Результат интеллектуальной деятельности: РЕНТГЕНОВСКАЯ СИСТЕМА, В ЧАСТНОСТИ СИСТЕМА ТОМОСИНТЕЗА, И СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЯ ОБЪЕКТА

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к рентгеновской системе, в частности системе томосинтеза, для получения изображения объекта, а также к способу получения изображения объекта.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Известны различные маммографические системы для обнаружения и исследования рака молочной железы.

Помимо традиционных систем маммографического скрининга (планарной маммографии), которые требуют сжатия женской молочной железы между двумя пластинами и которые используются для создания двумерных рентгеновских изображений с высоким поперечным разрешением, известны маммографические системы для проведения цифрового томосинтеза молочной железы (DBT), которые также обеспечивают разрешение по глубине и не требуют сильного сдавливания молочной железы в процессе обследования, а также системы для проведения компьютерной томографии (CT) молочных желез.

В планарной маммографии в настоящее время детекторы подсчета фотонов с разрешением по энергии, имеющие достаточный размер для использования в маммографии, недоступны. Вследствие большого облучаемого объема при получении проекционного изображения требуется противорассеивающая сетка для уменьшения рассеяния в проекционных изображениях.

В DBT системах множество рентгеновских изображений могут быть получены при облучении молочной железы пучком рентгеновских лучей под множеством углов томографии. Традиционно источник рентгеновского излучения перемещается по траектории дуги окружности, будучи всегда ориентированным в направлении зафиксированного детектора, над которым поддерживается молочная железа. Традиционно рентгеновские изображения получают в диапазоне углов томографии примерно до 2x 25°. Из множества собранных двумерных рентгеновских изображений может быть построено конечное трехмерное объемное изображение молочной железы. Такое трехмерное объемное изображение может одновременно обеспечивать высокое поперечное разрешение и достаточное разрешение по глубине, при этом разрешение по глубине обычно увеличивается обратно пропорционально диапазону углов томографии.

Известны рентгеновские сканирующие системы многощелевого типа, содержащие детектор, имеющий множество детекторных полосок и соответствующую считывающую электронику. Предусмотрен предварительный коллиматор, имеющий множество щелей на выступах этих детекторных полосок. Дополнительный коллиматор помещен между молочной железой и детектором для устранения излучения, рассеянного в ткани.

Однако, может оказаться сложным сконструировать многощелевую сканирующую систему, способную одновременно проводить томосинтез с широким углом сканирования и проекционную маммографию. Кроме того, может оказаться трудным осуществить биопсию молочной железы на таких системах, поскольку необходимый предварительный коллиматор может затруднять установку биопсийного блока в наиболее естественном положении. Помимо этого, требуется высокая мощность трубки, поскольку предварительный коллиматор ограничивает выход трубки на линии детектора подсчета фотонов.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Большое преимущество для многощелевой сканирующей системы будет заключаться в существенном сокращении общего времени сканирования и улучшении использования доступного потока рентгеновского излучения. Кроме того, устранение предварительного коллиматора для многощелевых сканирующих систем создаст дополнительное преимущество по обеспечению возможности легко присоединить биопсийный блок. Задача изобретения, таким образом, заключается в том, чтобы предложить усовершенствованную маммографическую систему, обладающую вышеупомянутыми преимуществами.

Данную задачу решает рентгеновская система, содержащая признаки по п. 1 формулы изобретения. Предпочтительные варианты осуществления и дополнительные усовершенствования могут быть получены из зависимых пунктов формулы изобретения и нижеследующего описания.

