DE19647435A1 - Systeme, Verfahren und Vorrichtungen zur Rekonstruktion von Bildern in eine Wendelabtastung verwendenden Computer-Tomographie-Systemen - Google Patents
Systeme, Verfahren und Vorrichtungen zur Rekonstruktion von Bildern in eine Wendelabtastung verwendenden Computer-Tomographie-SystemenInfo
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Description
Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf Computer-Tomo
graphie-Abbildung (CT-Abbildung) und insbesondere auf die
Rekonstruktion von Bildern aus bei einer Wendelabtastung
erfaßten Projektionsdaten.
Bei zumindest einem bekannten Computer-Tomographie-System-
Aufbau projiziert eine Röntgenstrahlquelle einen fächer
förmigen Strahl, der kollimiert ist, um innerhalb einer
X-Y-Ebene eines karthesischen Koordinatensystems zu liegen
und auf den im allgemeinen als die "Abbildungsebene" Bezug
genommen wird. Der Röntgenstrahl passiert das abzubildende
Objekt, wie beispielsweise einen Patienten. Nachdem der
Strahl durch das Objekt gedämpft wurde, fällt er auf ein
Feld von Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Intensität
der am Erfassungseinrichtungsfeld empfangenen gedämpften
Strahlung des Strahls hängt von der Dämpfung des Röntgen
strahls durch das Objekt ab. Jedes Erfassungseinrichtung
selement des Felds erzeugt ein separates elektrisches Si
gnal, das ein Maß für die Strahldämpfung am Erfassungsein
richtungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungs
einrichtungen werden separat erfaßt, um ein Durchlaßprofil
zu erzeugen.
Bei bekannten Computer-Tomographie-Systemen der dritten
Generation werden die Röntgenstrahlquelle und das Erfas
sungseinrichtungsfeld mit einem Faßlager bzw. Gantry bzw.
einem Drehrahmen innerhalb der Abbildungsebene und rund um
das abzubildende Objekt gedreht, so daß sich der Winkel,
in dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, fortwährend
verändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahldämpfungsmaßen,
d. h. Projektionsdaten, von dem Erfassungseinrichtungsfeld
bei einem Faßlagerwinkel wird als eine "Ansicht" bezeich
net. Eine "Abtastung" des Objekts umfaßt einen Satz von
Ansichten bei verschiedenen Drehrahmenwinkeln während ei
ner Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungs
einrichtung. Bei einer axialen Abtastung werden die Pro
jektionsdaten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren,
das einem zweidimensionalen Schnitt durch das Objekt ent
spricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bilds aus
einem Satz von Projektionsdaten wird im Stand der Technik
als die gefilterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Die
ses Verfahren wandelt die Dämpfungsmaße von einer Abta
stung in als "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" be
zeichnete Integer um, die zur Steuerung der Helligkeit
eines entsprechenden Bildelements auf einer Kathoden
strahlröhrenanzeige verwendet werden.
Zur Verringerung der für eine Vielzahl von Schnitten er
forderlichen Gesamtabtastzeit kann eine "Helix"- bzw.
"Wendel"-Abtastung durchgeführt werden. Zur Durchführung
einer "Wendel"-Abtastung wird der Patient bewegt, während
die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Schnitten
erfaßt werden. Ein Bildrekonstruktions-Rechenverfahren bzw.
-Algorithmus, das bzw. der bei der Rekonstruktion eines
Bilds aus bei einer Wendelabtastung erhaltenen Daten ver
wendet werden kann, ist in der uS-Patentanmeldung Serien-
Nr. 08/436 176, eingereicht am 9. Mai 1995 und an den vor
liegenden Rechtsnachfolger übertragen, beschrieben.
