FI119835B - Concepts CT X-ray device - Google Patents

Description

1 1198351 119835

Kartiokeila CT -röntgenkuvauslaiteCone beam CT X-ray machine

Esillä olevan keksinnön kohteena on kartiokeila CT -röntgenkuvauslaite, johon kuuluu runko-osa, röntgensädelähde röntgensäteiden tuottamiseksi, sä-5 teilyn vastaanottovälineet kohteen läpäisseen säteilyn ilmaisimeksi, kannatin-välineet röntgensädelähteen ja vastaanottovälineiden kannattamiseksi kohteen vastakkaisilla puolilla olevissa asemissa, jotka kannatinvälineet on liitetty runko-osaan pyörimisakselin ympäri kääntyvästi, käyttöelimet kannatinväli-neiden pyörittämiseksi mainitun pyörimisakselin ympäri, missä röntgensäde-10 lähteen yhteyteen on järjestetty kollimointivälineet aikaansaamaan kar-tiomaisen tai pyramidinmuotoisen sädekeilan kohdistamisen kohteeseen.The present invention relates to a cone-beam CT X-ray imaging device comprising a body, an x-ray source for generating x-rays, radiation receiving means for transmitting radiation to the target, support means for supporting the x-ray source and receiving means pivotally about the axis of rotation, actuating means for rotating the support means around said axis of rotation, wherein collimation means are provided in connection with the X-ray source to provide a conical or pyramidal beam beam to the target.

US 6,434,214 kuvaa CT -röntgenkuvauslaitteen ja röntgenkuvausmenetel-män. Kuvio 1 esittää tavanomaisen kartiokeila CT -röntgenkuvauslaitteen 15 yleistä konstruktiota. Tavanomainen kartiokeila CT -röntgenkuvauslaite on jaettu kuvausyksikköön 1 kuvauksen toteuttamiseksi ja kuvankäsittely-yksikköön 2 havaitun kuvadatan käsittelemiseksi. Ohjausyksikkö 3 suorittaa kuvausyksikön 1 ja kuvankäsittely-yksikön 2 kokonaisohjauksen. Kuvausyk-sikköön 1 on järjestetty röntgensädelähde 5 ja säteilyn vastaanottoväline 6 *»·· ·:··· 20 siten, että ne ovat toisiaan vastapäätä kohteen läpi. Sekä röntgensädelähde :*·[: 5 että kaksiulotteinen säteilyn vastaanottoväline 6 ovat järjestetyt pyyh- j.·*· käisylaitteeseen, joka kääntyy kohteen 7 ympäri pyörimisakselin 9 toimiessa pyörimiskeskipisteenä.US 6,434,214 describes a CT x-ray imaging device and an x-ray imaging method. Figure 1 shows a general construction of a conventional cone beam CT x-ray imaging device 15. A conventional cone-beam CT X-ray imaging device is divided into an imaging unit 1 to perform the imaging and an imaging unit 2 to process the detected image data. The control unit 3 performs total control of the imaging unit 1 and the image processing unit 2. The imaging unit 1 is provided with an X-ray source 5 and a radiation receiving means 6 * · · · · · · · · · · · · · · · · · · · · · · · · · · Both the x-ray source: * · [: 5] and the two-dimensional radiation receiving means 6 are arranged in a wiper · * · rotating device which pivots about the object 7 while the axis of rotation 9 acts as a center of rotation.

··* • · • · »·· 25 Pyyhkäisylaitetta 4 käännetään jokaiseen ennalta määrättyyn kulmaan ja • * * *:[:* vastaanottoväline 6 suorittaa röntgenlähteeltä lähetettyjen röntgensäteiden 8 • ♦ • · T intensiteetin mittauksen, jotka röntgensäteet ovat läpäisseet kohteen 7 kus- • · * · · *· " sakin ennalta määrätyssä kulmassa. Vastaanottovälineellä kuvannettu rönt genkuva konvertoidaan digitaaliseksi kuvadataksi lähetettäväksi edelleen ku-30 vankasittely-yksikköön 2.The scanning device 4 is rotated to each predetermined angle and • * * *: [: * the receiving means 6 performs a measurement of the intensity of the x-rays transmitted from the x-ray source, which x-rays have passed through the object 7. The x-ray image captured by the receiving means is converted to digital image data for transmission to the ku-30 soldering unit 2.