Предложена рентгеновская система, в частности система томосинтеза, для получения изображения объекта, при этом система содержит источник рентгеновского излучения, детектор рентгеновского излучения, коллиматор, механизм перемещения источника рентгеновского излучения, механизм перемещения детектора рентгеновского излучения, и блок обработки информации. Механизм перемещения источника рентгеновского излучения приспособлен для перемещения источника рентгеновского излучения под различными углами α томографии относительно воспринимающей поверхности детектора рентгеновского излучения. Детектор рентгеновского излучения разбит на множество смежных детекторных ячеек. В дальнейшем описании сегменты детектора рентгеновского излучения и детекторные ячейки – эквивалентные понятия. Механизм перемещения детектора рентгеновского излучения приспособлен для перемещения детектора рентгеновского излучения, по меньшей мере, между первым положением детектора рентгеновского излучения и вторым положением детектора рентгеновского излучения в процессе работы системы томосинтеза. Рентгеновская система, т.е. источник рентгеновского излучения, коллиматор и детектор рентгеновского излучения, приспособлены для сбора множества частичных рентгеновских изображений посредством всех детекторных ячеек при облучении объекта пучками рентгеновских лучей под множеством углов α томографии, при этом блок обработки информации выполнен с возможностью реконструкции изображения объекта из собранных частичных изображений. В частности, изображение является трехмерным объемным изображением, но также может представлять собой двумерное изображение.

Источник рентгеновского излучения может представлять собой любой традиционный источник рентгеновского излучения, создающий пучок рентгеновских лучей с заданными характеристиками, например посредством трубки с вращающимся анодом.

Детектор рентгеновского излучения системы томосинтеза согласно изобретению разбит на одиночные детекторные ячейки, скомпонованные из столбцов и/или рядов детекторных матриц, обладающих высоким разрешением. Используя простое поступательное перемещение сегментированного детектора рентгеновского излучения и два приема данных, все сегменты могут подвергаться воздействию пучков рентгеновских лучей, при этом может перекрываться вся плоскость детектора, т.е. столбцы или ряды детекторных матриц могут менять свое положение в проекционной плоскости. В этой связи представляется возможным построение предназначенных для подсчета фотонов детекторных матриц с разрешением по энергии, имеющих ограниченный размер, вместо однолинейных детекторов того же типа. Эти детекторные матрицы весьма эффективны в отношении детектирования рентгеновского излучения и определения его характеристик.

Сущность изобретения, таким образом, заключается в создании рентгеновской системы, в частности системы томосинтеза, в которой используются детекторные матрицы со счетом фотонов для проведения маммографического скрининга, обеспечивающей получение рентгеновских изображений с разрешением по энергии при меньшем уровне рассеяния по сравнению с плоскопанельными детекторными системами, а также обладающей явно выраженной эффективностью и способностью измерять энергию падающих фотонов. По-прежнему обеспечивается возможность восстановления трехмерного объема, а кроме того, предварительный коллиматор не требуется, так что биопсийный блок может быть интегрирован в систему томосинтеза между коллиматором и детектором рентгеновского излучения, при этом поток рентгеновского излучения может быть увеличен. Разбивка детектора рентгеновского излучения на детекторные ячейки может также позволить создать плоскость детектора большего размера, чем в случае коммерчески доступных детекторов рентгеновского излучения с подсчетом фотонов.

Механизм перемещения источника рентгеновского излучения может быть приспособлен для перемещения источника рентгеновского излучения по дугообразной траектории для облучения обследуемого объекта под множеством углов томографии. Расстояние между всеми точками на дугообразной траектории и центром детекторной плоскости может быть постоянным.

Механизм перемещения детектора рентгеновского излучения, помимо этого, может быть выполнен с возможностью обеспечения линейного перемещения детектора рентгеновского излучения, в частности, параллельно общей плоскости детектора. Однако во избежание того, чтобы пучок рентгеновских лучей падал на детектор рентгеновского излучения перпендикулярно только при угле томографии, равном 0°, механизм перемещения детектора рентгеновского излучения может быть приспособлен для наклона/поворота детектора рентгеновского излучения вокруг оси, перпендикулярной пучку рентгеновских лучей. Таким образом, можно обеспечить исключительно перпендикулярное падение пучка рентгеновских лучей на сегменты плоскости детектора рентгеновского излучения. Другими словами, хотя источник рентгеновского излучения может располагаться в различных точках вдоль дугообразной траектории для облучения обследуемого объекта под различными углами α томографии, расположение детектора рентгеновского излучения регулируется так, что вне зависимости от выбранного угла α томографии пучок рентгеновских лучей перпендикулярен воспринимающей поверхности детектора рентгеновского излучения.