Die mit einer Fächerstrahl-Wendelabtastung gesammelten
Projektionsdaten können als P(θ,γ,z) bezeichnet werden,
wobei θ der Winkel des zentralen Strahls des Fächerstrahls
im Hinblick auf einigen Bezug (z. B. die y-Achse) ist, γ der
Winkel eines besonderen Strahls innerhalb des Fächer
strahls im Hinblick auf den zentralen Strahl ist, und z
die axiale Drehrahmenposition zum Zeitpunkt der Messung
ist. Für jeden Ort z₀, an dem aktuelle Projektionsdaten
nicht erhalten werden, erzeugt ein gemeinhin verwendetes
bzw. verwendeter und bekanntes bzw. bekannter wendelrekon
struktions-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus-Rohdaten für
einen Schnitt am Ort z₀ unter Verwendung einer linearen
Interpolation in der z-Richtung. Genau werden zur Erzeu
gung von P(θ,γ,z₀) Projektionsdaten am selben θ und γ und so
nahe wie möglich, jedoch auf gegenüberliegenden Seiten in
z zu z₀ verwendet. Wenn beispielsweise z₁ und z₂ die Werte
für z sind, für die P(θ,γ,z) verfügbar ist und für die
z₁ z₀ z₂ ist, kann P(θ,γ,z₀) aus P(θ,γ,z₁) und P(θ,γ,z₂) durch
lineare Interpolation unter Verwendung des folgenden ge
schätzt werden:
Bei einer Wendelabtastung wird, da bei jeder 360° Umdre
hung derselbe Strahl zweimal gemessen wird, d. h. P(θ,γ,z) =
P(θ+2γ+180°,-γ,z), die z-Abtastung effektiv verdoppelt. Die
se erhöhte Abtastung ermöglicht einer Verringerung der
Gesamtabtastzeit.
Es ist natürlich wünschenswert, Bilder aus den bei einer
Vierstrahl-Wendelabtastung erhaltenen Daten auf eine Weise
zu rekonstruieren, die ein Bild mit hoher Qualität mit
einem niedrigen Pegel oder einer niedrigen Anzahl von Ar
tefakten ausbildet. Es ist auch wünschenswert, die zur
Rekonstruktion eines derartigen Bilds erforderliche Ge
samtabtastzeit zu verringern. Da weiterhin Daten nicht
notwendigerweise für jeden axialen Ort erhalten werden
können, würde es auch wünschenswert sein, ein Rechenver
fahren bzw. einen Algorithmus zur Schätzung derartiger
Projektionsdaten auf eine Weise, die eine Erzeugung einer
Bilds mit hoher Qualität ermöglicht, auszubilden.
Diese und andere Aufgaben werden in einem System erreicht,
das in einem Ausführungsbeispiel Projektionsraumdatenfel
der aus durch jeden Fächerstrahl in einer Vierfächer
strahl-Wendelabtastung erfaßten Projektionsdaten erzeugt.
Daten in jedem Feld werden dann durch das System gewich
tet, um die translatorische Bewegung des Patienten zu kor
rigieren und Datenredundanzeffekte zu verschieben. Dann
wird ein Bild unter Verwendung der gewichteten Daten
rekonstruiert.
Insbesondere erzeugt das System bei einer Rekonstruktion
eines Bilds Datenfelder, die mit den abzubildenden Schnit
ten zugehörigen Datenebenen entsprechen. Gewichtsfaktoren
werden dann durch das System an die Datenfelder angelegt,
um zu jedem besonderen Datenelement ein Gewicht zuzuwei
sen. Die gewichteten Projektionsdatenfelder werden dann
gefiltert und rückprojiziert, um ein Bilddatenfeld zu er
zeugen. Die Bilddatenfelder werden dann addiert, um ein
Schnittbilddatenfeld zu erzeugen.
Im Hinblick auf eine Rekonstruktion eines Schnitts aus
einem besonderen Schnitt eines besonderen z₀-Orts, an dem
augenblicklich keine Projektionsdaten gemessen wurden,
werden in einem Ausführungsbeispiel die Projektionsdaten
für die z-Orte am nächsten, aber auf gegenüberliegenden
Seiten des besonderen z₀ identifiziert. Die Projektionsdaten
für den Schnitt werden dann unter Verwendung der an den
identifizierten z-Orten gesammelten Projektionsdaten ge
schätzt. Das Schnittbild kann dann unter Verwendung derar
tiger geschätzter Projektionsdaten rekonstruiert werden.
Die Verwendung einer Vierstrahl-Wendelabtastung eines Pa
tienten bietet den Vorteil, daß die gesamte Patientenab
tastzeit verringert wird. Weiterhin bietet das bzw. der
vorstehend beschriebene Bildrekonstruktions-Rechenver
fahren bzw. -Algorithmus den Vorteil, daß auch wenn die
translatorische Geschwindigkeit des Patiententisches
erhöht wird, ein Bildschnitt mit hoher Qualität erzeugt
werden kann.