♦ · · • · · • m • · 2 119835♦ · · • · · • m • · 2 119835

Kuvankäsittely-yksikössä suoritetaan esikäsittelyn välineillä 10, esimerkiksi vastaanottovälineen 6 gammakorjaus, vääristymäkorjaus, logaritminen muunnos ja epäyhtenäisyyden korjaus. Seuraavana rekonstruktiovälineet 11 5 rekonstruoivat, läpäisseen säteilyn kuvien (kaikkien projisoitujen kuvien) perusteella, esikäsittelyn loppuunsaattamisen jälkeen, kolmiulotteisen rekonstruoidun kuvan rekonstruoimisen, mikä kuva on röntgensäteilyn absorptioker-toimen kolmiulotteinen jakauma kuvatusta kohteen osasta.The image processing unit performs preprocessing means 10, such as gamma correction, distortion correction, logarithmic conversion, and non-uniformity correction of the receiving means 6. Next, the reconstruction means 11 5, after completing the preprocessing, reconstructs the three-dimensionally reconstructed image based on the transmitted radiation images (all projected images), which image is a three-dimensional distribution of the X-ray absorption coefficient of the described portion.

10 Tämän rekonstruktiolaskutoimitusmenetelmän osalta tunnetaan Feldkampin kartiokeila rekonstruktiolaskutoimitusmenetelmä tai vastaava artikkelista L. A. Feldkamp et ai.: PRACTICAL CONE-BEAM ALGORITHM, Journal of Optical Society of America, A.Vol. 1, No. 6, pp. 612 to 619 (1984) (article 1).10 For this reconstruction calculation method, the Feldkamp cone beam reconstruction method or the like is known from L.A. Feldkamp et al., PRACTICAL CONE-BEAM ALGORITHM, Journal of the Optical Society of America, A.Vol. 1, No. 6, p. 612 to 619 (1984) (article 1).

15 Lopuksi kuvantamisvälineet 12 altistavat kolmiulotteisen rekonstruoidun kuvan kuvankäsittelylle, kuten esim. tilavuussävytys (volume-rendering) tai MIP —projektiokäsittely (maximum-intensity-projection processing), tuloksena olevan kuvan esittämiseksi kaksiulotteisena kuvana näytöllä 13. Tällöin kuvan-tamisvälineet 12 suorittavat kuvankäsittelyn katselukulman, havainnoitavan * · · · 20 alueen ja vastaavien parametrien perusteella, mitkä on syötetty käskyvälineil-lä, kuten näppäimistö, hiiri ja ohjauspallo.Finally, the imaging means 12 exposes the three-dimensionally reconstructed image to image processing, such as volume-rendering or maximum-intensity-projection processing, to display the resulting image as a two-dimensional image on screen 13. Then, the imaging means 12 performs image processing, * · · · 20 ranges and corresponding parameters entered by command tools such as a keyboard, mouse, and trackball.

• » • · • · · · · ·*· · ·.·*· Tavanomaisessa kartiokeila CT -röntgenkuvauksessa pyyhkäisylaitetta 4, va- • · · rustettuna kuvausjärjestelmällä, joka sisältää röntgensädelähteen 5 ja kaksi-25 ulotteisen säteilyn vastaanottovälineen 6, pyöritetään kohteen 7 ympäri, • * · « edullisesti n. 360° kulma-alueessa. Saatu läpäissyt säteily kuvannetaan ja • · '·;** rekonstruktiovälineet 11 muodostavat laitteen runkoon kiinnitettyyn, sta- • · :·’*· tionääriseen koordinaatistoon sijoitetun kohteen 7 kolmiulotteisen röntgensä- teilyn absorptiokertoimen jakauman. Stationäärinen koordinaatisto määrite- 30 tään kuvausjärjestelyn avulla, s.o. z-akseli pyyhkäisylaitteen pyörimiskeskipis- • * · • t • · • « 3 119835 teenä 9, ja suorakulmaiset x- ja y-akselit tasossa, jossa röntgensädelähteen 5 röntgensäteilyn fokuksen 14 kiertorata sijaitsee.In conventional CT cone x-ray imaging, the scanning device 4, equipped with an imaging system comprising an x-ray source 5 and a two-to-25-dimensional radiation receiving means 6, is rotated on the object 7. • * · «preferably within an angle of about 360 °. The obtained transmitted radiation is imaged and the reconstruction means 11 form a distribution of the three-dimensional X-ray absorption coefficient of the object 7, which is fixed to the body of the device and is located in a static coordinate system. The stationary coordinate system is determined by an imaging arrangement, i. The z-axis is the center of rotation of the scanning device as 3 919835 9, and the rectangular x and y axes in the plane in which the orbital of the X-ray focus 14 of the X-ray source 5 is located.