В предпочтительном варианте осуществления первое положение детектора рентгеновского излучения и второе положение детектора рентгеновского излучения сдвинуты в общей проекционной плоскости примерно на ширину ячейки детектора или менее. Таким образом, детектор рентгеновского излучения может содержать множество параллельно расположенных детекторных ячеек, при этом определяющие границы края смежных детекторных ячеек размещены на расстоянии друг от друга, причем это расстояние равно ширине ячейки детектора или меньше нее. Путем простого перемещения детектора рентгеновского излучения примерно на это расстояние в процессе второго сбора данных используется оставшаяся часть детектора, так что воздействию пучков рентгеновских лучей подвергается полностью вся плоскость детектора.

В еще одном дополнительном предпочтительном варианте осуществления две смежные детекторные ячейки создают область перекрытия между получаемыми частичными изображениями, при этом рентгеновская система дополнительно содержит формирователь пучка, выполненный с возможностью регулирования интенсивности пучка рентгеновских лучей в области перекрытия. Благодаря незначительному перекрытию двух смежных областей получения изображения восстановление изображения улучшается. В области перекрытия по существу одни и те же узкие секции изображения получают дважды, что позволяет соединить две смежные секции изображения в единое целое значительно точнее.

Помимо этого, рентгеновская система может быть выполнена с возможностью перемещения детектора рентгеновского излучения посредством механизма перемещения детектора рентгеновского излучения из первого положения детектора рентгеновского излучения во второе положение детектора рентгеновского излучения при одном и том же угле α томографии, при этом рентгеновская система может быть выполнена с возможностью получения частичного изображения и в первом положении детектора рентгеновского излучения, и во втором положении детектора рентгеновского излучения для каждого из множества дискретных углов α томографии. Таким образом, для каждого угла α томографии получают и объединяют два частичных изображения для проведения восстановления. Это приводит к явно более высокому качеству восстановленного изображения, при этом подвергание воздействию рентгеновского излучения сопоставимо с обычными способами. Восстановление может проводиться с использованием алгоритма обратного проецирования с фильтрацией.

Однако в дополнительном предпочтительном варианте осуществления рентгеновская система выполнена с возможностью непрерывного сбора частичных изображений на отрезке между первым положением детектора рентгеновского излучения и вторым положением детектора рентгеновского излучения. Следовательно, множество изображений получают в промежуточных положениях. Это может быть предпочтительным для достижения более высокой однородности шумов в конечном двумерном изображении.

В качестве альтернативы рентгеновская система может быть выполнена с возможностью перемещения детектора рентгеновского излучения посредством механизма перемещения детектора рентгеновского излучения из первого положения детектора рентгеновского излучения во второе положение детектора рентгеновского излучения одновременно с изменением угла α томографии, при этом рентгеновская система может быть выполнена с возможностью получения частичного изображения либо в первом положении детектора рентгеновского излучения, либо во втором положении детектора рентгеновского излучения для каждого из множества дискретных углов α томографии. Таким образом, общее число раз подвергания рентгеновскому излучению может быть явно снижено. Однако попытка восстановить трехмерное изображение из такого набора данных может потребовать использования способа итеративного восстановления.

Само собой разумеется, что коллиматор должен регулироваться и/или перемещаться в соответствии с перемещением детектора рентгеновского излучения.

В еще одном дополнительном варианте осуществления коллиматор содержит набор линейных коллимационных устройств, расположенных перпендикулярно поверх друг друга, выполненный с возможностью генерирования инвертированных шахматных узоров с получением частичных изображений. Это позволяет расширить направление частичных изображений по оси от грудной клетки к соску от одного вида к другому. С использованием такого узора линейные частичные изображения прерываются, т.е. появляются зазоры в x- и y-направлении детекторной плоскости. Для обеспечения полной экспозиции детекторной плоскости два ортогональных линейных коллиматора можно расположить, например, в двух различных положениях для каждой из двух положений детектора. Следовательно, создаются четыре частичных изображения. Это позволяет дополнительно снизить эффект рассеивания и возможно уменьшить размер детектора.