Weitere Aufgaben, Vorteile und Merkmale der Erfindung wer
den aus der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit
der Zeichnung offensichtlich.
Es zeigen:
Fig. 1 eine bildhafte Ansicht eines Computer-Tomographie-
Abbildungs-Systems,
Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1
veranschaulichten Systems,
Fig. 3 eine schematische Darstellung eines Vierstrahl-
Röntgenstrahls im Querschnitt entlang der z-Achse,
Fig. 4 ein Blockschaltbild einer Bildrekonstruktionsein
richtung, die Teil des Computer-Tomographie-Abbildungs-
Systems gemäß Fig. 2 ist,
Fig. 5 einen Schnitt von vier Datenebenen mit einem
Bildschnitt,
Fig. 6 eine Datenebene und zahlreiche Datenbereiche, und
Fig. 7 vier Datenebenen und ausgewählte, zur Konstruktion
eines Bildschnitts verwendete Datenbereiche.
In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie-Abbil
dungs-System (CT-Abbildungs-System) 10 gezeigt, das ein
für eine Computer-Tomographie-Abtasteinrichtung der drit
ten Generation stehendes Faßlager- bzw. Gantry bzw. einen
Drehrahmen 12 enthält. Der Drehrahmen 12 weist eine Rönt
genstrahlquelle 14 auf, die einen Strahl von Röntgenstrah
len 16 in Richtung auf ein Erfassungseinrichtungsfeld 18
auf der gegenüberliegenden Seite des Drehrahmens 12 proji
ziert. Das Erfassungseinrichtungsfeld 18 wird von Erfas
sungseinrichtungselementen 20 gebildet, die zusammen die
projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die einen medizini
schen Patienten 22 passieren. Jedes Erfassungseinrichtungs
element 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die In
tensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und daher die
Dämpfung des Strahls, so wie er den Patienten 22 passiert,
darstellt. Während einer Abtastung zur Erfassung von Rönt
genstrahlprojektionsdaten, drehen sich der Drehrahmen 12
und die daran befestigten Komponenten um eine Drehachse
24.
Die Drehung des Drehrahmens 12 und die Funktion der Rönt
genstrahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26
des Computer-Tomographie-Systems 10 gesteuert. Die Steuer
einrichtung 26 enthält eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung
28, die Leistungs- und Zeitpunktsignale für die
Röntgenstrahlquelle 14 erzeugt, und eine Drehrahmenmotor
steuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindigkeit und Po
sition des Drehrahmens 12 steuert. Eine Datenerfassungs
einrichtung (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet
analoge Daten von den Erfassungseinrichtungselementen 20
ab und wandelt die Daten für die nachfolgende Verarbeitung
in digitale Signale um. Eine Bildrekonstruktionseinrich
tung 34 empfängt von der Datenerfassungseinrichtung 32
abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten und
führt eine Hochgeschwindigkeitsbildrekonstruktion durch.
Das rekonstruierte Bild wird als ein Eingangssignal an
einen Computer 36 angelegt, der das Bild in einer Massen
speichereinrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt auch über eine Konsole 40, die
eine Tastatur aufweist, von einem Bediener Befehle und
Abtastparameter. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenan
zeigeeinrichtung 42 ermöglicht dem Bediener eine Beobach
tung des rekonstruierten Bilds und anderer Daten von dem
Computer 36. Die vom Bediener zugeführten Befehle und Pa
rameter werden durch den Computer 36 verwendet, um Steuer
signale und Informationen zur Datenerfassungseinrichtung
32, zur Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und zur Drehrah
menmotorsteuereinrichtung 30 zu bilden. Zusätzlich betä
tigt der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44,
die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des
Patienten 22 in dem Drehrahmen 12 steuert. Insbesondere
bewegt der Tisch 46 Teile des Patienten 22 durch die
Drehrahmenöffnung 48.
Wie in Fig. 3 gezeigt, werden in einem Vier-Fächerstrahl
system vier Reihen von Erfassungseinrichtungen definiert.
