Somit wirddie Rekonstruktion einer dreidimensionalen Struktur an Punkten,die in der Reihe j jeder Horizontalebene M, N angeordnet sind, unterVerwendung einer zweidimensionalen Rekonstruktion innerhalb derkorrespondierenden „Rekonstruktionsebene" erreicht. Die Eingangsdaten,die fürdiese zweidimensionale Rekonstruktion verwendet werden, sind durchdie Teile der Projektionsbilder gegeben, die den Detektorpixelnentsprechen, die in der j-ten Reihe des Detektors 232 (d.h.Ebene 0) angeordnet sind. 7 illustrates an optimal "voxel-structure" (or voxel-grid) that the tomosynthesis system according to the invention 200 assigned. In 7 are the planes M and N in the imaged object 114 arranged. Each plane intersection M, N of voxels is placed on a pixel grid of the detector 216 (not shown), which is in the detector plane 232 is arranged with its corresponding constant magnification factor corresponding to the levels M, N, in which the planar section is arranged. For example, if the jth row of each plane is used, both the jth rows themselves and the trajectory of the x-ray source (in the embodiment of FIG 5 Thus, the reconstruction of a three-dimensional structure at points located in the row j of each horizontal plane M, N is made using a two-dimensional reconstruction achieved within the corresponding "reconstruction level". The input data used for this two-dimensional reconstruction are given by the parts of the projection images corresponding to the detector pixels that are in the j-th row of the detector 232 (ie level 0) are arranged.
    [0067] DieKombination eines Sets zweidimensionaler Rekonstruktionen in einevolumetrische dreidimensionale Rekonstruktion ist einfach. In Abhängigkeitvon speziellen Anforderungen kann die Rekonstruktion, wie in 7 veranschaulicht, schonin bequemer Form erbracht werden oder es kann für jeden gegebenen Punkt desdreidimensionalen Volumens ein zugeordnetes Rekonstruktionsvolumendurch Berechnung eines Interpolationswerts aus den zweidimensionalenRekonstruktionen an den Punkten berechnet werden, die den betrachtetenPunkt des dreidimensionalen Volumens am nächsten liegen.The combination of a set of two-dimensional reconstructions into a volumetric three-dimensional reconstruction is simple. Depending on special requirements, the reconstruction, as in 7 can already be provided in a convenient form, or for any given point of the three-dimensional volume, an associated reconstruction volume can be calculated by calculating an interpolation value from the two-dimensional reconstructions at the points closest to the considered point of the three-dimensional volume.
    [0068] DasirreguläreVoxelraster der 7 istaußerdembei dem Verfahren gemäß der vorliegendenErfindung fürein allgemeines Tomosynthesesystem 200 nutzbringend, beidem die Röntgenröhre solchePositionen annimmt, dass die Fokusfleckpositionen in einer konstantenHöhe über demDetektor liegen (was der Ausführungsformnach 8 entspricht),weil der horizontale Abstand zwischen den Voxeln multipliziert mitdem entsprechenden Vergrößerungsfaktor(für dieseHöhe) denPixelabstand des Detektors ergibt. Somit kann eine Anzahl von Interpolationsprozessenvermieden werden. In diesem Fall kann es vorteilhaft sein, das Voxelraster zu drehen,so dass die Reihen (oder Spalten) der Voxel in einem Horizontalschnittparallel zu der linearen Trajektorie der Röntgenstrahlungsquelle liegen.The irregular voxel grid of the 7 is also in the process of the present invention for a general tomosynthesis system 200 useful in that the x-ray tube assumes such positions that the focal spot positions are at a constant height above the detector (which is the embodiment of FIG 8th ) because the horizontal distance between the voxels multiplied by the corresponding magnification factor (for that height) gives the pixel pitch of the detector. Thus, a number of interpolation processes can be avoided. In this case, it may be advantageous to rotate the voxel grid so that the rows (or columns) of the voxels lie in a horizontal section parallel to the linear trajectory of the x-ray source.
    [0069] 8 veranschaulicht eine weitereAusführungsformdes erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems 200, bei die Trajektorie 212 derRöntgenstrahlungsquelle 110 ineiner konstanten Höhe über der Detektorebene 232,dabei jedoch nicht parallel zu den Reihen 228 oder Spalten 230 desDetektors 216 liegt. 8th illustrates another embodiment of the digital Tomosynthesesystems invention 200 , at the trajectory 212 the X-ray source 110 at a constant height above the detector plane 232 , but not parallel to the rows 228 or columns 230 of the detector 216 lies.
    [0070] 9 veranschaulicht eine zusätzlicheAusführungsformdes erfindungsgemäßen digitalenTomosynthesesystems 200, bei dem die Trajektorie 212 derRöntgenstrahlungsquelle 110 nichtin einer konstanten Höhe über derDetektorebene 232 liegt. Weil die Trajektorie 212 derRöntgenstrahlungsquelle 110 nichtin konstanter Höhe über derDetektorebene 232 liegt, ist die Trajektorie 212 nichtparallel zu den Reihen 228 oder den Spalten 230 desDetektors 216. Bei der in 9 veranschaulichtenAusführungsformschneidet eine Linie, die die Trajektorie 212 der Röntgenstrahlungsquelle 110 enthält, dieDetektorebene 232. 9 illustrates an additional embodiment of the digital Tomosynthesesystems invention 200 in which the trajectory 212 the X-ray source 110 not at a constant height above the detector plane 232 lies. Because the trajectory 212 the X-ray source 110 not at a constant height above the detector plane 232 is, is the trajectory 212 not parallel to the rows 228 or the columns 230 of the detector 216 , At the in 9 illustrated embodiment intersects a line that the trajectory 212 the X-ray source 110 contains the detector level 232 ,
    [0071] Daserfindungsgemäße digitaleTomosynthesesystem ist bei der Thoraxbildgebung, der Brustbildgebungusw. Wie auch bei anderen, nicht medizinischen Anwendungsfällen anwendbar(beispielsweise zur nicht destruktiven Inspektion).The digital tomosynthesis system according to the invention is in thorax imaging, Brustbildge as well as other non-medical use cases (eg for non-destructive inspection).
    [0072] EinVerfahren zur Rekonstruktion einer in 3 veranschaulichten3D-Struktur 222 wird nun diskutiert. Bei dem folgendenVerfahren wird das Objekt 114 aus einer beschränkten Anzahlvon digitalen radiographischen Projektionsbildern rekonstruiert.Außerdemnimmt die Röntgenstrahlungsquelle 110 desdigitalen Tomosynthesesystems 200 bei dem nachfolgendenVerfahren eine Anzahl von unter schiedlichen Positionen ein, die allein der gleichen Höhe über demDetektor 216 (veranschaulicht in 3) angeordnet sind, d.h. in einer Ausführungsformliegt ein digitales Tomosynthesesystem vor, wie es in den 8 oder 5 veranschaulicht ist. In einer anderenAusführungsformnimmt die Röntgenstrahlungsquelle 110 desdigitalen Tomosynthesesystems 200 eine Anzahl unterschiedlicherPositionen ein, die alle in der gleichen Höhe über dem Detektor 216 angeordnetsind, jedoch nicht in einer Linie liegen. Das folgende Verfahren,das als Fourier-basiertes Verfahren zur optimalen Rekonstruktionin der digitalen Tomosynthese bezeichnet wird, nutzt den Umstand,dass der Bildakquisitionsprozess ein sinusförmiges Dämpfungsprofil in einer Ebenedurch das abgebildete Objekt 114, die in einer ausgewählten Höhe über demDetektor 216 angeordnet ist, auf eine Sinusfunktion abgebildetwird, die in der Projektionsebene durch den Detektor 216 erfasstwird. Die Sinusfunktion enthälteine höhenabhängige Phasenverschiebungund Frequenz. Außerdemhängt diePhasenverschiebung von dem Ort (in einem horizontalen Koordinatensystem)der Röntgenstrahlungsquelle 110 ab.Die vorstehende Information wird dazu verwendet, die Fourier-Koeffizientender Horizontalschnitte durch das Objekt 114 aus der Fourier-Transformation derentsprechenden Projektionsbilder zu ermitteln.A method for reconstructing an in 3 illustrated 3D structure 222 will now be discussed. In the following procedure, the object becomes 114 reconstructed from a limited number of digital radiographic projection images. In addition, the X-ray source takes 110 of the digital tomosynthesis system 200 in the subsequent process, a number of different positions, all at the same height above the detector 216 (illustrated in 3 ), ie, in one embodiment, there is a digital tomosynthesis system, as described in US Pat 8th or 5 is illustrated. In another embodiment, the x-ray source decreases 110 of the digital tomosynthesis system 200 a number of different positions, all at the same height above the detector 216 are arranged, but not in a line. The following method, called the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis, utilizes the fact that the image acquisition process creates a sinusoidal attenuation profile in a plane through the imaged object 114 at a selected height above the detector 216 is arranged on a sine function, which is in the projection plane through the detector 216 is detected. The sine function contains a height-dependent phase shift and frequency. In addition, the phase shift depends on the location (in a horizontal coordinate system) of the X-ray source 110 from. The above information is used to calculate the Fourier coefficients of the horizontal sections through the object 114 from the Fourier transform of the corresponding projection images.
    [0073] Beieiner zusätzlichenAusführungsformwerden bei der Fourier-basierten Methode zur optimalen Rekonstruktionbei der digitalen Tomosynthese eine Einschränkung dahingehend, dass dasObjekt 114 innerhalb eines begrenzten Volumens angeordnetist oder andere Einschränkungenverwendet, um Komponenten der Objektstruktur zu rekonstruieren,die nicht durch die Verhältnisseim Fourier-Bereich allein bestimmt werden können. Die oben genannten Einschränkungenführenzu einem Iterationsverfahren, das die Rekonstruktion einer optimalenSchätzungder dreidimensionalen Struktur des ab gebildeten Objekts 114 liefern.In an additional embodiment, in the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis, a limitation is imposed on the object 114 is located within a limited volume or uses other constraints to reconstruct components of the object structure that can not be determined by the ratios in the Fourier domain alone. The above limitations lead to an iterative process that involves the reconstruction of an optimal estimate of the three-dimensional structure of the object being formed 114 deliver.
    [0074] DasFourier-basierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktion in der digitalenTomosynthese liefert eine hohe Bildqualität und es ist optimal an dieBildgebungsgeometrie des digitalen Tomosynthesesystems 200 (in denAusführungsformennach den 5 oder 8) und an den Tomosyntheseakquisitionsprozessangepasst. Außerdemrekonstruiert das Fourier-basierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktionder digitalen Tomosynthese das Bild des Objekts 114 ohneEinführungvon Artefakten oder Verminderung der Bildqualität bei der Rekonstruktion, dieansonsten aus unzweckmäßigen Approximationen(wie beispielsweise Parallelprojektion) herrühren könnten.The Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis provides high image quality and is optimal for the imaging geometry of the digital tomosynthesis system 200 (In the embodiments of the 5 or 8th ) and adapted to the tomosynthesis acquisition process. In addition, the Fourier-based method for optimal reconstruction of digital tomosynthesis reconstructs the image of the object 114 without introducing artifacts or reducing image quality during reconstruction, which might otherwise result from inappropriate approximations (such as parallel projection).
    [0075] DasFourier-basierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktion bei derdigitalen Tomosynthese erbringt ein Verfahren zur optimalen Bildrekonstruktionaus radiographischen Tomosyntheseprojektionsbildern und ist für eine Digitaltomosynthesesystemgeometrieoptimal geeignet, bei der unterschiedliche Positionen der Röntgenstrahlungsquelle 110 ineiner Ebene angeordnet sind, die parallel zu dem Detektor 216 liegen.Außerdem zeigtdas Fourier-basierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktion beider digitalen Tomosynthese nicht die Nachteile des oben genannten „Verschiebe- und Additions"-Algorithmus, dergefilterten Backprojektionstechnik und der ART-Technik.The Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis provides a method for optimal image reconstruction from radiographic tomosynthesis projection images, and is optimally suited for a digital tomosynthesis system geometry in which different positions of the x-ray source 110 arranged in a plane parallel to the detector 216 lie. In addition, the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis does not show the disadvantages of the above-mentioned "shift and add" algorithm, the filtered backprojection technique, and the ART technique.
    [0076] Beidem Fourier-basierten Verfahren zur optimalen Rekonstruktion beider digitalen Tomosynthese ist eine Annahme dahingehend getroffen,dass die entsprechenden Fokuspositionen der Röntgenstrahlungsquelle 110 ineiner festen Ebene parallel zu dem Detektor 216 angeordnetsind. In einer Ausführungsformbewegt sich deshalb die Röntgenstrahlungsquelle 110 aufeiner geraden Linie in einer festen Höhe über dem, d.h. in einem festenAbstand zu dem Detektor 216. Es kann auf andere Trajektorienverallgemeinert werden, die in einer festen Ebene parallel zu demDetektor 216 liegen.In the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis, an assumption is made that the corresponding focus positions of the X-ray source 110 in a fixed plane parallel to the detector 216 are arranged. In one embodiment, therefore, the X-ray source moves 110 on a straight line at a fixed height above that, ie at a fixed distance to the detector 216 , It can be generalized to other trajectories that are in a fixed plane parallel to the detector 216 lie.