В дополнительном предпочтительном варианте осуществления рентгеновская система содержит противорассеивающую сетку, расположенную между детектором рентгеновского излучения и опорной конструкцией, предназначенной для поддержания исследуемого объекта. Противорассеивающая сетка может быть полезной при необходимости проведения скрининга относительно больших объемов тканей. Противорассеивающую сетку следует понимать как устройство, предназначенное для ограничения величины рассеяния рентгеновского излучения, достигающего детектора. Обычно такая сетка содержит ряд чередующихся параллельных полос свинца и рентгенопрозрачного материала, что позволяет проходить через рентгенопрозрачные области главным образом только параллельно расположенным пучкам рентгеновских лучей. Рассеянное излучение не может проходить через сетку. Противорассеивающая сетка может предпочтительно содержать одномерную противорассеивающую сетку, приходящуюся на одну детекторную ячейку.

Помимо этого, ячейки детектора рентгеновского излучения могут быть соединены с механизмом перемещения источника рентгеновского излучения посредством передаточного механизма, так, что каждая отдельная ячейка детектора рентгеновского излучения совершает поворот синхронно с фокусом источника рентгеновского излучения в процессе получения изображения, в частности сбора данных томосинтеза. Таким образом, гарантируется, что пучки рентгеновских лучей падают перпендикулярно на ячейки детектора рентгеновского излучения. Качество получения изображений, таким образом, может заметно возрасти. Следовательно, каждую проекцию томосинтеза получают при оптимальной ортогональной ориентации детекторного блока, при этом необходимое пространство для поворота детектора определяется шириной детекторной ячейки, а значит, всего лишь минимально по сравнению с поворотом плоскопанельного детектора. Другими словами, хотя источник рентгеновского излучения может располагаться в различных точках вдоль, например, дугообразной траектории для облучения обследуемого объекта под различными углами α томографии, расположение детектора рентгеновского излучения регулируется так, что вне зависимости от выбранного угла α томографии пучок рентгеновских лучей перпендикулярен воспринимающей поверхности детектора. В этом смысле выражение “перпендикулярный” следует понимать, как направление пучка рентгеновских лучей по нормали к плоскости поверхности детектора рентгеновского излучения.

Рентгеновская система может быть выполнена с возможностью сбора частичных рентгеновских изображений в диапазоне углов томографии более +/-25°. Именно благодаря сочетанию повышенного качества изображения с данным диапазоном углов томографии возможно высококачественное восстановление трехмерного объема.

Рентгеновская система может быть легко расширена до уровня многощелевой сканирующей системы, осуществляющей получение N частичных проекций, так что количество материала детектора, а следовательно и стоимость детектора, можно заметно уменьшить.

Благодаря тому, что предварительный коллиматор не требуется, и тому, что коллиматор может располагаться очень близко к источнику рентгеновского излучения, имеется достаточно места для встраивания биопсийного блока между источником рентгеновского излучения и детектором рентгеновского излучения. Таким образом, рентгеновская система согласно изобретению имеет явное преимущество перед известными многощелевыми сканирующими системами.

Изобретение дополнительно относится к способу получения изображения, в частности трехмерного изображения, с помощью рентгеновской системы, в частности системы томосинтеза, при этом рентгеновская система имеет сегментированный блок детектора рентгеновского излучения, содержащему этапы:

a) получения первого изображения в первом положении детектора при первом угле томографии, так что первый набор ячеек детектора подвергается воздействию пучка рентгеновских лучей источника рентгеновского излучения,

b) перемещения блока детектора рентгеновского излучения из первого положения во второе положение посредством механизма перемещения блока детектора рентгеновского излучения,

c) получения второго изображения во втором положении детектора при первом угле томографии или втором угле томографии, так что второй набор ячеек детектора подвергается воздействию пучка рентгеновских лучей источника рентгеновского излучения, повторение этапов a) - c) для остальных углов томографии заданного набора углов томографии, так что получают набор N двумерных изображений, и

d) восстановления изображения, в частности трехмерного объема, на основе N двумерных изображений.