On tunnettua, että tällaisen yhden ainoan pyyhkäisykerran avulla saatu data 5 on epätäydellistä ja rekonstruoidussa kuvassa voi ilmetä artefakteja. Erityisesti hampaiston alueen kuvantamisessa eräänä tärkeänä ongelmana on me-tallipaikkojen aiheuttamat artefaktit. Perinteisesti artefakteja on yritetty poistaa laskennallisesti esikäsittelemällä kuvantamiseen käytettyjä projektioita tms. vaihtelevalla menestyksellä, kaikissa tunnetuissa menetelmissä on pe-10 rustavaa laatua olevana ongelmana se, ettei tiheysinformaatiota metallin kohdalta saada tietystä kulmasta otettuun projektioon ja näin ollen parhaatkin algoritmit oikeastaan vain arvaavat metalliartefaktien paikkoja.It is known that the data 5 obtained by such a single sweep is incomplete and artifacts may appear in the reconstructed image. Particularly important in dental imaging is artefacts caused by metal sites. Traditionally attempts have been made to eliminate artefacts by computationally pretreating projection images or the like, with varying degrees of success, all known methods have the fundamental problem of not obtaining density information on a metal from a given projection, and therefore the best algorithms do not really count.

Lisäksi eräänä tärkeänä ongelmana on se, että kartiokeila CT-kuvantamiseen 15 soveltuvat detektorit ovat isoja pinta-alaltaan ja kalliita, jolloin myös laitteistoista tulee kalliita. Lisäksi ison pinta-alan detektoria ei voi kehittää ominaisuuksiltaan yhtä edistykselliseksi kuin pienemmän pinta-alan detektoria.In addition, one major problem is that cone beam detectors suitable for CT imaging 15 are large in size and expensive, which also makes the equipment expensive. In addition, a large area detector cannot be developed as advanced as a smaller area detector.

Kartiokeila CT -kuvantamisen kuvantamisalueen suurentamiseksi leveyssuun- ♦ ··· ·:··· 20 nassa voidaan vaikuttaa useilla eri tavoilla, mutta mikäli detektorin koko ja :*·]: suurennussuhde halutaan pitää vakiona on lisättävä ns. pyöritysoffsetia, ku- |.:*j ten kuvattu hakemuksessa PCT/FI2005/050293. Offsetia lisäämällä saadaan kuvantamisalueen leveys lähes kaksinkertaiseksi. Kuvantamisalueen korkeu- ··· *·..·* den kasvattamiseen on monia tapoja. Eräs tapa on siirtää potilasta tai kuvan- 25 tamislaitetta ja kuvata siivuittain selkeästi erillisillä kierroksilla. Tästä seuraa • · • ♦ · valitettavasti pitkä kuvausaika, kaksinkertaiset liikkeet ja lisäksi siirtovaihe eri • · T* kerrosten välillä.In order to enlarge the cone beam imaging area in the width direction, ♦ ··· ·: ··· 20 can be influenced in several ways, but if the detector size and: * ·] are to be kept constant, the so-called magnification must be increased. rotation offset as described in PCT / FI2005 / 050293. Adding offset will almost double the width of the imaging area. There are many ways to increase the height of the imaging area ··· * · .. · *. One way is to move the patient or imaging device and shoot slices clearly in separate rotations. This results in • · • ♦ · unfortunately a long shooting time, double movements and a transfer phase between different layers.