    [0077] Außerdem wirdbei dem Fourier-basierten Verfahren zur optimalen Rekonstruktionbei der digitalen Tomosynthese eine Annahme dahingehend getroffen,dass eine Anzahl von Projektionsbildern durch das digitale Tomosynthesesystem 200 akquiriertwird, weil das Fourier-basierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktion beider digitalen Tomosynthese die Lösungeiner Anzahl von N-linearen Gleichungssystemen mit N-Unbekanntenbeinhaltet, in denen N die Anzahl von Projektionsbildern ist.In addition, in the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis, an assumption is made that a number of projection images are captured by the digital tomosynthesis system 200 because the Fourier-based optimal reconstruction method in digital tomosynthesis involves the solution of a number of N-unknown N-linear equation systems in which N is the number of projection images.
    [0078] Beieinem digitalen Tomosynthesesystem 200 mit einer Röntgenstrahlungsquelle 110,die einer linearen Trajektorie in einer konstanten Höhe über demDetektor folgt, werden alle Punkte, die in einer Ebene angeordnetsind, die die lineare Trajektorie enthält, auf eine Linie in der Detektorebene 232 projiziert,wie in 5 und in 8B veranschaulicht ist.Außerdemsind die unterschiedlichen, wie beschrieben, in der Detektorebene 232 ausgebildetenProjektionslinien parallel zueinander (und zu der linearen Trajektorie 212).Damit können dieProjektionen der in der Ebene angeordneten Strukturen, die die Röntgenstrahlungsquellentrajektorieenthält,als im Wesentlichen zweidimensional angesehen werden und sie stören einandernicht. Somit wird eine Rekonstruktion dreidimensionaler Bilder für ein vorbestimmtesVolumen des Objekts 114 erhalten und zwar unter Nutzungdes Fourier-basierten Verfahrens zur optimalen Rekonstruktion inder digitalen Tomosynthese durch Lösung zweidimensionaler Problemevon Rekonstruktionsstrukturen in einer Ebene eines Satzes von Projektionenund durch Kombination mit einem geeigneten Satz zweidimensionaler Lösungen.In a digital tomosynthesis system 200 with an X-ray source 110 Following a linear trajectory at a constant height above the detector, all points located in a plane containing the linear trajectory will be on a line in the detector plane 232 projected as in 5 and in 8B is illustrated. In addition, the different, as described, in the detector level 232 formed projection lines parallel to each other (and to the linear trajectory 212 ). Thus, the projections of the in-plane structures containing the X-ray source trajectory may be considered substantially two-dimensional and they do not interfere with each other. Thus, a reconstruction of three-dimensional images for a predetermined volume of the object 114 using the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis by solving two-dimensional problems of reconstruction structures in a plane of a set of projections and combining them with a suitable set of two-dimensional solutions.
    [0079] Eswird angenommen, dass das abzubildende Objekt 114 durchmehrere (dünne)Schnitte adäquat repräsentiertwird, wobei jeder Schnitt Strukturen zeigt, die nicht als Funktionder Höheinnerhalb des Schnitts variieren. Folglich kann jeder Schnitt imWesentlichen als zweidimensionale Struktur (d.h. ein Bild) angesehen werdenund jeder Schnitt/jedes Profil durch einen Schnitt ist im Wesentlicheneine eindimensionale Funktion. Somit kann jeder Schnitt mit Standardbildverarbeitungswerkzeugenverarbeitet werden. Insbesondere kann die zweidimensionale Fourier-Transformationberechnet werden, die das Bild in eine Summe von Sinuskomponentenzerlegt. Ähnlichkann fürjeden Schnitt durch einen Querschnitt oder ein Projektionsbild diestandardmäßige eindimensionaleFourier-Transformation berechnet werden.It is assumed that the object to be imaged 114 is represented adequately by multiple (thin) cuts, each cut showing structures that do not vary as a function of height within the cut. Thus, each cut can be considered essentially a two-dimensional structure (ie, an image), and each cut / profile through a cut is essentially a one-dimensional function. Thus, each cut can be processed with standard image processing tools. In particular, the two-dimensional Fourier transform can be calculated, which decomposes the image into a sum of sine components. Similarly, for each slice through a cross-section or projection image, the standard one-dimensional Fourier transform can be calculated.
    [0080] 10 und 11 veranschaulichen die Prinzipien, aufdenen das Fourier-basierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktionbei der digitalen Tomosynthese basiert. 10 veranschaulicht eine Beziehung 238 zwischenFrequenzen von Strukturen in unterschiedlichen Schnitten eines Objektsund wie eine optimale Schätzungaus einer Projektion durch die Röntgenstrahlungsquelle 110 zuerhalten ist. Dies bedeutet, 10 isteine Veranschaulichung entsprechender Frequenzen zu unterschiedlichenHöhen über denDetektorebene 232 und veranschaulicht, wie die entsprechendenFourier-Koeffizienten durch ein System linearer Gleichungen miteinanderverbunden sind. Insbesondere veranschaulicht 10 nur Strukturen, die in vier unterschiedlichenSchnitten durch ein Objekt angeordnet sind. In der Praxis wird dasBildvolumen generell durch eine größere Anzahl von Schnitten repräsentiertwerden, die als ein „Stapel" von Schnitten (ohnesignifikanten Abstand zwischen den Schnitten) angeordnet sind, umdas volle abgebildete Volumen zu repräsentieren. 10 and 11 illustrate the principles on which the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis is based. 10 illustrates a relationship 238 between frequencies of structures in different sections of an object and as an optimal estimate from a projection through the x-ray source 110 to obtain is. This means, 10 is an illustration of corresponding frequencies at different heights above the detector plane 232 and illustrates how the corresponding Fourier coefficients are interconnected by a system of linear equations. In particular, illustrated 10 only structures that are arranged in four different sections through an object. In practice, the image volume will generally be represented by a larger number of slices arranged as a "stack" of slices (with no significant inter-slice spacing) to represent the full imaged volume.
    [0081] Wiein 10 veranschaulichtist, sendet die Röntgenstrahlungsquelle 110 Röntgenstrahlungvon den Fokusflecken 1, 2, 3 usw. aus, die entlang der zu der Detektorebene 232 parallelenTrajektorie 212 angeordnet sind. Die ausgesandten Röntgenstrahlenlaufen durch ein Objekt 114, das Strukturen aufweist, diein Ebenen 240, 242, 244 und 246 angeordnetsind, die parallel zu der Detektorebene 232 ausgerichtetsind. Jede der Ebenen 240, 242, 244 und 246 istin einer anderen Höhe über derDetektorebene 232 angeordnet. Dies heißt, dass, wie in 10 veranschaulicht, Struktureninnerhalb des Objekts in unterschiedlichen Ebenen 240, 242, 244 und 246 inunterschiedlichen Höhenoberhalb der jedoch parallel zu der Detektorebene 232 angeordnet sind.Weil diese Strukturen und somit die Ebenen 240, 242, 244 und 246 inunterschiedlichen Abständenvon der Röntgenstrahlungsquelle 110 angeordnetsind, vergrößert dervon der Röntgenstrahlungsquelle 110 ausgesandteStrahl jede Struktur durch einen Vergrößerungsfaktor, wie nachstehenderläutertist, indem der Röntgenstrahldurch jede der Ebenen 240, 242, 244 und 246 läuft unddann auf der Detektorebene 232 auftrifft, wie in 10 gezeigt.As in 10 is illustrated, sends the X-ray source 110 X-radiation from the focus spots 1, 2, 3, etc. along the detector plane 232 parallel trajectory 212 are arranged. The emitted X-rays pass through an object 114 that has structures in layers 240 . 242 . 244 and 246 are arranged, which are parallel to the detector plane 232 are aligned. Each of the levels 240 . 242 . 244 and 246 is at a different height above the detector plane 232 arranged. This means that, as in 10 illustrates structures within the object in different levels 240 . 242 . 244 and 246 at different heights above but parallel to the detector plane 232 are arranged. Because these structures and thus the levels 240 . 242 . 244 and 246 at different distances from the X-ray source 110 are arranged, the enlarged of the X-ray source 110 Beam emitted each structure by a magnification factor, as explained below, by passing the X-ray through each of the planes 240 . 242 . 244 and 246 runs and then at the detector level 232 hits, as in 10 shown.
    [0082] DieBeziehung 238 in 10 veranschaulichtein Objekt 114 mit Strukturen lediglich in vier unterschiedlichenHöhen (d.h.das Volumen zwischen diesen Schnitten wird als radiologisch transparentangesehen). Durch Anwendung der Fourier-Transformation auf die Strukturendes Objekts 114 in jedem Schnitt wird jeder Schnitt inentsprechende Sinuskomponenten zerlegt. 10 veranschaulicht lediglich eine einzelneFrequenzkomponente fürjeden der vier betrachteten Schnitt, wobei zum Zwecke der Veranschaulichung,eine spezielle Phase in jeder Höheangenommen wird und somit kann angenommen werden, dass diese Sinuskomponenten gleicheAmplitude haben. In der Praxis werden Phase und Amplitude der Sinuskomponentenin einer gegebenen Höhedurch die Fourier-Transformation der Strukturen innerhalb des Schnittsin dieser Höhebestimmt.The relationship 238 in 10 illustrates an object 114 with structures only at four different heights (ie the volume between these cuts is considered radiologically transparent). By applying the Fourier transformation to the structures of the object 114 Each cut cuts each cut into corresponding sine components. 10 FIG. 5 illustrates only a single frequency component for each of the four contemplated sections, for the purpose of illustration, assuming a particular phase at each level, and thus it can be assumed that these sine components have the same amplitude. In practice, the phase and amplitude of the sinusoidal components at a given height are determined by the Fourier transform of the structures within the intersection at that height.
    [0083] Wirdnur die Fokusfleckposition 1 betrachtet, hängen die Frequenzen in unterschiedlichenHöhen 240, 242, 244 und 246 miteinandergemäß dem entsprechendenVergrößerungsfaktorzusammen, der jeder Höhe zugeordnetist. Insbesondere wird, wie in 10 durcheinen schattierten Bereich 239 veranschaulicht ist, ein vollerWellenzug der Sinusstrukturen, die in jedem Niveau 240, 242, 244 und 246 veranschaulichtsind, auf einen vollen Wellenzug in der Detektorebene 232 abgebildet.Dies bedeutet, dass es füreine gegebene Frequenz (in der Detektorebene 232) in jederHöhe 240, 242, 244, 246 genaueine Frequenz gibt, die durch die Projektion auf diese Frequenzabgebildet wird. Diese einfache Beziehung wird von dem Vergrößerungsfaktor bestimmt,der jeder Höheoder Ebene 240, 242, 244, 246 zugeordnetist. Insbesondere gilt die gleiche Beziehung zwischen den Frequenzenin unterschiedlichen Höhenfür jedeauf der Trajektorie 212 angeordnete Fokusfleckposition.Außerdemgilt eine entsprechende Beziehung für Strukturen die in Schnittebenenanderer Höheangeordnet sind.If only the focus spot position 1 is considered, the frequencies will hang at different heights 240 . 242 . 244 and 246 together according to the corresponding magnification factor associated with each altitude. In particular, as in 10 through a shaded area 239 Illustrated is a full wave train of sinusoidal structures present in each level 240 . 242 . 244 and 246 are illustrated on a full wave train in the detector plane 232 displayed. This means that for a given frequency (at the detector level 232 ) at any height 240 . 242 . 244 . 246 exactly one frequency, which is mapped by the projection on this frequency. This simple relationship is determined by the magnification factor of each height or level 240 . 242 . 244 . 246 assigned. In particular, the same relationship applies Hung between the frequencies at different heights for each on the trajectory 212 arranged focus spot position. In addition, a corresponding relationship applies to structures arranged in sectional planes of other heights.
    [0084] Außerdem istin der Beziehung 238 an einem Detektor ein Projektionsbildals die Summe entsprechender projizierter Sinusfunktionen (mit derentsprechend vergrößerten Frequenz)in jeder Höhe 240, 242, 244, 246 veranschaulicht.In der Fokusfleckposition 1 sind die Projektionen der Sinusformenpraktisch alle identisch, d.h. sie haben die gleiche Frequenz, Phaseund Amplitude und somit wird diese Frequenz in dem resultierendenProjektionsbild, das von dem Detektor 216 erfasst wird,verstärkt.Besides, in the relationship 238 at a detector, a projection image as the sum of corresponding projected sine functions (with the correspondingly increased frequency) at each level 240 . 242 . 244 . 246 illustrated. In the focus spot position 1, the projections of the sine shapes are virtually all identical, ie they have the same frequency, phase and amplitude and thus this frequency in the resulting projection image, that of the detector 216 is amplified.