Как пояснялось выше, способ может предоставить набор частичных изображений, соответствующий набору сегментов детектора, как в первом положении детектора рентгеновского излучения, так и во втором положении детектора рентгеновского излучения для каждого из множества дискретных углов α томографии. В качестве альтернативы частичные изображения могут быть получены для других углов томографии. В то время, как первое альтернативное решение требует использования такого алгоритма восстановления, как алгоритм обратного проецирования с фильтрацией, второе альтернативное решение может быть связано с восстановлением по итеративному алгоритму восстановления.

Первое и второе альтернативные решения отличаются дополнительным шагом перемещения источника рентгеновского излучения от первого угла томографии ко второму углу томографии. Само собой разумеется, что этапы способа выполняются многократно, пока не будут собраны все частичные изображения в заданном диапазоне углов томографии.

Следует отметить, что аспекты и варианты осуществления настоящего изобретения описываются частично в отношении рентгеновской системы и ее конструктивных и функциональных признаков, а также частично в отношении возможного режима использования такой рентгеновской системы, который может также включать в себя двумерную визуализацию. Однако специалист в данной области техники из вышеприведенного и нижеследующего описания поймет, что, если не оговорено иное, в дополнение к любому сочетанию признаков, принадлежащих одному типу описания, также и любое сочетание признаков, относящихся к другим вариантам осуществления, считается раскрытым в данной заявке.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Признаки и преимущества настоящего изобретения будут дополнительно описаны в отношении конкретных вариантов осуществления, представленных на сопроводительных чертежах, которыми изобретение не ограничивается.

На Фиг. 1 показан вид сбоку рентгеновской системы, в частности системы томосинтеза.

На Фиг. 2a и 2b показана общая схема детектора рентгеновского излучения.

На Фиг 3a и 3b показано облучение под различными углами томографии.

На Фиг. 4a и 4b показан механизм перемещения источника рентгеновского излучения.

На Фиг. 5 показан механизм наклона ячеек детектора рентгеновского излучения.

На Фиг. 6a, 6b, 6c и 6d показан детектор с шахматным узором в двух различных положениях, а также соответствующие положения коллиматоров.

На Фиг. 7 показан способ согласно изобретению.

Все чертежи выполнены лишь схематично и без соблюдения масштаба. На всех чертежах схожие элементы имеют схожие или одинаковые ссылочные позиции.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

На Фиг. 1 показан вид сбоку рентгеновской системы, в частности системы 2 томосинтеза, согласно варианту осуществления настоящего изобретения. Источник 4 рентгеновского излучения и корпус 6, содержащий детектор 8 рентгеновского излучения, крепятся к опорной раме 10. Верхняя поверхность 12 корпуса 6 служит опорной конструкцией 14 для поддержания женской молочной железы 16, которую требуется обследовать в процессе работы рентгеновской системы 2. Корпус 6 может быть существенно больше, например в 1,5-5 раз, в x-направлении и z-направлении, чем детектор 8 рентгеновского излучения, который в нем установлен, что позволяет перемещать детектор 8 рентгеновского излучения в корпусе 6.

Корпус 6 может также содержать механизм 18 перемещения детектора рентгеновского излучения, выполненный с возможностью перемещения детектора 8 рентгеновского излучения вдоль x- или y-направления, указанного с помощью схематично показанной системы координат. Кроме того, детектор 8 рентгеновского излучения может перемещаться по траектории качательного движения, например, вокруг y-оси. Кроме того, каждый сегмент детектора может перемещаться по траектории качательного движения, как показано на Фиг. 5. Помимо этого, как будет дополнительно описано ниже, детектор 8 рентгеновского излучения может быть оборудован противорассеивающей сеткой, которая, если ее использование нежелательно, может быть перемещена в «парковочное» положение в пределах пространства 20 корпуса 6.

Источник 4 рентгеновского излучения, помимо прочего, содержит коллиматор 22, выполненный с возможностью фильтрации набора пучков рентгеновских лучей, так что проходить могут только те, которые ориентированы в направлении сегментов детектора. Коллиматор 22 в данном случае создает пакет лучей, падающих на детекторные ячейки детектора 8 рентгеновского излучения, который будет дополнительно пояснен ниже.