• · • * · • M • ·• · • * · • M • ·

Niinpä esillä olevan keksinnön päämääränä on aikaansaada ratkaisu, jolla *:,,i 30 voidaan mm. tehostaa artefaktien poistamista ja saadaan lisättyä kuvanta-Accordingly, it is an object of the present invention to provide a solution by which * 30, e.g. enhances artifact removal and provides additional imaging-

• · I• · I

: V misalueen korkeutta suhteellisen yksinkertaisella tavalla.: V height in a relatively simple way.

4 119835 Tämän päämäärän saavuttamiseksi keksinnön mukaiselle kartiokeila CT -röntgenkuvauslaitteelle on tunnusomaista se, että laitteessa on ensimmäinen ja toinen röntgensädelähde, jotka säteilyttävät eri säteilytyskulmista yhtei-5 sen alueen kuvattavasta kohteesta, jotka säteilytykset vastaanotetaan säteilyn vastaanottovälineillä kuvainformaatioiden muodostamiseksi mainitusta yhteisestä alueesta.To achieve this object, the cone beam CT X-ray imaging device according to the invention is characterized in that the device has first and second X-ray sources which irradiate at different irradiation angles from a subject to be imaged by radiation receiving means for image information.

Seuraavassa keksintöä selostetaan lähemmin oheisiin piirustuksiin viitaten, 10 joissa: kuvio 1 kuvaa kaaviomaisesti tavanomaisen kartiokeila CT-röntgen-kuvauslaitteen rakennetta, 15 Kuviot 2 ja 3 kuvaavat keksinnön mukaisen laitteen käyttöä kahdessa eri sovelluksessa, jolloin laite on esitetty kaaviollisena rakenteena, jossa on esitetty vain keksinnön kannalta olennaiset elementit.The invention will now be described in more detail with reference to the accompanying drawings, in which: Figure 1 schematically illustrates the structure of a conventional cone-beam CT x-ray imaging device; Figures 2 and 3 illustrate the use of the device of the invention in two different embodiments essential elements.

Kuvioiden 2 ja 3 esityksessä säteilyn vastaanottovälineitä on merkitty viite- ··· 20 numerolla 30 ja röntgensädelähteitä viitenumeroilla 31 ja 32. Kuvattavaa :***; kohdetta on merkitty viitenumerolla 35. Näissä esityksissä röntgensädeläh- • » teet on kuvattu päällekkäin sijoitettuina, olennaisesti kohdakkain pystysuun-nassa olevina mutta ne voidaan sijoittaa myös eri vaakasuuntaisille etäisyyk- ·· sille säteilyn vastaanottovälineistä 30 ja lisäksi ne voidaan sijoittaa sivusuun-25 nassa (eli paperin tasoa vastaan kohtisuorassa suunnassa) keskenään eri # · · asemiin. Lisäksi röntgensädelähteet voivat olla keskenään erilaisia niiden te- • * hon ja/tai fokuksen koon suhteen. Isompaa fokusta käytettäessä voidaan # · *· *| käyttää myös isompaa tehoa ja toisaalta pienempää fokusta käytettäessä saadaan terävämpi kuva.In the representation of Figures 2 and 3, radiation receiving means are designated by reference · 20 by 30 and X-ray sources by reference 31 and 32. To be described: ***; the subject is designated by reference numeral 35. In these representations, the x-ray sources are depicted as being "superimposed," substantially vertical, but they can also be positioned at different horizontal distances from the radiation receiving means 30, and in addition they can be positioned laterally 25 perpendicular to the plane of the paper) in different # · · positions. In addition, X-ray sources may differ in their power and / or focus size. At a higher focus, # · * · * | also uses higher power, while using a smaller focus gives a sharper image.

"*** 30 ·» * • · · • · • · 5 119835"*** 30 ·» * • · · • • • 5 119835

Kuvion 2 esityksessä röntgensädelähteiden sädekeilat on suunnattu siten, että ylemmän röntgensädelähteen 31 sädekeila leikkaa alemman röntgensä-delähteen 32 sädekeilan olennaisesti kuvattavan kohteen 35 kohdalla, jolloin alempi sädekeila läpäisee kohteen 35 alemman osan 33 ja ylempi sädekeila 5 ylemmän osan 34. Kuvauksen aikana röntgensädelähteitä 31, 32 pulssitetaan vuoronperään ja säteilyn vastaanottovälineiltä 30 luetaan jokaisen pulssin aikana generoituneet kuvat, joista generoidaan rekonstruoitu yhdistetty 3D-kuva sädekeilojen läpäisemistä alueista.2, the beam of the X-ray source is oriented so that the beam of the upper X-ray source 31 intersects the beam of the lower X-ray source 32 substantially at the object 35 to be imaged, the lower beam passing through the lower portion 33 and upper beam 32 of alternately pulsing and reading from the radiation receiving means 30 the images generated during each pulse to generate a reconstructed composite 3D image of the areas passing through the beam beams.