    [0085] Eswird nun nochmals auf 10 Bezuggenommen, in der fürdie Fokusfleckposition 2 in Folge des Umstands, dass der gleicheVergrößerungsfaktorgilt, die Sinuskomponenten in eine sinusförmige Komponente des projiziertenBildes abgebildet werden, das die gleiche Frequenz wie die entsprechendeProjektion ausgehend von der Fokusfleckposition 1 aufweist. Jedochschwächendie Sinusfunktionen der beiden höchsten Schnitte 240, 242 einanderin der Projektionsebene und folglich enthält das von dem Detektor 216 erfasste Projektionsbildeine Sinuswelle der gleichen Frequenz wie das der Fokusfleckposition1 zugeordnete Projektionsbild, jedoch mit einer anderen Phase undkleineren Amplitude im Vergleich dazu, wie sie mit der Fokusfleckposition1 zu erhalten waren.It will now open again 10 Referring to FIG. 1, for the focus spot position 2 due to the fact that the same magnification factor applies, the sine components are mapped into a sinusoidal component of the projected image that has the same frequency as the corresponding projection from the focus spot position 1. However, the sine functions of the two highest cuts weaken 240 . 242 each other in the projection plane and therefore that of the detector 216 For example, the projection image captured a sine wave of the same frequency as the projection image associated with the focus spot position 1, but with a different phase and smaller amplitude compared with how they were obtained with the focus spot position 1.
    [0086] Für die Fokusfleckposition3 wird von dem Detektor 216 eine noch kleinere Amplitudeerfasst. Mathematisch gesehen, ist die komplexe Amplitude (d.h.Amplitude und Phase) der von dem Detektor 216 erfassten Sinuskurveeine Linearkombination (mit komplexer Wichtung des Absolutwerts1) der komplexen Amplituden der entsprechenden Frequenzkomponentenin unterschiedlichen Höhen 240, 242, 244, 246 derStrukturen innerhalb des Objekts 114. In dem in 10 veranschaulichten Beispielführt dieszu einem System von drei (gleich der Anzahl der Fokusfleckpositionen)linearen Gleichungen mit vier (gleich der Anzahl der vorliegenden Schnitte)Unbekannten. Dieses System linearer Gleichungen ist unterbestimmt,denn es sind mehr Variablen als Gleichungen vorhanden, jedoch isteine optimale Schätzungder Lösungbestimmbar. Fürjede Fokusfleckposition der Röntgenstrahlungsquelleund fürjede Frequenz existiert ein Satz Wichtungsfaktoren (die komplex sindund den Absolutwert 1 aufweisen), die dem Satz betrachteter Schnittezugeordnet sind. Fürjede betrachtete Fokusfleckposition können diese Wichtungsfaktorenin einen Vektor eingetragen (der als „charakteristisches Vertikalprofil" bezeichnet wird,weil jedes Element des Vektors einer unterschiedlichen Höhe entspricht). Dieoptimale Lösung(bezeichnet als „Optimalprofil") wird dann als derSatz von Koeffizienten bestimmt, der in dem Vektorraum liegt, derdurch die charakteristischen Vertikalprofile aufgespannt wird, undder die Projektionsgleichungen erfüllt. Somit wird die Linearkombinationder charakteristischen Vertikalprofile, die die Koeffizienten indem Optimalprofil bestimmt, durch dieses Verfahren festgelegt. DieSumme der Koeffizienten in dem optimalen Vertikalprofil, die jeweilsmit dem entsprechenden Wert eines charakteristischen Vertikalprofilsgewichtet werden, erbringt fürden entsprechenden Fokusfleck den korrekten Fourier-Koeffizientender entsprechenden Projektion fürdie entsprechende Frequenz. Ähnlichwie das charakteristische Profil ist das optimale Profil ein Vektor,der Koeffizienten enthält,wobei jeder Koeffizient einer unterschiedlichen Höhe entspricht,und der die optimale Schätzungder Koeffizienten fürdie Fourier-Transformation der Strukturen innerhalb des Schnittsin einer entsprechenden Höhebei der entsprechenden Frequenz angibt. In dem Beispiel nach 10 ist die optimale Schätzung desvertikalen Fourier-Koeffizienten-Profilsdurch das Objekt 114 als Vier-Elemente-Vektor gegeben, der in demVektorraum liegt, der durch die charakteristischen Vertikalprofileaufgespannt wird, die jeweils den Fokusflecken zugeordnet sind undder die Projektionsgleichungen erfüllt, d.h. das Skalarproduktdes Optimalprofils mit den charakteristischen Profilen hat den Wertder entsprechenden komplexen Amplitude des Fourier-Koeffizientender entsprechenden Projektionen. Diese Relationen werden in ihrerallgemeinsten Form in den weiter unten angegebenen Gleichungen 3bis 5 wiedergegeben. Es wird angemerkt, dass eine solche Beziehungfür jedebetrachtete Frequenz gilt und dass die charakteristischen Vertikalprofile alseine Funktion der betrachteten Frequenz variieren.For the focus spot position 3, the detector is used 216 recorded an even smaller amplitude. Mathematically, the complex amplitude (ie, amplitude and phase) is that of the detector 216 Sine curve detected a linear combination (with complex weighting of the absolute value 1) of the complex amplitudes of the corresponding frequency components at different heights 240 . 242 . 244 . 246 the structures within the object 114 , In the in 10 This leads to a system of three linear equations (equal to the number of focus spot positions) with four (equal to the number of cuts present) unknowns. This system of linear equations is underdetermined because there are more variables than equations, but an optimal estimate of the solution is determinable. For each focus spot position of the x-ray source and for each frequency, there exists a set of weighting factors (which are complex and have the absolute value of 1) associated with the set of viewed sections. For each focus spot position considered, these weighting factors can be entered into a vector (referred to as a "characteristic vertical profile" because each element of the vector corresponds to a different height.) The optimal solution (referred to as "optimal profile") is then determined as the set of coefficients , which lies in the vector space, which is spanned by the characteristic vertical profiles, and which fulfills the projection equations. Thus, the linear combination of the characteristic vertical profiles that determines the coefficients in the optimum profile is determined by this method. The sum of the coefficients in the optimal vertical profile, each weighted by the corresponding value of a characteristic vertical profile, yields for the corresponding focus spot the correct Fourier coefficient of the corresponding projection for the corresponding frequency. Similar to the characteristic profile, the optimal profile is a vector containing coefficients, each coefficient corresponding to a different height, and indicating the optimum estimate of the coefficients for the Fourier transform of the structures within the slice at a corresponding height at the corresponding frequency , In the example below 10 is the optimal estimate of the vertical Fourier coefficient profile by the object 114 given as a four-element vector lying in the vector space spanned by the characteristic vertical profiles respectively associated with the focus spots and satisfying the projection equations, ie the scalar product of the optimum profile with the characteristic profiles has the value of the corresponding complex amplitude of the Fourier coefficient of the corresponding projections. These relations are given in their most general form in Equations 3 to 5 below. It is noted that such a relationship holds for any frequency considered and that the characteristic vertical profiles vary as a function of the frequency considered.
    [0087] 11 veranschaulicht die Beziehung 241,die verschaulicht, dass die Phasenverschiebung eine Funktion derHöhe undder Frequenz einer Sinuskomponente ist. Spezieller veranschaulicht 11 zwei Sätze vonStrukturen des Objekts 114 mit entsprechend korrespondierendenFrequenzen in zwei unterschiedlichen Ebenen 250, 252 (diein unterschiedlichen Höhen über derDetektorebene 232 angeordnet sind). 11 illustrates the relationship 241 indicating that the phase shift is a function of the magnitude and frequency of a sinusoidal component. More specifically illustrated 11 two sets of structures of the object 114 with correspondingly corresponding frequencies in two different levels 250 . 252 (at different heights above the detector level 232 are arranged).
    [0088] Speziellerveranschaulicht 11 dieBeziehung 241, die veranschaulicht wie die Übersetzung(und Vergrößerung),die den einzelnen Projektionen zugeordnet ist, einer Phasenverschiebungder Sinuskomponenten entspricht und wie diese (relative) Phasenverschiebungvon der Höheder Ebenen 250, 252 und der Frequenz 254, 256 derStruktur des Objekts 114 (nicht veranschaulicht in 11) sowie den Abstand zwischen denFokusflecken 1 und 2 entspricht.More specifically illustrated 11 the relationship 241 illustrating how the translation (and magnification) associated with each projection corresponds to a phase shift of the sine components and how this (relative) phase shift corresponds to the height of the planes 250 . 252 and the frequency 254 . 256 the structure of the object 114 (not illustrated in 11 ) and the distance between the focus spots 1 and 2 corresponds.
    [0089] 11 veranschaulicht zweiSätze vonSinusstrukturen entsprechender korrespondierender Frequenzen 254, 256 inEbenen in zwei verschiedenen Höhen 250, 252.Strukturen, die der Frequenz 1 (254) entsprechen sind indurchgezogenen Linien veranschaulicht und Strukturen, die der Frequenz2 (256) entsprechen sind in gestrichelten Linien dargestellt.Zur Verbesserung der Klarheit sind die sich ergebenden Projektionen für unterschiedlicheFrequenzen 254, 256 separat veranschaulicht. Für beideFrequenzen 254, 256 kennzeichnet die durchgezogenefette Linie die Projektionen, die sich von dem Fokusfleck 1 herleiten(die Projektionen stimmen fürdie entsprechenden Strukturen fürbeide Höhen 250, 252 überein).Die getupfte Linie kennzeichnet die Projektion der Struktur deroberen Ebene 250 mit Bezug auf den Fokusfleck 2 während diestrichpunktierte Linie die Projektion der Struktur der unteren Ebene 252 inBezug auf den Fokus fleck 2 veranschaulicht. Die (relative) Phasenverschiebung(die proportional zu der Translation geteilt durch die Wellenlänge ist)erhöht sich: mitwachsendem Abstand zwischen den Fokusflecken, mit wachsenderHöhe derPosition der Sinusstruktur (überdem Detektor 216), mit steigender Frequenz. 11 illustrates two sets of sine structures of corresponding corresponding frequencies 254 . 256 in levels in two different heights 250 . 252 , Structures that are of frequency 1 ( 254 ) are illustrated in solid lines and structures that correspond to the frequency 2 ( 256 ) are shown in dashed lines. For clarity, the resulting projections are for different frequencies 254 . 256 illustrated separately. For both frequencies 254 . 256 the solid bold line indicates the projections derived from the focus spot 1 (the projections are correct for the corresponding structures for both heights) 250 . 252 match). The dotted line indicates the projection of the upper-level structure 250 with respect to the focus spot 2, while the dot-dash line is the projection of the lower-level structure 252 with respect to the focus spot 2 illustrated. The (relative) phase shift (which is proportional to the translation divided by the wavelength) increases: with increasing distance between the focus spots, with increasing height of the position of the sinusoidal structure (above the detector 216 ) with increasing frequency.
    [0090] DieseBeziehungen veranschaulichen das dahinter stehende Prinzip, dashilfreich ist, um die nachstehende Gleichung 2 aufzustellen. Diesbedeutet, dass die Phasenverschiebung für eine gegebenen Ort eines Fokusflecksund eine gegebene Frequenz lediglich von der Höhe über dem Detektor 216 abhängt, inder die betrachtete Struktur angeordnet ist. Für unterschiedliche Fokusfleckpositionen ändert sichdiese Gleichung, wobei dieser Umstand dazu genutzt wird, Information über diePhase und die Amplitude von Strukturen einer gegebenen Frequenzund in einer gegebenen Höhewiederzugewinnen.These relationships illustrate the underlying principle that is helpful in establishing Equation 2 below. This means that the phase shift for a given location of a focus spot and a given frequency is only from the height above the detector 216 depends, in which the considered structure is arranged. For different focus spot positions, this equation changes, and this fact is used to recover information about the phase and amplitude of structures of a given frequency and magnitude.