На Фиг. 2a и 2b представлена общая схема детектора 8, состоящего из множества ячеек 24 детектора, оборудованных считывающей электроникой 26, которая в качестве примера расположена на боковой границе каждой из ячеек 24 детектора. Такие детекторные блоки имеются в наличии со считывающей электроникой, закрепленной на боковой границе, а не на задней стороне соответствующего детекторного блока.

Между всеми детекторными ячейками 24 и соответствующей считывающей электроникой 26 имеются зазоры 28. Размер зазора 28 в сумме со считывающей электроникой 26 приблизительно равен ширине ячейки 24 детектора без считывающей электроники. Активная поверхность детектора, таким образом, равна приблизительно половине поверхности проекционной плоскости 30, представляющей собой прямоугольную область, заключающую все детекторные ячейки 24, считывающую электронику 26 и зазоры 28.

Обследуемый объект, т.е. молочная железа 16, находится над детектором 8 в плоскости чертежа.

Для примера детекторы 8 на Фиг. 2a и на Фиг. 2b являются совершенно одинаковыми, но смещены в направлении переноса относительно источника 32, что имеет сходство с положением источника рентгеновской системы под углом α томографии. На Фиг. 2a левая половина источника 32 расположена над третьей детекторной ячейкой 24 слева, а правая половина расположена над считывающей электроникой 26. На Фиг. 2b левая половина источника 32 расположена над зазором 28, а правая половина расположена над третьей детекторной ячейкой 24 слева. В общей сложности, получив два частичных изображения с помощью детектора 8, показанного на Фиг. 2a и 2b, полное изображение можно восстановить, используя эти два частичных изображения. Это позволяет соединить множество детекторных блоков, обладающих высоким разрешением, но имеющих меньшую площадь детектора, чем в обычных системах для проведения маммографии или томосинтеза.

Фиг. 2a и 2b дополнительно отражают первый примерный вариант осуществления, в котором две частичные проекции p₁(α) и p₂(α) получают с помощью многощелевой маммографической системы, имеющей конфигурацию детектора, охватывающую полную проекционную плоскость 30 после одного смещения детектора. Обе частичные проекции p₁(α) и p₂(α) получены для одного положения источника и совместно дают полное 2D проекционное изображение p(α) в проекционной плоскости 30. Восстановление при проведении томосинтеза может выполняться посредством обратного проецирования с фильтрацией для ряда двумерных проекций p(α₁),..., p(α_n) при заданном наборе углов α₁,..., α_n томографии.

Другой примерный вариант осуществления показан на Фиг. 3a и 3b. Здесь показаны несколько разных позиций 32a-32g источника. Разные позиции 32a-32g источника располагаются по дугообразной траектории 34. В то время, как центральное положение 32d источника дает угол α, равный 0°, крайние положения 32a и 32g источника соответствуют углу α, составляющему приблизительно ±30°, при проведении томосинтеза. В данном примерном варианте осуществления две частичные проекции при различном смещении детектора получают из соседних положений 32a и 32b источника.

При данной схеме сбора информации для расчета 3D объема при проведении томосинтеза, исходя из ряда частичных проекций, полученных при различных положениях 32a-32g источника, требуется использовать способ итеративного восстановления.

На виде спереди, показанном на Фиг. 4a и 4b, схематично проиллюстрировано качательное движение источника 4 рентгеновского излучения посредством механизма 36 перемещения рентгеновского излучения. Источник 4 рентгеновского излучения может располагаться в различных точках вдоль дугообразной траектории 34, как показано на Фиг. 3a и 3b, для облучения женской молочной железы 16 под множеством углов α томографии.