10 Kuvion 3 esityksessä röntgensädelähteiden 31, 32 sädekeilat suunnataan siten, että ne läpivalaisevat lähes saman alueen kohteen 35 sisällä. Röntgensädelähteiden välinen korkeusero voi tässä tapauksessa olla esim. luokkaa 12 cm, mutta tämä on vain suuntaa antava esimerkki. Kuvauksen aikana röntgensädelähteitä pulssitetaan vuoronperään ja säteilyn vastaanottoväli-15 neiltä 30 luetaan jokaisen pulssin aikana generoituneet kuvat, joista generoidaan omat volyymit. Jos kohteessa ei ole metallia, esim. metallipaikkoja hampaissa, näin muodostuneet sylinterivolyymit ovat lähes identtisiä tiheys-sisällöltään reuna-alueiden ulkomittoja lukuun ottamatta. Mikäli kohteessa on metallia, niin siitä aiheutuva varjo, joka kuvautuu säteen suuntaisesti, tulee ·1·· 20 eri kohtaan eri volyymeissä, koska eri röntgensädelähteiden avulla gene- :2 3'· roidut projektiot tulevat eri kulmista. Vertailemalla aikaansaatuja volyymejä • ♦ j;1: voidaan päätellä mikä tieto johtuu artefaktista ja mikä tieto on normaalia ku- !.:,1·1 dosta. Tämän jälkeen volyymit yhdistetään parhaan mahdollisen kuvanlaadun «·· aikaansaamiseksi rekonstruoidussa 3D-kuvassa siten, että yhdistämisessä 25 käytetään etukäteistietona vertailemalla saatuja artefaktitietoja.In the representation of Figure 3, the beam of the X-ray sources 31, 32 is oriented so that it transmits almost the same area within the object 35. In this case, the height difference between X-ray sources may be, for example, of the order of 12 cm, but this is only an example. During the imaging, the X-ray sources are pulsed in turn and the radiation receiving intervals 15 read from each of them the images generated during each pulse, from which their own volumes are generated. If there is no metal in the object, e.g. metal spots in the teeth, the cylinder volumes thus formed are almost identical in content except for the outer dimensions of the peripheral regions. If there is metal in the object, the resulting shadow, which is projected radially, will be · 1 · · 20 at different locations in different volumes, because the projections generated by different x-ray sources are from different angles. By comparing the resulting volumes • ♦ j; 1: it can be deduced which information is due to the artefact and what information is normal to the value:, 1 · 1. The volumes are then combined to provide the best possible image quality in the reconstructed 3D image by combining the artifact data obtained by comparing them in advance.

• 1 1 · * · · • 4 4 · 2 4 4 4 4 3 4 4 4 4 4 4 4 44 4 4 4 4 4 4 4 4 4 44 4 4 4 4 4 · 4 4• 1 1 · * · · • 4 4 · 2 4 4 4 4 3 4 4 4 4 4 4 4 44 4 4 4 4 4 4 4 4 4 44 4 4 4 4 4 · 4 4

Claims (5)