    [0091] 12 ist ein Flussbild 260,das dem oben genannten Fourier-basierten Verfahren zur optimalenRekonstruktion in der digitalen Tomosynthese entspricht und dasdurch das digitale Tomosynthesesystem 200 ausgeführt wird.Das Flussbild 260 der Fourier-basierten Rekonstruktionist in 12 wiedergegebenund enthälteinen unabhängigenVerarbeitungsschritt 261 für jedes Projektionsbild, unabhängige Verarbeitungsschritte 265 für jede Frequenzkomponente(was die Information überdie Systemgeometrie/Fokusfleckpositionen 267 nutzt), einenunabhängigenVerarbeitungsschritt 271 für jeden Horizontalschnitt durchdas Objekt 114 und eine optionale iterative Prozedur 277 zurVerbesserung der Re konstruktion durch Einbeziehung von Information über dieLagerung (oder räumlicheAusdehnung) des Objekts 114 oder andere Einschränkungen. 12 is a river picture 260 which corresponds to the above-mentioned Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis and that by the digital tomosynthesis system 200 is performed. The river picture 260 The Fourier-based reconstruction is in 12 and contains an independent processing step 261 for each projection image, independent processing steps 265 for each frequency component (what the information about the system geometry / focus spot positions 267 uses), an independent processing step 271 for each horizontal section through the object 114 and an optional iterative procedure 277 to improve reconstruction by including information about the storage (or spatial extent) of the object 114 or other restrictions.
    [0092] Wiein 12 veranschaulicht,werden die Schritte 261, 265, 271 und 277 wiefolgt ausgeführt.Währendsich die folgende Beschreibung auf zweidimensionale Verarbeitungvon Projektionsbildern und Schnitten durch ein rekonstruiertes Volumenbezieht, wird in einer Ausführungsformeine zweidimensionale Version der Fourier-basierten Verfahrens zuroptimalen Rekonstruktion in der digitalen Tomosynthese verwendet,wie oben stehend diskutiert worden ist. Diese Ausführungsformimpliziert insbesondere, dass eindimensionale Fourier-Transformationenentsprechender Schnitte durch die Projektionsbilder und Querschnitte(Scheiben) durch das rekonstruierte Volumen genutzt werden.As in 12 illustrates the steps 261 . 265 . 271 and 277 as follows. While the following description refers to two-dimensional processing of projection images and slices through a reconstructed volume, in one embodiment, a two-dimensional version of the Fourier-based optimal tomography reconstruction method is used, as discussed above. In particular, this embodiment implies that one-dimensional Fourier transforms of corresponding sections through the projection images and cross sections (slices) are utilized by the reconstructed volume.
    [0093] DieunabhängigeVerarbeitung 261 jedes Projektionsbilds wird, wie erklärt, durchdie Verarbeitungsschritte 262 und 264 ausgeführt. DieProjektionsbilder werden durch das digitale Tomosynthesesystem 200 für unterschiedlicheFokusfleckpositionen bei 262 aufgenommen. Im nächsten Schrittwerden die oben zweidimensionalen Fourier-Transformationen für jedesBild durch das digitale Tomosynthesesystem 200 bei 264 berechnet.The independent processing 261 Each projection image is explained through the processing steps 262 and 264 executed. The projection images are through the digital tomosynthesis system 200 for different focus spot positions 262 added. In the next step, the above two-dimensional Fourier transforms for each image are rendered by the digital tomosynthesis system 200 at 264 calculated.
    [0094] Wieerläutertwird fürjede Frequenzkomponente durch die Prozesse 266, 267, 268 und 270 eineunabhängigeVerarbeitung 265 vorgenommen. Für jede Frequenz werden dieFourier-Koeffizienten der entsprechenden Frequenzkomponente bei 266 für alle Projektionsbildergesammelt. Es wird Information überdie Systemgeometrie/die Fokusfleckpositionen 267 durchdie Prozesse 268 und 270 wie erläutert genutzt.Für jede Frequenzwird bei 268 ein System linearer Gleichungen gelöst, diedie Fourier-Koeffizienten der Projek tionsbilder mit gewissen charakteristischenVertikalprofilen der Fourier-Koeffizienten verbinden. Diese Gleichungen werdendurch die Fokusfleckpositionen 267 der Röntgenstrahlungsquelle 110 unddie betrachtete Frequenz bestimmt. Die entsprechenden Frequenzensind in jeder Höhedes Objekts 114 mit der betrachteten Frequenz der Projektionsbildesdurch den Vergrößerungsfaktorverbunden, der der entsprechenden Höhe zugeordnet ist. Für eine gegebeneFokusfleckposition der Röntgenstrahlungsquelle 110 istein Fourier-Koeffizientdes Bildes, das der Detektor 216 aufgenommen hat, eineLinearkombination der Fourier-Koeffizienten bei den zugeordnetenFrequenzen an Horizontalschnitten durch das Objekt 114.Die komplexen Wichtungen haben in dieser Linearkombination alleden Absolutwert 1, jedoch unterscheiden sie sich durch die Phase.Diese Wichtungen werden durch die betrachtete Frequenz, die Fokusfleckpositionund die Höhedes zugeordneten Schnitts durch das Objekt 114 vollständig bestimmtund im Vorhinein berechnet, wenn die Fokusfleckpositionen im Vorhineinfestgelegt sind. Fürjede Frequenz und fürjede betrachtete Fokusfleckposition repräsentiert die Gesamtheit dieserWichtungen (füralle Höhen)in einem Vektor das zugeordnete charakteristische Vertikalprofil.As explained, for each frequency component through the processes 266 . 267 . 268 and 270 an independent processing 265 performed. For each frequency, the Fourier coefficients of the corresponding frequency component are added 266 collected for all projection images. It will display information about the system geometry / focus spot positions 267 through the processes 268 and 270 used as explained. For each frequency is added 268 solved a system of linear equations that connect the Fourier coefficients of Projek tion images with certain characteristic vertical profiles of the Fourier coefficients. These equations are determined by the focus spot positions 267 the X-ray source 110 and the considered frequency determines. The corresponding frequencies are at any height of the object 114 associated with the considered frequency of the projection image by the magnification factor associated with the corresponding height. For a given focus spot position of the X-ray source 110 is a Fourier coefficient of the image that is the detector 216 has recorded a linear combination of the Fourier coefficients at the associated frequencies on horizontal sections through the object 114 , The complex weights in this linear combination all have the absolute value of 1, but they differ in phase. These weights are determined by the frequency considered, the focus spot position, and the height of the associated slice through the object 114 completely determined and calculated in advance, with the focus spot positions in the pre are set into it. For each frequency and for each focus spot position considered, the totality of these weights (for all heights) in a vector represents the associated characteristic vertical profile.
    [0095] Dasoptimale Vertikalprofil wird bei 270 für jede Frequenz bestimmt, indemdie Linearkombination der charakteristischen Vertikalprofile, dieden Fokusfleckpositionen (fürdie entsprechende Frequenz) gewichtet mit den bei 268 erhaltenenKoeffizienten berechnet wird.The optimal vertical profile is at 270 for each frequency, by calculating the linear combination of the characteristic vertical profiles weighted by the focus spot positions (for the corresponding frequency) with the coefficients obtained at 268.
    [0096] Durchdie Prozesse 272, 274 und 276 wird, wieerläutert,eine unabhängigeVerarbeitung 271 jedes Schnitts durch das Objekts 114 vorgenommen.Für jedebetrachtete Höhe,für dieein Schnitt durch das Objekt 114 durch das digitale Tomosynthesesystem 200 rekonstruiertwird, werden die Fourier-Koeffizienten für alle Frequenzen (in der betrachtetenHöhe) durchBestimmung des Werts des entsprechenden optimalen Vertikalprofilsfür alleFrequenzen bei der betrachteten Höhe bei 272 gesammelt.Through the processes 272 . 274 and 276 As discussed, independent processing will take place 271 every cut through the object 114 performed. For each considered height, for which a section through the object 114 through the digital tomosynthesis system 200 is reconstructed, the Fourier coefficients for all frequencies (at the considered altitude) are determined by determining the value of the corresponding optimal vertical profile for all frequencies at the considered altitude 272 collected.
    [0097] Für jede betrachteteHöhe wirdbei 274 die inverse Fourier-Transformation berechnet. DasErgebnis ist die optimale Rekonstruktion 267 des Objekts 114 durchdas digitale Tomosynthesesystem 200 in jeder betrachtetenHöhe, basierendlediglich auf der Information, die durch die Projektionen gegebenist.For each considered height is at 274 calculates the inverse Fourier transform. The result is the optimal reconstruction 267 of the object 114 through the digital tomosynthesis system 200 in each considered altitude, based only on the information given by the projections.
    [0098] DieNutzung zusätzlichverfügbarerInformation überdie Lagereinrichtung (d.h. die räumlicheAusdehnung) des Objekts 114, beschränkt die Rekonstruktion 278 aufdie Lagereinrichtung, indem alle Rekonstruktionselemente die außerhalbder Lagereinrichtung (oder eines Grenzvolumens) angeordnet sind,auf Null gesetzt werden. Die Lagereinrichtung ist der Bereich/dasVolumen, in dem die Funktion nicht Null ist. In einer Ausführungsformist die Lagereinrichtung das Volumen, in dem das Objekt 114 vorhandenist und zwar im Gegensatz zu dem Bereich, in dem das Objekt 114 nichtvorhanden ist. Wenn die Lagereinrichtung des Objekts 114 nichtvorher bekannt ist, dann kann ein so genanntes Grenz- oder Hüllvolumenbenutzt werden, das ein Volumen ist, das durch vorherige Kenntnis über dasabgebildete Objekt definiert ist, das das Objekt 114 enthält (wobeies jedoch größer alsdie Lagereinrichtung des Objekts 114 sein kann). Generellgilt, dass je kleiner das Grenzvolumen ist desto besser ist dieQualitätder Rekonstruktion des Objekts 114. Bei einer anderen Ausführungsformkann die zusätzlicheBedingung das Beschränkender Werte in dem rekonstruierten Volumen auf einen physikalischsinnvollen Bereich beinhalten und zwar auf Basis physiologiescherPrinzipien oder vorheriger Kenntnis über das abgebildete Objekt.The use of additionally available information about the storage facility (ie the spatial extent) of the object 114 , restricts the reconstruction 278 to the storage facility by setting all reconstruction elements located outside the storage facility (or a marginal volume) to zero. The storage facility is the area / volume in which the function is not zero. In one embodiment, the storage device is the volume in which the object 114 exists and in contrast to the area in which the object 114 not available. If the storage facility of the object 114 is not previously known then a so-called bounding or envelope volume may be used, which is a volume defined by prior knowledge of the imaged object representing the object 114 contains (but it is larger than the storage facility of the object 114 can be). In general, the smaller the threshold volume, the better the quality of the object's reconstruction 114 , In another embodiment, the additional condition may include limiting the values in the reconstructed volume to a physically meaningful range based on physiological principles or prior knowledge of the imaged object.
    [0099] Dasoptionale iterative Verfahren 277 wird durch die Abläufe 278, 280 und 282 wieerläutertausgeführt.Für diefolgende iterative Aktualisierung 277 der Rekonstruktion 260 wirdeine ausreichende Anzahl von Schnitten durch das Objekt 114 rekonstruiert.Für jedeFokusfleckposition wird die entsprechende Projektion des rekonstruiertenObjekts 114 berechnet 280. Dieser Prozess 280 wirdentweder durch Berechnung des offensichtlichen Linienintegrals entlangLinien durch das rekonstruierte Objekt 114 oder im Fourier-Bereich zunächst durchBerechnen der Fourier-Transformation jedes rekonstruierten Schnittsdurch das Objekt 114 (nachdem das Objekt 114 aufden Support und/oder durch andere Zusatzbedingungen beschränkt wordenist) und dann durch Berechnung des Skalarprodukts des Vertikalprofilsder entsprechenden Frequenzkomponente in unterschiedlichen Höhen h mitden charakteristischen Vertikalprofilen erreicht, die durch dieFokusfleckposition und die betrachtete Frequenz gegeben sind.The optional iterative process 277 is through the processes 278 . 280 and 282 as explained above. For the following iterative update 277 the reconstruction 260 will make a sufficient number of cuts through the object 114 reconstructed. For each focus spot position, the corresponding projection of the reconstructed object becomes 114 calculated 280 , This process 280 is calculated either by calculating the apparent line integral along lines through the reconstructed object 114 or in the Fourier domain, first by calculating the Fourier transform of each reconstructed slice through the object 114 (after the object 114 has been limited to support and / or other constraints) and then obtained by calculating the scalar product of the vertical profile of the corresponding frequency component at different heights h with the characteristic vertical profiles given by the focus spot position and frequency considered.
    [0100] DerUnterschied zwischen den neuen Projektionen zu den originalen Projektionsbildernwird bei 282 berechnet. Wird diese Differenz als Eingabefür denRekonstruktionsalgorithmus verwendet (d.h. als Eingangsgröße für den Prozess 264)wird die aktuelle Schätzungfür dasrekonstruierte Objekt 114 iterativ aktualisiert.The difference between the new projections and the original projection pictures is added 282 calculated. If this difference is used as an input to the reconstruction algorithm (ie as an input to the process 264 ) becomes the current estimate for the reconstructed object 114 updated iteratively.