Der Röntgenstrahl-Fächerstrahl ist tatsächlich in vier
entlang der z-Achse der Drehung versetzte Fächerstrahlen
aufgespalten. Der Abstand zwischen der Mitte von benach
barten Strahlen ist D, wenn er an der Achse der Drehrah
mendrehung gemessen wird.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 34 ist in Fig. 4 genau
er gezeigt. Insbesondere wird jede Ansicht von Daten von
der Datenerfassungseinrichtung 32 von jedem Fächstrahl von
jeweiligen Vorverarbeitungseinrichtungen 52A-D empfangen,
wobei der jeweilige Strahl vorverarbeitet wird, um zahl
reiche wohlbekannte Fehler wie beispielsweise Strahlhär
tung, Verschiebungen bzw. Offsets und Veränderungen in
Erfassungseinrichtungs- und Kanalgewinn zu korrigieren.
Auch wird der negative Logarithmus genommen, um Projekti
onsdaten auszubilden, die in einem Projektionsdatenfeld
54A-D gespeichert werden.
Die Projektionsdaten für jedes Strahlfeld 54A-D werden
ausgelesen und eine entsprechende Gewichtsfunktion 56A-D
wird an Multiplizierer 58A-D angelegt. Die gewichteten
Projektionsdaten werden an einen entsprechenden Ort in
einem gewichteten Projektionsdatenfeld 60A-D geschrieben
und diese gewichteten Projektionsdaten werden bei 62A-D
gefiltert und rückprojiziert, um ein Strahl-Bilddatenfeld
64A-D zu erzeugen.
Die Bilddatenfelder 64A-D werden dann addiert 66, um ein
Schnitt-Bilddatenfeld 68 zu erzeugen. Insbesondere wird
die Größe jedes Bildelements bzw. Pixels im Strahlfeld 1
zu der Größe des entsprechenden Bildelements bzw. Pixels
in den Strahlfeldern 2, 3 und 4 addiert. Das sich ergeben
de Schnitt-Bilddatenfeld 68 kann zur späteren Verwendung
oder zur Anzeige für den Bediener gespeichert werden. Eher
als das Addieren der Daten nachfolgend auf die Erzeugung
von Bilddatenfeldern 64A-D, können die Projektionen von
demselben Drehrahmen(Ansichts)winkel, aber von verschiede
nen Erfassungseinrichtungsreihen vor der Filterung und
Rückprojektion der Daten kombiniert werden. Eine derartige
Kombination kann die Verarbeitungslast verringern.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich in einem Ausfüh
rungsbeispiel insbesondere auf die Erzeugung von gewichte
ten Projektionsdatenfeldern 60A-D, wenn die Vier-Fächer
strahl-Abtastung unter bestimmten vorbestimmten Bedingungen
durchgeführt wurde. Im Hinblick auf die nachfolgende Dis
kussion bezeichnet d den an der Achse der Drehrahmendre
hung gemessenen Erfassungseinrichtungsreihen-(den z-)Ab
stand, s die Tischzuführgeschwindigkeit (pro Umdrehung)
und p das Verhältnis von d und s, d. h.:
p = d/s (2)
Wie in Fig. 5 gezeigt, schneiden Datenebenen P₁, P₂, P₃ und
P₄ einen zu rekonstruierenden Schnitt P an Linien L₁M₁,
L₂M₂, L₃M₃ und L₄M₄. Diese Linienfunktionen können ausge
drückt werden als:
L₁M₁: β1 = -3ρπ,
L₂M₂: β2 = -ρπ,
L₃M₃: β3 = ρπ,
L₄M₄: β4 = -3ρπ (3)
L₂M₂: β2 = -ρπ,
L₃M₃: β3 = ρπ,
L₄M₄: β4 = -3ρπ (3)
wobei β gleich dem Drehrahmenwinkel ist. Die Linien L₁M₁,
L₂M₂, L₃M₃ und L₄M₄ besitzen "Spiegel"linien, die wie folgt
als + und - Sätze bezeichnet sind:
β1± = -ρπ ± π - 2γ,
β2± = -ρπ ± π - 2γ,
β3± = ρπ ± π - 2γ,
β4± = 3ρπ ± π - 2γ (4)
β2± = -ρπ ± π - 2γ,
β3± = ρπ ± π - 2γ,
β4± = 3ρπ ± π - 2γ (4)
wobei γ gleich dem Erfassungseinrichtungswinkel ist.