6 1198356 119835 1. Kartiokeila CT -röntgenkuvauslaite, johon kuuluu runko-osa, kannatinväli-neet röntgensädelähteen ja vastaanottovälineiden kannattamiseksi kohteen 5 vastakkaisilla puolilla olevissa asemissa, jotka kannatinvälineet on liitetty runko-osaan pyörimisakselin ympäri kääntyvästi, käyttöelimet kannatinvälineiden pyörittämiseksi mainitun pyörimisakselin ympäri, missä röntgensädelähteen yhteyteen on järjestetty kollimointivälineet aikaansaamaan kartiomaisen tai pyramidinmuotoisen sädekeilan kohdistamisen kohteeseen, tunnettu siitä, 10 että laitteessa on ensimmäinen ja toinen röntgensädelähde (31, 32), jotka säteilyttävät eri säteilytyskulmista yhteisen alueen kuvattavasta kohteesta, jotka säteilytykset vastaanotetaan säteilyn vastaanottovälineillä (30) kuvain-formaatioiden muodostamiseksi mainitusta yhteisestä alueesta.A conical beam CT X-ray imaging device comprising a body member, supporting means for supporting an X-ray source and receiving means at positions opposite to the object 5, which support means are pivotally rotated about the axis of rotation, the operating means for rotating the support means collimating means for providing a conical or pyramidal beam beam to the target, characterized in that the device has first and second X-ray sources (31, 32) which irradiate different irradiation angles from a common object to be imaged by radiation receiving means (30). . 2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen röntgenkuvauslaite, tunnettu siitä, että röntgensädelähteet (31, 32) sijaitsevat eri vaakasuuntaisilla etäisyyksillä säteilyn vastaanottovälineistä (30).An X-ray imaging device according to claim 1, characterized in that the X-ray sources (31, 32) are located at different horizontal distances from the radiation receiving means (30). 3. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen röntgenkuvauslaite, tunnettu siitä, ·»·· 20 että röntgensädelähteet (31, 32) ovat keskenään erilaisia niiden tehon ja/tai :*·*; fokuksen koon suhteen. • · • · • * * • · I *·« · * \.vAn x-ray imaging device according to claim 1 or 2, characterized in that the x-ray sources (31, 32) are different in their power and / or: * · *; focus size. • · • · • * * • · I * · «· * \ .v 4. Jonkin edellä olevan patenttivaatimuksen mukainen röntgenkuvauslaite, ··· tunnettu siitä, että röntgensädelähteiden (31, 32) fokukset ovat olennaisesti 25 kohdakkain pystysuunnassa. • IAn x-ray imaging device according to any one of the preceding claims, characterized in that the focuses of the x-ray sources (31, 32) are substantially aligned vertically. • I » • · · • · ··· • · *:** 5. Menetelmä artefaktien poistamiseksi kartiokeila CT-röntgenkuvantamises- * · • * * ’· " sa, tunnettu siitä, että menetelmässä röntgensädelähteiden (31, 32) säde- keilat suunnataan siten, että ne säteilyttävät yhteisen alueen kuvattavasta » 30 kohteesta; että kuvauksen aikana röntgensädelähteitä pulssitetaan säteilyt- • · a f * · : ·* tämään vuoronperään ja säteilyn vastaanottovälineiltä (30) luetaan jokaisen 7 119835 säteilytyspulssin aikana generoituneet kuvainformaatiot, joista generoidaan omat volyymit; että menetelmässä vertaillaan aikaansaatuja volyymejä, jonka vertailun perusteella saadaan pääteltyä mikä tieto johtuu artefaktista ja mikä tieto on 5 kohteen kudosta; ja että lopuksi aikaansaadut volyymit yhdistetään rekonstruoiduksi 3D-kuvaksi käyttämällä etukäteistietona vertailemalla saatuja artefaktitietoja. ··· ··♦· • · ·· · • · · • · • 1 2 ♦ · ♦ • · · ·«· · • · · • · · ·»· ··· • · ··· • · • · φ • · · • · ··· • · • · ·»· • « • ♦ · • ♦· • · 2 · • · · • · • · 119835 δA method for removing artifacts in a cone beam x-ray imaging, characterized in that, in the method, the beams of the x-ray sources (31, 32) are directed such that they irradiate a common area of the subject to be photographed, • during imaging, the x-ray sources are pulsed to irradiate the radiation, and the radiation receiving means (30) reads the image information generated during each of the 7,119,935 irradiation pulses, of which; the method compares the resulting volumes, which compares to determine which information is due to the artifact and which information is the tissue of the 5 subjects, and that the resulting volumes are combined into a reconstructed 3D image using the artifact data obtained by comparing in advance. ··· ··· • · · • · • 1 2 ♦ ♦ · «« «« »» »» »» · · · · · · • «• ♦ · • ♦ · • · 2 · • · · • • 119835 δ