    [0101] Dasfourierbasierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktion in der digitalenTomosynthese ist sowohl auf den zweidimensionalen Fall (der demSpezialfall der Akquisition von Projektionsbildern durch die Röntgenstrahlungsquelle 110 entspricht,wenn sie einer linearen Trajektorie folgt) als auch für einendreidimensionalen Fall anwendbar, der in einem allgemeineren Fallvon speziellen Interesse ist bei dem die Röntgenstrahlungsquelle 110 einerallgemeineren Trajektorie (z.B. einer nicht linearen Trajektorie)mit einer konstanten Höhe über demDetektor folgt. In dem zweidimensionalen Fall werden alle Prozessein dem Flussbild 260 der 12 in dieserexakten Folge genutzt, jedoch wird anstelle der Verarbeitung vonProjektionsbildern nun „Projektionsprofile" eingesetzt, wobeidiese Projektionsprofile aus den Projektionsbildern durch Extraktionder Werte der Bilder entlang bestimmter Linien erhalten wird, wieweiter oben diskutiert. Wie weiter unten beschrieben, ist der zweidimensionaleFall detailliert erläutertund es folgt die Erläuterungdes dreidimensionalen Falls. Der zweidimensionale Fall ist gegenüber demdreidimensionalen Fall Berechnungseffizienter, während letzterer eine überlegeneBildqualitätliefern kann.The Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis is related to both the two-dimensional case (the special case of the acquisition of projection images by the X-ray source 110 corresponds if it follows a linear trajectory) as well as for a three-dimensional case, which in a more general case is of special interest in that of the x-ray source 110 a more general trajectory (eg, a nonlinear trajectory) with a constant height above the detector. In the two-dimensional case, all processes in the flowchart become 260 of the 12 used in this exact sequence, but instead of processing projection images, "projection profiles" are now used, these projection profiles being obtained from the projection images by extracting the values of the images along certain lines, as discussed above The two-dimensional case is more efficient in calculation than the three-dimensional case, while the latter can provide superior image quality.
    [0102] Eswird nun der zweidimensionale Fall der fourierbasierten Verfahrenszur optimalen Rekonstruktion in der digitalen Tomosynthese erläutert, beidem ein Horizontalschnitt durch das Objekt 114 bei einergegebenen Hohe z = z0 (wie in 6 und spezieller in 13 veranschaulicht) betrachtetwird. Die (lokal variierende) Dämpfungdurch das Objekt 114 in dieser Höhe z0 wirddurch ein Profil oz(x) repräsentiert,wobei x den Ort entlang der horizontalen Achse beschreibt. DiesesProfil kann außerdemdurch ein Fourierintegral
    [0103] 13 veranschaulicht einenGraphen 300, der den oben genannten Vergrößerungsfaktorfür eine Einzelfächerstrahlprojektiondemonstriert. In 13 weisteine betrachtete Fokusfleckposition 113 eine x-Komponentevon s und eine Höheh überder Detektorebene 232 auf. Somit hat die Fokusfleckposition 113 dieKoordinaten (s, h)T. Eine Fächerstrahlprojektiondes Röntgenstrahls 112 vergrößert mitBezug auf die Fokusfleckposition 113 einen Schnitt durchdas Objekt 114 in der Höhez um einen Faktor von κ =h/(h-z) und bildetden Punkt (s, z) auf den Punkt (s, 0) ab. 13 illustrates a graph 300 which demonstrates the above magnification factor for a single fan-beam projection. In 13 has a considered focus spot position 113 an x component of s and a height h above the detector plane 232 on. Thus, the focus spot position has 113 the coordinates (s, h) T. A fan beam projection of the X-ray 112 magnified with respect to the focus spot position 113 a section through the object 114 in the height z by a factor of κ = h / (hz) and maps the point (s, z) to the point (s, 0).
    [0104] Deshalbwird in dem oben genannten Fall das horizontale Profil oz(x) auf die folgende verschobene und skalierteVersion seiner selbst abgebildet (was an dem Detektor 216 beobachtetwird):
    [0105] Eindetailliertere Ableitung dieser Gleichung wird nachstehend gegeben.Der zweite Ausdruck (das ist der Term auf der rechten Seite desGleichheitszeichens) repräsentiertdie fouriertransformierte Darstellung der Fächerstrahlprojektion des Horizontalprofilsoz(x) in der Höhe z, wie in 13 dargestellt. Deshalb weist das Projektionsbild(das eine Superposition von Projektionen von Schnitten durch dasObjekt 114 zu allen Höhen zenthält)die Fourierkoeffizienten in der Form:
    [0106] DieGleichung (2) verbindet einen einzelnen Fourierkoeffizienten einesSchnitts (d.h. pz) des Objekts 114 miteinem einzelnen Fourierkoeffizienten der Projektion (d.h. qs(w), wobei die Fußnote s die spezielle Positionder Röntgenstrahlungsquelle 110 bezeichnet,die Projektion entspricht).Equation (2) combines a single Fourier coefficient of a cut (ie, p z ) of the object 114 with a single Fourier coefficient of the projection (ie, q s (w), where the footnote s is the particular position of the x-ray source 110 designating the projection).
    [0107] DieGleichung (2) ist ein Skalarprodukt (mit Bezug auf den Hilbertraumquadratisch integrierbarer komplexer Funktionen) der Funktionen
    [0108] Insbesondereist die kleinste Fehlerquadratapproximation von
    [0109] DasErgebnis (3) ist in dem Sinne optimal, dass es verfügbare Informationnutzt und keine zusätzliche Informationerzeugt. Außerdemist die Matrix in Gleichung 4 nur dann (regulär und deshalb) invertierbar,wenn die Funktionen en(z) linear unabhängig sind.Wenn dies nicht der Fall ist, ist eine sorgfältigere (jedoch immer nochimmer basale) Analyse erforderlich, um die optimale Approximationvon
    [0110] EineGleichung des Typs (4) wird fürjede betrachtete Frequenz w gelöst,um eine optimalere Rekonstruktion des Bilds des Objekts 114 über denBereich der Frequenzen w zu erhalten.An equation of type (4) is solved for each considered frequency w to provide a more optimal reconstruction of the image of the object 114 to get over the range of frequencies w.
    [0111] Dasoben genannte Verfahren bestimmt eine optimale Rekonstruktion desObjekts 114 mit Bezug auf die betrachtete Fourierbereichsdarstellung.Weil die Ausdehnung des Objekts 114 beschränkt ist,könnenobere und untere Grenzen (d.h. sowohl im x- als auch in x-Richtung)a priori angenommen werden, so dass das ganze Objekt 114 ineinem volumen enthalten ist, dass durch diese Grenzen beschränkt wird.Die spezielle Form des einhüllendenVolumens ist nicht auf einen Würfeloder auch nur eine regelmäßige Formbeschränkt. Umbeste Resultate zu erhalten, sollte das einhüllende Volumen jedoch so kleinwie möglichsein. Die zusätzlicheBedingung kann außerdembeinhalten, dass die Werte in dem rekonstruierten Volumen auf derBasis physikalischer Prinzipien und Vorkenntnissen über dasabgebildete Objekt auf einen physikalisch vernünftigen Bereich beschränkt werden.The above method determines an optimal reconstruction of the object 114 with respect to the considered Fourier domain representation. Because the extension of the object 114 is bounded, upper and lower bounds (ie both in the x and in the x direction) can be assumed a priori, so that the whole object 114 contained in a volume that is limited by these limits. The special shape of the enveloping volume is not limited to a cube or even a regular shape. For best results, however, the enveloping volume should be as small as possible. The additional condition may also include restraining the values in the reconstructed volume to a physically reasonable range based on physical principles and prior knowledge about the imaged object.
    [0112] Dasrekonstruierte Objekt 114 (gesehen an seiner Funktion von(x,y,z)) ist ein Element der folgenden beiden Funktionsräume: EinElement des Raums S von Funktionen, die außerhalb des einhüllendenVolumens 0 sind (und/oder die anderen Bedingungen genügen), und einElement von Q',nämlichdem Funktionenraum, der präziseden Satz gegebener Projektionsbilder erzeugt, d.h. Funktionen, diedie Gleichung 2 erfüllen,wobei die Funktionen qsn(w) durch die Projektionsbildervollständigbe stimmt sind. Um genau zu sein, ist Q' ein so genannter affiner Raum und keinHilberraum.The reconstructed object 114 (seen in its function of (x, y, z)) is an element of the following two functional spaces: An element of the space S of functions that are outside the enveloping volume 0 (and / or satisfy the other conditions), and an element of Q ', namely the function space that precisely generates the set of given projection images, ie, functions that satisfy Equation 2, where the functions q sn (w) are completely determined by the projection images. To be precise, Q 'is a so-called affine space and not a space for help.
    [0113] Dievorstehend abgeleitete Rekonstruktion im Fourierbereich erbringteine Funktion, die ein Element des Raums Q' ist, wobei diese Funktion allgemeinnicht gleichzeitig ein Element von S ist. Der alternierende Projektionsansatzbeinhaltet das Aktualisieren der Lösung so, dass abwechselnd eineder beiden Bedingungen erfülltsind. Zusätzlichkonvergiert der alternierende Projektionsansatz zu einer Lösung, diebeide Bedingungen erfüllt.Thederived reconstruction in the Fourierbereich yieldsa function which is an element of the space Q ', this function being generalis not an element of S at the same time. The alternating projection approachinvolves updating the solution so that one by one alternatesthe two conditions metare. additionallyconverges the alternate projection approach to a solution thatfulfilled both conditions.
    [0114] 14 veranschaulicht einenGraphen 310, der einen alternierenden Projektionsansatzillustriert. Wie in 14 veranschaulicht,wird eine Anfangsschätzungeiner Lösungbestimmt. Diese Anfangsschätzungwird dann, wie in dem Graph 310 von 14 veranschaulicht, aktualisiert. Ineiner ersten Aktualisierung wird zu der Anfangsschätzung eineFunktion addiert, die eine nicht 0-Komponente kompensiert, die außerhalbdes Hüllvolumensdes Objekts 114 angeordnet ist. Das Ergebnis ist eine Schätzung, diein dem Funktionsraum S liegt. Jedoch führt dies umgekehrt zu Projektionen,die nicht mit dem akquirierten Projektionsbildern übereinstimmen.Es wird dann eine Komponente bestimmt, die dieser Abweichung kompensiertund die neuerlich aktualisierte Schätzung der Lösung ist nun wiederum eineElement von Q'.Dieser Ansatz konvergiert schnell und ist in 14 veranschaulicht. In 14 bezeichnet P den Funktionenraum, derzu „0"-Projektionen führt, d.h. Funktionen,die von der Projektion nicht gesehen werden, während Q den Raum von Funktionenrepräsentiert, diedurch ihre Projek tionen vollständigbestimmt sind. Ähnlichbezeichnet S den Raum von Funktionen, die außerhalb des definierten Hüllvolumens0 sind, währendT der Raum von Funktionen ist, die innerhalb des Volumens 0 sind.Die gesuchte Lösungliegt in S währenddie Originalrekonstruktion nur eine Rekonstruktion in dem Raum Qliefert. Die iterative Prozedur schätzt die Komponente der Lösung, diein dem Raum P liegt, d.h. die von den Projektionen nicht beobachtetwerden kann. 14 illustrates a graph 310 illustrating an alternate projection approach. As in 14 illustrates, an initial estimate of a solution is determined. This initial estimate then becomes, as in the graph 310 from 14 illustrated, updated. In a first update, a function is added to the initial estimate that compensates for a non-zero component that is outside the envelope volume of the object 114 is arranged. The result is an estimate located in the functional space S. However, conversely, this leads to projections that do not match the acquired projection images. A component is then determined which compensates for this deviation and the newly updated estimate of the solution is again an element of Q '. This approach converges quickly and is in 14 illustrated. In 14 P denotes the function space leading to "0" projections, ie functions not seen by the projection, while Q represents the space of functions completely determined by their projections. which are outside the defined envelope volume 0, while T is the space of functions that are within the volume 0. The solution sought is in S while the original reconstruction provides only one reconstruction in the space Q. The iterative procedure estimates the component of the solution which lies in the space P, ie which can not be observed by the projections.
    [0115] Dievon der Prozedur gemäß 14 erhaltene Lösung kannnoch immer von der präzisenLösungabweichen, d.h. die rekonstruierte dreidimensionale Struktur desabgebildeten Objekts muss nicht identisch mit dem tatsächlichenObjekt sein, obwohl 14 diesnahelegt. Dies ist eine Folge des Umstands, dass der Schnitt vonS und Q' allgemeinmehr als einen einzelnen „Punkt" (d.h. eine Funktion)enthält.The procedure according to 14 The solution obtained may still differ from the precise solution, that is, the reconstructed three-dimensional structure of the imaged object need not be identical to the actual object, though 14 this suggests. This is a consequence of the fact that the intersection of S and Q 'generally contains more than a single "point" (ie function).