Совместно с перемещением источника 4 рентгеновского излучения детектор 8 рентгеновского излучения также может перемещаться в корпусе 6 под управлением механизма 18 перемещения детектора рентгеновского излучения. При этом в зависимости от преобладающего угла α томографии, который, как показано, лежит в диапазоне от 0°, например, до ±45°, детектор 8 совершает поворот в таком ориентационном направлении, что центральная ось 36 пучка рентгеновских лучей, исходящего из источника 4 рентгеновского излучения, оказывается перпендикулярной воспринимающей поверхности детектора 8 рентгеновского излучения. В качестве альтернативы детекторные ячейки 24 могут совершать поворот индивидуально, как показано на Фиг. 5.

Кроме того, на Фиг. 5 показано, что каждая из одиночных детекторных ячеек 24, например, с прикрепленной считывающей электроникой 26, может быть соединена с передаточным механизмом 38, который, в свою очередь, соединен с механизмом 35 перемещения источника рентгеновского излучения. Таким образом, каждая из ячеек 24 детектора может совершать наклон/поворот в соответствии с углом α томографии, так что пучки рентгеновских лучей всегда падают перпендикулярно на детекторные ячейки 24.

На Фиг. 6a, 6b, 6c и 6d продемонстрировано использование детектора 40, имеющего шахматный узор со смежными полосообразными детекторными ячейками 42 и 44. На Фиг. 6a показано первое положение детекторных ячеек 42 и 44, при этом линейные изображения, полученные детекторными ячейками 42 и 44, прерываются, так что появляются зазоры 46. На Фиг. 6b детекторные ячейки 42 и 44 совершили поступательное перемещение, как показано стрелками на Фиг 6b, заняв положение в инвертированном шахматном узоре, так что зазоры, показанные на Фиг 6a, соответствуют положениям детекторных ячеек на Фиг 6b, и наоборот. Коллиматор 48 содержит набор линейных коллимационных устройств 50 и 52, расположенных перпендикулярно поверх друг друга, которые выполнены с возможностью генерирования инвертированных шахматных узоров с получением частичных изображений. Первое положение коллиматора, показанное на Фиг. 6c, соответствует первому положению детектора, показанному на Фиг. 6a, в то время, как второе положение коллиматора, показанное на Фиг. 6d, соответствует второму положению детектора, показанному на Фиг. 6b. Это позволяет дополнительно снизить эффект рассеивания и возможно уменьшить размер детектора.

На Фиг. 7 схематично показан способ согласно изобретению, содержащий этапы получения 54 частичного изображения и перемещения 56 детектора рентгеновского излучения из первого положения во второе положение. Способ согласно изобретению дополнительно содержит этап перемещения 58 источника рентгеновского излучения по дугообразной траектории. Кроме того, способ содержит этап реконструкции 60 изображения, в частности трехмерного объема, на основе собранных частичных изображений.

Следует отметить, что термин “содержащий” не исключает наличия других элементов или этапов, а употребление единственного числа не исключает множественного числа. Кроме того, элементы, описанные в сочетании с разными вариантами осуществления, могут быть объединены. Следует также отметить, что ссылочные позиции в формуле изобретения не следует толковать, как ограничивающие объем формулы изобретения.

СПИСОК ССЫЛОЧНЫХ ПОЗИЦИЙ

2 - рентгеновская система/система томосинтеза

4 - источник рентгеновского излучения

6 - корпус

8 - детектор рентгеновского излучения

10 - опорная рама

12 - верхняя поверхность

14 - опорная конструкция

16 - женская молочная железа

18 - механизм перемещения детектора рентгеновского излучения

20 - пространство корпуса 6

22 - коллиматор

24 - детекторная ячейка

26 - считывающая электроника

28 - зазор

30 - проекционная плоскость

32, 32a-32g - источник (положения)

34 - дугообразная траектория

36 - механизм перемещения источника рентгеновского излучения

38 - передаточный механизм

40 - детектор рентгеновского излучения

42 - ячейка детектора рентгеновского излучения

44 - ячейка детектора рентгеновского излучения

46 - зазор

48 - коллиматор

50 - коллимационное устройство

52 - коллимационное устройство

54 - получение частичного изображения

56 - перемещение детектора рентгеновского излучения

58 - перемещение источника рентгеновского излучения

60 - реконструкция трехмерного объема

α - угол томографии