    [0116] Außerdem istdie Bestimmung einer Lösungderen Element sowohl von Q' alsauch von S ist nicht auf das hier beschriebene alternierende Projektionsverfahrenbeschrieben, sondern es könnenauch andere Ansätzegefunden werden.Besides that isthe determination of a solutionwhose element is derived from both Q 'andalso of S is not on the alternating projection method described herebut it canalso other approachesbeing found.
    [0117] EinDiskretisierung des Verfahrens ist relativ einfach. Ein natürlichesDiskretisierungsgitter in x und y ist typischerweise durch das Pixelrasterdes digitalen Detektors 216 (1, 3 und 4) gegeben. Nutzung der diskreten Fouriertransformation(in x/y) führtzu periodischen Funktionen (wenn die Funktionen auch als außerhalbdes betrachteten Intervalls definiert interpretiert werden). Esmuss somit Sorgfalt walten, wenn das Intervall ausgewählt wird,in dem die Funktionen definiert sind. Die Bedingung vollständig zunutzen, dass das Objekt außerhalbdes vorde finierten das Objekt 114 umgebenden Volumens Nullist. Andererseits hängtdas Diskretisierungsgitter in der z-Richtung nicht von der Rasterungdes Detektors 216 ab. Eine geeignete Beabstandung in zkann als eine Funktion des maximalen Projektionswinkel gewählt werden(für größere Projektionswinkelkann eine feinere Auflösungin z-Richtung erforderlich sein. Wegen des den unterschiedlichendurch das Objekt gehenden Horizontalebenen zugeordneten inhärenten Vergrößerungsfaktors,kann es vorteilhaft sein, eine Diskretisierung des Volumens, wiein 7 veranschaulicht,zu nutzen, bei der die x/y-Beabstandung (d.h. horizontal) des Gittersin jedem Horizontalschnitt entsprechend den entsprechenden Vergrößerungsfaktoreingestellt ist.Discretizing the process is relatively easy. A natural discretization grid in x and y is typically through the pixel grid of the digital detector 216 ( 1 . 3 and 4 ). Use of the discrete Fourier transform (in x / y) results in periodic functions (if the functions are also interpreted as being outside the considered interval). Care must therefore be taken when selecting the interval in which the functions are defined. Make full use of the condition that the object is outside the front of the object 114 surrounding volume is zero. On the other hand, the discretization grid in the z-direction does not depend on the screening of the detector 216 from. A suitable spacing in z may be chosen as a function of the maximum projection angle (for larger projection angles, a finer z-directional resolution may be required.) Because of the inherent magnification factor associated with the different horizontal planes passing through the object, it may be advantageous to discretize the Volume, as in 7 illustrated in which the x / y spacing (ie, horizontal) of the grating in each horizontal section is set according to the corresponding magnification factor.
    [0118] DasFolgende ist eine Diskussion der Ableitung des vorgenannten fourierbasiertenVerfahrens zur optimalen Rekonstruktion in der digitalen Tomosynthese.TheThe following is a discussion of the derivation of the aforementioned Fourier-basedMethod for optimal reconstruction in digital tomosynthesis.
    [0119] Umdas fourierbasierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktion in derdigitalen Tomosynthese abzuleiten, sei zunächst ein paralleles Projektionsszenario(dies steht im Widerspruch zu dem in der Praxis angetroffenen Fächerstrahlsszenario)und außerdemangenommen, das sich die Röntgenstrahlungsquelle 110 entlangeiner Trajektorie 212 parallel zu der Detektorebene 232 bewegt.Außerdemwird der zwiedimensionale Fall präsentiert, der sich auf dendreidimensionalen verallgemeinern lässt.To derive the Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis, let us first consider a parallel projection scenario (this is inconsistent with the fan-beam scenario encountered in practice) and, in addition, assume that the X-ray source 110 along a trajectory 212 parallel to the detector plane 232 emotional. In addition, the two-dimensional case is presented, which can be generalized to the three-dimensional.
    [0120] 15 ist ein Diagramm 290,dass eine zweidimensionale Objektbildgebungsanordnung und das Koordinatensystemveranschaulicht. Spezieller ist 15,ein Diagramm, das einen Parallelprojektionsfall veranschaulicht,der zur Ableitung der fourierbasierten Rekonstruktionstechnik zweckmäßig ist.Unter Nutzung dieser Annahme könnenhier verschiedene Komplikationen vermieden werden. Dies bedeutet,dass der Vergrößerungsfaktorin 15 unabhängig vonder Höhe1 ist, was das Skalieren der Frequenz als eine Funktion der Höhe vermeidet.Somit veranschaulicht 15 eineApproximation des tatsächlichenFalls, wenn der Abstand zwischen der Fokusfleckposition der Röntgenstrahlungsquelleim Vergleich zu der Höhedes Objekts groß ist. 15 is a diagram 290 in that it illustrates a two-dimensional object imaging arrangement and the coordinate system. More special is 15 , a diagram illustrating a parallel projection case useful for deriving the Fourier-based reconstruction technique. Using this assumption, various complications can be avoided here. This means that the magnification factor in 15 regardless of the altitude, which avoids scaling the frequency as a function of altitude. Thus illustrated 15 an approximation of the actual case when the distance between the focus spot position of the X-ray source is large compared to the height of the object.
    [0121] DerDetektor 216 (in 15 gekennzeichnetals Detektorebene 232) ist (ohne Verlust der Allgemeinheit)als horizontal mit einer Höhevon z=0 angenommen und das abgebildete Objekt 114 ist oberhalbder Detektorebene 232 angeordnet. Insbesondere wird angenommen,dass die Röntgenstrahlungsquelle 110 (in 15 nicht veranschaulicht)einen Strahl paralleler Röntgenstrahlen 292 untereinem Winkel θ aussendet (gemessengegen die Vertikalachse z). Ein Bündel paralleler Röntgenstrahlenwäre einIdealfall dahingehend, dass die Röntgenstrahlungsquelle 110 ineinem unendlichen Abstand von der Detektoreben 232 angeordnet istund der oben genannten Vergrößerungsfaktorwäre gleich1 (unabhängigvon der betrachteten Höhe).The detector 216 (in 15 marked as detector level 232 ) is assumed (without loss of generality) to be horizontal with a height of z = 0 and the imaged object 114 is above the detector level 232 arranged. In particular, it is assumed that the X-ray source 110 (in 15 not illustrated) a beam of parallel X-rays 292 emitted at an angle θ (measured against the vertical axis z). A bundle of parallel X-rays would be an ideal case in that the X-ray source 110 at an infinite distance from the detector plane 232 is arranged and the above magnification would be equal to 1 (regardless of the height considered).
    [0122] Eswird nun ein horizontaler Schnitt durch das Objekt bei einer gegebenenHöhe z= z0 betrachtet. Die (lokal variierende)Abschwächungdurch das Objekt in dieser Höhekann durch ein Profil oz(x) repräsentiert werden,wobei x den Ort entlang der Horizontalachse beschreibt. Außerdem kanndas Profil durch ein Fourierintegral repräsentiert werden.Consider now a horizontal section through the object at a given height z = z 0 . The (locally varying) attenuation by the object at this height can be represented by a profile o z (x), where x describes the location along the horizontal axis. In addition, the profile can be represented by a Fourier integral.
    [0123] Insbesonderewird eine unendliche x-Achse angenommen, d.h. x ϵ R unddas Profil oz(x) wird für alle x dort als 0 angenommen,wo das Objekt 114 nicht vorhanden ist. Die z-Komponente wird inexakt der gleichen Weise behandelt, was die formale Darstellungsignifikant vereinfacht.In particular, an infinite x-axis is assumed, ie x ε R and the profile o z (x) is assumed there for all x as 0, where the object 114 not available. The z-component is treated in exactly the same way, which significantly simplifies the formal presentation.
    [0124] DieParallelprojektion (wie in 15 veranschaulicht)bildet das betrachtete Profil des Objekts 114 auf eineverlagerte (verschobene) Kopie seiner selbst ab, wobei die Größe der Verschiebungvon der Höhez des betrachteten Profils und von dem Winkel θ der Projektion abhängt. Insbesonderegilt, dass bei einem Projektionswinkel θ (gemessen gegen die Vertikalez) und füreine Höhez des betrachteten Schnitts durch das Objekt die Länge derVerschiebung ztanθ beträgt. Diesebedeutet, dass das Schwächungsprofiloz(x) in einer Höhe z in ein „Projektionsprofil" oz(x-z·tang θ) abgebildetwird.The parallel projection (as in 15 illustrates) forms the considered profile of the object 114 to a displaced (shifted) copy of itself, the magnitude of the displacement depending on the height z of the profile considered and on the angle θ of the projection. In particular, for a projection angle θ (measured against the vertical z) and for a height z of the considered section through the object, the length of the displacement is ztanθ. This means that the attenuation profile o z (x) is mapped at a height z into a "projection profile" o z (xz · tang θ).
    [0125] Für eine Einzelprojektionmit dem Winkel θ erfolgteine Superposition von Projektionen aller Horizontalschnitte durchdas betrachtete Objekt (d.h. eine Superposition von entsprechendverschobenen Versionen aller Profile an allen Höhen z tritt ein) und folglichhat das beobachtete Profil an dem Detektor 21 die Form
    [0126] Wirddie Fourierdarstellung (6) in diese Gleichung eingesetzterhältman
    [0127] DasUmschreiben des vorstehenden Ausdrucks in die Standardfourierintegralformergibt
    [0128] Deshalbsind die Fourierkoeffizienten qθ(w)des Projektionsbildes qθ(x) mit den Fourierkoeffizienten pz(w) aller Horizontalschnitte durch das abgebildeteObjekt 114 durch die Gleichung 7 verbunden. Insbesonderesind die Fourierkoeffizienten qθ(w)bei der Frequenz w eine Funktion lediglich der Fourierkoeffizientendes Horizontalschnitts durch das Objekt 114 bei exakt dergleichen FrequenzTherefore, the Fourier coefficients q θ (w) of the projection image q θ (x) with the Fourier coefficients p z (w) of all horizontal sections through the imaged object 114 connected by the equation 7. In particular, the Fourier coefficients q θ (w) at the frequency w are a function of only the Fourier coefficients of the horizontal section through the object 114 at exactly the same frequency
    [0129] Essei angenommen, dass Projektionen unter verschiedenen Winkeln θn mit n=1...N existieren. Dann lässt derFourierkoeffizient der verschiedenen Projektionsbilder eine Darstellungin der Form
    [0130] DasPrinzip der Bestimmung einer optimalen Schätzung von pz(w)der Skalarprodukte der Formel 8 wird nun erläutert.The principle of determining an optimal estimate of p z (w) of the scalar products of Formula 8 will now be explained.
    [0131] Aufder Basis linearer Algebra wird ein kleinster Fehlerquadratapproximationeines (Spalten-)Vektors p mit realen Werten aus einem Satz von Skalarproduktenqn = eT np,erhalten, wobei die Vektoren en und die Werteqn bekannt sind. Insbesondere gilt,
    [0132] Dieen sind Spaltenvektoren während sn und qn Skalaresind und die Potenz T zeigt den transponierten Vektor an.The e n are column vectors while s n and q n are scalars and the power T indicates the transposed vector.
    [0133] DieLösungdieses Systems linearer Gleichungen führt zu dem Lösungsvektorc, so dass
    [0134] Indem fourierbasierten Verfahren zur optimalen Rekonstruktion beider digitalen Tomosynthese existiert eine ähnliche Situation, jedoch gehtdas fourierbasierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktion bei der digitalenTomosynthese mit komplexwertigen Funktionen anstelle von reellwertigenVektoren um und betrachtet den Hilbertraum quadratisch integrierbarerkomplexer Funktionen anstelle eines endlich dimensionalen Vektorraums.Speziell werden die Werte qn hier durchgθn(w)und die Vektoren en durch die Funktioneneiwztanθ ersetzt. Exakt in der gleichen Weise wie oben erläutert, wird eine Matrix erhalten,deren Elemente nun durch paarweise Skalarprodukte der Funktioneneiwztanθ erhaltenwerden, d.h. das Element (m,n) dieser Matrix hat die Form
    [0135] EineInterpretation der Gleichung 7 liegt in der Berechnung des Fouriertransformationskoeffizienten derFunktion pz(w) (betrachtet als eine Funktionder Höhez für einefestgelegte Frequenz w) zusammen mit der Frequenz w·tanθ. Dies setztaußerdemvoraus, dass qθ(w)der Fourierkoeffizient ist, der der Frequenz (w, w·tanθ) der zweidimensionalenFouriertransformation des zweidimensionalen Objekts oz(w)= o(z,w) ist. Diese Beziehung ist im Wesentlichen eine Umformulierungder Fourierschnittstheorie, die aussagt, dass die eindimensionaleFouriertransformation der (parallelen) Projektion gleich dem zentralenSchnitt bei einem Winkel θ derzweidimensionalen Fouriertransformation des Objekts ist.An interpretation of Equation 7 lies in the calculation of the Fourier transform coefficient of the function p z (w) (considered as a function of the height z for a fixed frequency w) together with the frequency w · tan θ. This also assumes that q θ (w) is the Fourier coefficient that is the frequency (w, w · tan θ) of the two-dimensional Fourier transform of the two-dimensional object o z (w) = o (z, w). This relationship is essentially a reformulation of the Fourier intercept theory, which states that the one-dimensional Fourier transform of the (parallel) projection equals the central intersection at an angle θ of the two-dimensional Fourier transform of the object.
    [0136] Eswird nun eine Verallgemeinerung des vorstehend abgeleiteten zweidimensionalenfourierbasierten Verfahrens zur optimalen Rekonstruktion in derdigitalen Tomosynthese aus Parallelprojektionen auf dem dreidimensionalenFall erläutert.Weil ein Horizontalschnitt durch das abgebildete Objekt 114 wieauch seine Projektion auf den Detektor 216 zweidimensionalist, wird die standardmäßige zweidimensionaleFouriertransformation verwendet. Die Fourierbasisfunktionen sindin diesem Fall durch das kartesische Produkt der eindimensionalenFourierbasisfunktionen gegeben, d.h. die Fourierkoeffizienten werdennun sowohl durch eine Frequenz in x-Richtung als auch durch eineFrequenz in y-Richtung indiziert. Wie in dem zweidimensionalen Fall, wirdein Schnitt durch das Objekt 114 auf eine verschobene Versionseiner selbst abgebildet.A generalization of the above-derived two-dimensional Fourier-based method for optimal reconstruction in digital tomosynthesis from parallel projections on the three-dimensional case will now be explained. Because a horizontal section through the imaged object 114 as well as its projection onto the detector 216 is two-dimensional, the standard two-dimensional Fourier transform is used. The Fourier base functions in this case are given by the Cartesian product of the one-dimensional Fourier base functions, ie the Fourier coefficients are now indexed both by a frequency in the x direction and by a frequency in the y direction. As in the two-dimensional case, it becomes a section through the object 114 pictured on a displaced version of himself.
    [0137] DieseVerschiebung wird in eine x-Komponente und eine y-Komponenten aufgesplittetund es folgt die weitere Verallgemeinerung des zweidimensionalenFalls. Wiederum werden die Fourierkoeffizienten der Projektionenmit den Fourierkoeffizienten aller Horizontalschnitt durch das Objekt 114 durcheine Gleichung des Typs (7) verbunden und es wird ein System linearerGleichungen gelöst,um die optimalen Fourierkoeffizienten der Objekt-„Schnitte" aus den Fourierkoeffizientender Projektionen zu berechnen.This shift is split into an x-component and a y-component and the further generalization of the two-dimensional case follows. Again, the Fourier coefficients of the projections with the Fourier coefficients are all horizontal section through the object 114 is connected by an equation of type (7) and a system of linear equations is solved to calculate the optimum Fourier coefficients of the object "cuts" from the Fourier coefficients of the projections.
    [0138] Wiefrüherdiskutiert, ist dieser dreidimensionale Prozess im Falle eine linearenTrajektorie der Röntgenstrahlungsquelle 110 mitkonstanter Höhe über derDetektorebene nicht erforderlich, jedoch kann er in dieser Situationoptional durchgeführtwerden. Jedoch erbringt die zwei dimensionale Rekonstruktion, wieoben erläutert,Berechnungsvorteile in Bezug und Vergleich zu der dreidimensionalenRekonstruktion.As discussed earlier, this three-dimensional process is in the case of a linear trajectory of the X-ray source 110 with constant height above the detector level is not required, but it can be performed optionally in this situation. However, as explained above, the two-dimensional reconstruction provides computational advantages in comparison and comparison to the three-dimensional reconstruction.
    [0139] Eswird angenommen, dass die betrachtete Fokusfleckposition eine x-Komponentenvon s und eine Höheh überdem Detektor 216 hat (d.h. sie hat die Koordinaten (s,h)T). Eine von dieser Fokusfleckposition ausgehendeFächerstrahlprojektionvergrößert einenSchnitt durch das Objekt 114 mit der Höhe z durch einen Faktor x=h/(h-z)und bildet den Punkt (s, z) auf den Punkt (s,0) ab. Deshalb wirdin diesem Fall das Horizontalprofil oz(x)auf die folgende verschobene und skalierte Version seiner selbstabgebildet:
    [0140] Dieoben genannte Gleichung wurde durch Umschreiben von oz(x)im Hinblick auf seine Fouriertransformation (ähnlich zu Gleichung (6)) erreicht.Ein Tausch der Variablen erbringt:
    [0141] Dieoben genannten Gleichungen repräsentierendie fouriertransformierte Darstellung der Fächerstrahlprojektion des Horizontalprofilsoz(x) in der Höhe z. Es folgt unmittelbar,dass das Projektionsbild (das eine Superposition von Projektionenvon Schnitten in allen Höhenz aufweist) Fourierkoeffizienten der Form:
    [0142] Eineoptimale Rekonstruktion des Objekts 114 wird wie hier obenstehend beschrieben füreine Rekonstruktion von Fourierkoeffizienten bei einer einzelnenFrequenz (und füralle Höhenz mit Bezug auf Gleichung 8) erhalten, was für alle Frequenzen durchgeführt wird.An optimal reconstruction of the object 114 is obtained as described hereinabove for a reconstruction of Fourier coefficients at a single frequency (and for all heights z with respect to Eq. 8), which is done for all frequencies.
    [0143] Generellist die Ausdehnung des Objekts 114 limitiert und es werdena priori untere und obere Grenzen (sowohl in x- als auch in y-Richtung)so angenommen, dass das gesamte Objekt 114 in dem Volumenzwischen diesen Grenzen enthalten ist. Dies bedeutet, dass oz(x) außerhalbeines gegeben Intervalls Null ist. Aus dem Umstand, dass oz(x) im Wesentlichen die Fourierstransformiertevon oz(w) ist folgt, dass pz(w)eine beschränkteBandbreite hat. Dies impliziert insbesondere, dass pz(w)gesehen als eine Funktion der Frequenz w, glatt ist. die Werte pz(w) und pz(w+δw)sind nicht mehr unverknüpft(was früherder Fall zu sein schien, als die Gleichung 8 abgeleitet worden ist).Insbesondere ist das Spektrum pz(w) bereitsdurch gleichmäßig beabstandeteProben pz(wk) vollständig bestimmt.Aus diesen Proben wird die Funktion pz(w)für allew wiedergewonnen, indem eine geeignete Version der sinc-Funktion(d.h. (sinx)/x) interpoliert wird. Diese Bedingung wird allgemeinvon den vorstehend rekonstruierten Funktionen pz(w)nicht erfülltwerden, bei denen im Wesentlichen gesonderte und unabhängige Beziehungenfür jedeFrequenz w benutzt worden sind. Dies ist eine Folge des Umstands,dass von dem Objekt 114 lediglich Teilinformation genutztworden ist, nämlichdie Fourierrepräsentationseiner Projektionen.Generally, the extent of the object 114 are limited and a priori lower and upper bounds (in both the x and y directions) are assumed to be the entire object 114 is contained in the volume between these limits. This means that o z (x) is outside a given interval is zero. From the fact that o z (x) is essentially the Fourier transform of o z (w), it follows that p z (w) has a limited bandwidth. This implies in particular that p z (w), seen as a function of the frequency w, is smooth. the values p z (w) and p z (w + δ w ) are no longer unlinked (which earlier seemed to be the case when Equation 8 was derived). In particular, the spectrum p z (w) is already completely determined by evenly spaced samples p z (w k ). From these samples, the function p z (w) for all w is retrieved by interpolating an appropriate version of the sinc function (ie, (sinx) / x). This condition will generally not be satisfied by the above-reconstructed functions p z (w), in which substantially separate and independent relationships have been used for each frequency w. This is a consequence of the fact that of the object 114 only partial information has been used, namely the Fourier representation of its projections.
    [0144] Dieseneue räumlicheBedingungen (und/oder andere Bedingungen, wie oben erläutert) wirdwie folgt verwendet. Es ist ersichtlich, dass sich ein Ansatz empfiehlt,der die oben genannten alternierenden Projektionen nutzt, um dasObjekt iterativ so zu rekonstruieren, dass beide Typen von Bedingungenerfülltwerden (Fourier und räumlich).Thesenew spatialConditions (and / or other conditions as explained above)used as follows. It can be seen that an approach is recommendedwho uses the above alternating projections to do thatObject iteratively to reconstruct that both types of conditionsFulfillsbecome (Fourier and spatially).
    [0145] Insbesondereist das rekonstruierte Objekt 114 ein Element der folgendenbeiden Funktionenräume: DerRaum S von Funktionen, die außerhalbdes begrenzenden Volumens Null sind (und/oder die andere Beschränkungenerfüllen)und Q', derRaum von Funktionen, die exakt den Satz von Projektionen „erzeugen", d.h., die die Gleichung(2) erfüllen,wobei die Funktionen qs(w) vollständig durchdie Projektionsbilder bestimmt sind. (Um genau zu sein, ist Q' ein affiner Raumund kein Hilbertraum).In particular, the reconstructed object 114 an element of the following two function spaces: The space S of functions that are zero outside the bounding volume (and / or that satisfy other constraints) and Q ', the space of functions that exactly "produce" the set of projections, ie, that satisfy equation (2), where the functions q s (w) are completely determined by the projection images Q 'an affine room and no Hilbert room).
    [0146] Dievorstehende abgeleitete Rekonstruktion erbringt eine Funktion, dieein Element des Raums Q ist, jedoch ist diese Funktion allgemeinnicht gleichzeitig ein Element von S.TheThe above derived reconstruction provides a function thatis an element of the space Q, but this function is generalnot at the same time an element of S.
    [0147] Deroben genannten alternierende Projektionsansatz aktualisiert dieLösung,so dass alternierende eine der beiden Bedingungen erfüllt ist.Der alternierende Projektionsansatz konvergiert zu einer Lösung, die beideBedingungen erfüllt.Of thethe above alternating projection approach updates theSolution,so that alternating one of the two conditions is met.The alternate projection approach converges to a solution, bothConditions fulfilled.
    [0148] DieBeziehung zwischen dem charakteristischen Vertikalprofil, das jederFrequenz und jeder Fokusfleckposition zugeordnet ist, und dem korrespondierendeVertikalprofil der Fourierkoeffizienten, die aus Fouriertransformationenvon Schnitten durch das Objekt in unterschiedlichen Höhen erhaltenwerden kann, ist auch mit lediglich einer einzelnen Fokusfleckpositionnoch immer erfüllt.Wenn eine Anfangsrekonstruktion des Objekts vorliegt (die auch überall Nullsein kann, wenn keine Anfangsrekonstruktion verfügbar ist) werden alle entsprechendenVertikalprofile (füralle Frequenzen) fürdas rekonstruierte Objekt erhalten, und es wird das rekonstruierteObjekt dann so aktualisiert, dass die Vertikalprofile optimal sind(im Hinblick auf diesen Fokusfleck und für alle Frequenzen). Dies entsprichtdem dazu oben beschriebenen Fall, in dem nur die Fourierraum informationaus den Projektionsbildern einbezogen ist, wobei der einzige Unterschieddarin liegt, dass es dort lediglich einen einzelnen Fokusfleck gibt.Dieser Schritt wird dann fürjeden Fokusfleck wiederholt, auch wenn mehr als ein Fokusfleck vorliegt.Um die „optimale" Rekonstruktion zuerhalten, wird dieser Schritt wieder und wieder ausgeführt, während sequentiellalle unterschiedlichen Fokusflecke durchlaufen werden. Schlussendlichkonvergiert dieser Ansatz. Somit kann das Rekonstruktionsverfahrengemäß der vorliegendenErfindung sogar auf anderes Szenarios verallgemeinert werden, indenen die Fokusflecke nicht notwendigerweise in der gleichen Höhe angeordnetsind (bspw. in der Ausführungsformder vorliegenden Erfindung gemäß 9) und es eignet sich insbesonderezur Verbesserung an bereits vorhandenen Rekonstruktionsannäherungenoder Schätzungen.Währenddas oben genannte fourierbasierte Rekonstruktionsverfahren auf derallgemeinen Idee der Verwendung und Abschätzung von Vertikalprofilenvon Fourierkoeffizienten bei entsprechenden Frequenzen beruht unddiese Beziehungen effizient nutzt, kann dieses gleiche Prinzip somitin allgemeineren Szenarios Anwendung finden, insbesondere für Systemgeometrien,in denen nicht alle Fokusflecke in der gleichen Höhe über demDetektor angeordnet sind. Außerdemkönnenin dem Rahmen der in 9 veranschaulichten Ausführungsformder vorliegenden Erfindung die Iterationsschritte, die die Fourierinformationnutzen, abwechselnd mit oben genannten Iterationsschritten angewendetwerden, die die Information überden Support des abgebildeten Objekts oder das begrenzende Volumennutzen, um eine Verallgemeinerung des alternierenden Projektionsansatzeszu gewinnen.The relationship between the characteristic vertical profile associated with each frequency and each focus spot position and the corresponding vertical profile of the Fourier coefficients that can be obtained from Fourier transforms of slices through the object at different heights is still satisfied even with only a single focus spot position. If there is an initial reconstruction of the object (which can be zero everywhere as well, if no initial reconstruction is available), all corresponding vertical profiles (for all frequencies) are obtained for the reconstructed object, and then the reconstructed object is updated so that the vertical profiles are optimal (with regard to this focus spot and for all frequencies). This corresponds to the case described above, in which only the Fourier space information from the projection images is included, the only difference being that there is only a single focus spot there. This step is then repeated for each focus spot, even if there is more than one focus spot. In order to obtain the "optimal" reconstruction, this step is performed again and again while sequentially traversing all the different focus spots, ultimately converging this approach Thus, the reconstruction method according to the present invention can even be generalized to other scenarios where the focus spots are not are necessarily arranged at the same height (for example, in the embodiment of the present invention according to 9 ) and it is particularly useful for improving on existing reconstruction approximations or estimates. Thus, while the above-mentioned Fourier-based reconstruction method is based on the general idea of using and estimating vertical profiles of Fourier coefficients at appropriate frequencies and making efficient use of these relationships, this same principle may find application in more general scenarios, especially for system geometries where not all focus patches in the same height above the detector are arranged. In addition, in the context of in 9 In the illustrated embodiment of the present invention, the iteration steps using the Fourier information are applied alternately with the above-mentioned iteration steps, which use the information about the support of the imaged object or the bounding volume to obtain a generalization of the alternating projection approach.
    [0149] Ineiner anderen Ausführungsformkann das fourierbasierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktionin der digitalen Tomosynthese dazu verwendet werden, lediglich gewisse Frequenzkomponentenin dem abgebildeten Volumen zu rekonstruieren. Wenn bspw. lediglichKanten des abgebildeten Volumens von Interesse sind, könnte manlediglich Komponenten konstruieren, die hohen Frequenzen entsprechen,weil Kanten meist durch deren Hochfrequenzanteil charakterisiertsind. Weil das fourierbasierte Verfahren zur optimalen Rekonstruktionin der digitalen Tomosynthese außerdem verschiedene Frequenzendes abgebildeten Volumens wirksam entkoppelt und es gestattet, Komponentenmit spezifischen Frequenzen individuell zu rekonstruieren, kannman außerdemdas erfindungsgemäße Verfahrenzur Rekonstruktion von Komponenten mit spezifischen Frequenzen nutzen,währendalle anderen Komponenten mit einem abweichenden Rekonstruktionsverfahren rekonstruiertwerden können.Inanother embodimentcan use the Fourier-based method for optimal reconstructionused in digital tomosynthesis, only certain frequency componentsto reconstruct in the imaged volume. If, for example, onlyEdges of the imaged volume are of interestonly construct components that correspond to high frequencies,because edges usually characterized by their high frequency componentare. Because the Fourier-based method for optimal reconstructionin digital tomosynthesis also different frequencieseffectively decoupled from the imaged volume and allows componentscan reconstruct individually with specific frequenciesone as wellthe inventive methoduse to reconstruct components with specific frequencies,whilereconstructed all other components using a different reconstruction methodcan be.
    [0150] Eindigitales Tomosynthesesystem akquiriert eine Anzahl von Projektionsradiographieneines Objekts (114) und rekonstruiert Strukturen des Objektsauf der Basis der akquirierten Projektionsradiographien. Das digitaleTomosynthesesystem enthälteine Röntgenstrahlungsquelle(110) und einen Detektor (116). Die Röntgenstrahlungsquelleemittiert ein Röntgenstrahlungsbündel undbewegt sich in Bezug auf den Detektor auf einer linearen Bahn.A digital tomosynthesis system acquires a number of projection radiographies of an object ( 114 ) and reconstructs structures of the object on the basis of the acquired projection radiographs. The digital tomosynthesis system contains an X-ray source ( 110 ) and a detector ( 116 ). The x-ray source emits an x-ray beam and moves in a linear path with respect to the detector.
    [0151] Dievorstehende Diskussion der Erfindung ist zum Zwecke der Veranschaulichungund Beschreibung vorgelegt worden. Die Beschreibung ist jedoch nichtdarauf gerichtet, die Erfindung auf die hier geoffenbarte Form zubeschränken.Folglich liegen alle Variationen und Abwandlungen, die sich ausder obigen Lehre und den Kenntnissen und den Fertigkeiten des zuständigen Fachmannsergeben, im Bereich der vorliegenden Erfindung. Die hier beschriebeneAusführungsformdient lediglich zur Erläuterungder gegenwärtigbest bekannten Art der Umsetzung der Erfindung und ermöglicht anderenFachleuten die Erfindung als solche oder in anderen Ausführungsformenund mit den verschiedenen Modifikationen zu benutzen, die derenspezielle Anwendung der Erfindung erfordert. Es wird beabsichtigt,dass die beigefügtenPatentansprücheso aufgefasst werden, dass sie alle alternativen Ausführungsformenin dem Maßeerfassen, wie es lediglich durch den vorhandenen Stand der Technikbeschränktist.TheThe foregoing discussion of the invention is for the purpose of illustrationand description have been submitted. The description is notdirected to the invention in the form disclosed hereinrestrict.Consequently, all the variations and modifications that arisethe above teaching and the knowledge and skills of the person skilled in the artresult, within the scope of the present invention. The one described hereembodimentis for explanation onlythe presentbest known way of implementing the invention and allows othersThose skilled in the art as such or in other embodimentsand to use with the various modifications that theirspecial application of the invention requires. It is intendedthat the attachedclaimsBe construed that they are all alternative embodimentsin this scaleCapture as it only by the existing state of the artlimitedis.
    权利要求:
    Claims (10)
    [1]
    Digitales Tomosynthesesystem zur Akquisitioneiner Anzahl von Projektionsradiographien eines Objekts: miteiner Röntgenstrahlungsquelle(110) zur Aussendung von Röntgenstrahlen, mit einemdigitalen Detektor (116), angeordnet in räumlicherBeziehung zu der Röntgenstrahlungsquelleund in Bezug auf das Objekt, und mit einem Prozessor (118),der mit der Röntgenstrahlungsquelleverbunden ist, wobei der Detektor dazu eingerichtet ist, die Röntgenstrahlungsquellezu steuern und Daten zu verarbeiten, die er von dem Detektor empfangenhat, so dass Projektionsradiographien in unterschiedlichen Positionendes Fokusflecks der Röntgenstrahlungsquellein Bezug auf das Objekt entlang einer linearen Trajektorie der Röntgenstrahlungsquelleakquiriert werden.Digital tomosynthesis system for acquiring a number of projection radiographies of an object: with an X-ray source ( 110 ) for emitting X-rays, with a digital detector ( 116 ), arranged in spatial relation to the X-ray source and with respect to the object, and with a processor ( 118 ) connected to the X-ray source, the detector being adapted to control the X-ray source and to process data received from the detector such that projection radiographs in different positions of the focus spot of the X-ray source relative to the object along a linear trajectory of the X-ray source are acquired.
    [2]
    Digitales Tomosynthesesystem nach Anspruch 1, beidem die Röntgenstrahlungsquelle(110) sich in einer Trajektorie in einem konstanten Abstandzu dem Detektor bewegt.A digital tomosynthesis system according to claim 1, wherein the X-ray source ( 110 ) moves in a trajectory at a constant distance to the detector.
    [3]
    Digitales Tomosynthesesystem nach Anspruch 1, beidem der Detektor (116) Pixel aufweist, die in Reihen undSpalten organisiert sind, wobei sich ein Fokusfleck der Röntgenstrahlungsquellein Bezug auf den Detektor in einer linearen Trajektorie parallelentweder zu den Pixelreihen oder zu den Pixelspalten bewegt.A digital tomosynthesis system according to claim 1, wherein the detector ( 116 ) Has pixels organized in rows and columns, wherein a focus spot of the x-ray source with respect to the detector moves in a linear trajectory parallel to either the pixel rows or the pixel columns.
    [4]
    Digitales Tomosynthesesystem nach Anspruch 1, beidem der Prozessor außerdemunabhängigdreidimensionale Strukturen rekonstruiert, die in logischen Ebeneneines Objekts gegeben sind, indem zweidimensionale Rekonstruktionender Information überdie Strukturen in diesen Ebenen des Objekts aus Informationen berechnetwerden, die von den akquirierten Projektionsradiographien geliefertwerden.The digital tomosynthesis system of claim 1, whereinthe processor as wellindependentlyThree-dimensional structures reconstructed in logical levelsof an object are given by two-dimensional reconstructionsthe information aboutthe structures in these levels of the object are calculated from informationsupplied by the acquired projection radiographiesbecome.
    [5]
    Digitales Tomosynthesesystem nach Anspruch 7, beidem die zweidimensionalen Rekonstruktionen zusammengestellt werden,um eine dreidimensionale volumetrische Rekonstruktion des Objektszu bilden.A digital tomosynthesis system according to claim 7, whereinthe two-dimensional reconstructions are put together,around a three-dimensional volumetric reconstruction of the objectto build.
    [6]
    Verfahren der digitalen Tomosynthese unter Verwendungeines Systems mit einer Röntgenstrahlungsquelleund einem digitalen Detektor, bei dem: der Detektor (116)genutzt wird, um Projektionsradiographien eines Objekts auf derBasis eines von der Röntgenstrahlungsquelleausgesandten Röntgenstrahlszu akquirieren und bei dem die Röntgenstrahlungsquelle (110)so gesteuert wird und die von dem Detektor empfangenen Daten soverarbeitet werden, dass die Projektionsradiographien in unterschiedlichenPositionen eines Fokusflecks der Röntgenstrahlungsquelle in Bezugauf den Detektor entlang einer linearen Trajektorie der Röntgenstrahlungsquelle aufgenommenwerden.A method of digital tomosynthesis using a system with an x-ray source and a digital detector, in which: the detector ( 116 ) is used to acquire projection radiographies of an object on the basis of an X-ray emitted by the X-ray source and in which the X-ray source ( 110 ) and the data received from the detector are processed so that the projection radiographs at different positions of a focus spot of the x-ray source with respect to the detector are taken along a linear trajectory of the x-ray source.
    [7]
    Verfahren nach Anspruch 6, bei dem sich die Röntgenstrahlungsquellein einer linearen Trajektorie bewegt, die in einem konstanten Abstandzu dem Detektor angeordnet ist.The method of claim 6, wherein the X-ray sourcemoved in a linear trajectory, which is at a constant distanceis arranged to the detector.
    [8]
    Verfahren nach Anspruch 6, bei dem sich die Röntgenstrahlungsquellein einer zirkularen Trajektorie bewegt, die in einem konstantenAbstand zu dem Detektor angeordnet ist.The method of claim 6, wherein the X-ray sourcemoved in a circular trajectory, which is in a constantDistance to the detector is arranged.
    [9]
    Verfahren nach Anspruch 6, bei dem außerdem: derFokusfleck der Röntgenstrahlungsquelleauf eine Vielzahl von Positionen festgelegt ist, die in einer zudem Detektor parallelen Ebene angeordnet sind.The method of claim 6, further comprising:of theFocus spot of X-ray sourceis set to a variety of positions in one tooare arranged parallel to the detector plane.
    [10]
    Verfahren nach Anspruch 6, bei dem außerdem: dreidimensionaleStrukturen unabhängigrekonstruiert werden, die in Ebenen eines Objekts vorhanden sind, indemzweidimensionale Rekonstruktionen von Information über dieStrukturen in diesen Ebenen des Objekts aus Informationen berechnetwerden, die von den akquirierten Projektionsradiographien geliefertwerden.The method of claim 6, further comprising:three-dimensionalStructures independentbe reconstructed, which are present in levels of an object bytwo-dimensional reconstructions of information about theStructures in these levels of the object are calculated from informationsupplied by the acquired projection radiographiesbecome.
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    同族专利:
    公开号 | 公开日
    US20040264636A1|2004-12-30|
    CN1575762A|2005-02-09|
    US6862337B2|2005-03-01|
    CN1575762B|2012-05-23|
    JP2005013736A|2005-01-20|
    引用文献:
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