Wenn die Tischzuführgeschwindigkeit s und der Erfassungs
einrichtungs-z-Abstand d die Beziehung
(2π/(π-2γm))d<s<(4π/(π+2γm))d erfüllen, wobei γm als die
Hälfte des Fächerwinkels definiert ist und der für jeden
Datensatz anzulegende Wendelgewichtsfaktor, bezeichnet als
W1(β,γ), W2(β,γ), W3(β,γ) und W4(β,γ), ist:
wobei
wobei
In den Gleichungen 5 bis 8 ist α(x) definiert als:
α(β,γ) = α[χ(4b,γ)] = 3χ²(β,γ) - 2χ³(β,γ)
wobei
Die durch die Gewichtsfunktion definierten Bereiche in den
Datenebenen werden in den Fig. 6 und 7 veranschaulicht.
Die schraffierten Bereiche in Fig. 7 stellen die zur Re
konstruktion eines Bildschnitts verwendeten Daten von
jeder Datenebene dar. Für einen Fächerwinkel 2γm = π/4 be
trägt der betätigbare Bereich für das bzw. den vorstehend
beschriebene(n) Bildrekonstruktions-Rechenverfahren bzw.
-Algorithmus
8/3d < s < 16/5d.
Die in den Gleichungen 5 bis 8 beschriebenen Gewichtsfunk
tionen sind kontinuierlich. Jedoch ist die erste Ableitung
jeder derartigen Gleichung an den Grenzlinien nicht konti
nuierlich bzw. diskontinuierlich. Wenn erforderlich, kann
diese Diskontinuität durch Auffächern von wenigen Kanälen
(∼ 10 Kanälen) über die Grenze beseitigt werden.
Einmal zur Erzeugung von gewichteten Projektionsdatenfel
dern 60A-D und zur Verringerung der Verarbeitungszeit ge
wichtet, können die Projektionen von demselben Drehrah
men(Ansichts)winkel, aber von verschiedenen Erfassungsein
richtungsreihen vor der Filterung und Rückprojektion kom
biniert werden. Einige Projektionsansichten in Datenreihe
1 sind 360° von den entsprechenden Projektionsansichten in
Datenreihe 4 entfernt. Diese Ansichtspaare können weiter
hin vor der Filterung kombiniert werden, um irgendeine
unnötige Erhöhung der Verarbeitungslast zu beseitigen.
Im Hinblick auf das bzw. den vorstehend beschriebene(n)
Rechenverfahren bzw. Algorithmus müssen ungefähr 5,5π Wer
te von Projektionsdaten vorverarbeitet werden, um einen
Schnitt zu rekonstruieren. Verglichen mit dem zur Rekon
struktion eines Bilds bei herkömmlichen Abtastungen (so
wohl axial als auch wendelförmig) erforderlichen Datenaus
maß nimmt die Vorverarbeitungslast bei einer Vier-Strahl
wendelabtastung um 2.7-mal zu.
Die zur Rekonstruktion von benachbarten Schnitten erfor
derlichen Projektionsdaten können durch vertikale Ver
schiebung der Ursprungs des Ansichtswinkels β zur Ausrich
tung zu einem neu zu rekonstruierenden Schnitt identifi
ziert werden. In den meisten Fällen gibt es in jedem Da
tensatz bedeutende Überlappungen zwischen den Daten für
einen Schnitt und denen für benachbarte Schnitte. Vor der
Gewichtung ist die Vorverarbeitung nicht Schnitt-Positi
ons-abhängig. Somit können Vorverarbeitungsergebnisse (oh
ne Wendelgewichtung) für zukünftige Wiederverwendung in
Pufferspeichereinrichtungen gespeichert werden. Dies kann
in vielen Fällen die Vorverarbeitungslast bedeutend ver
ringern, insbesondere bei retrospektiver Rekonstruktion.
Wenn das gewünschte Schnittprofil dicker als die durch die
vorstehend beschriebenen Daten- und Rekonstruktions-Re
chenverfahren bzw. -Algorithmus unterstützten Profile ist,
kann ein dickerer Schnitt durch Addieren von einer Viel
zahl von dünnen Schnitten innerhalb des gewünschten
Schnittprofils abgeleitet werden. Wenn die Vielzahl der
dünnen Schnitte an sich nicht von Interesse ist, kann der
Zwischenschritt einer Rekonstruktion der Vielzahl von
dünnen Schnitten durch Durchführung der entsprechenden
Addition früh in der Projektionsdomäne umgangen werden.
Dies verringert die Berechnungslast und die Bildspeicher
last. Die sich ergebenden Gewichtsfunktionen können durch
Addition der entsprechend verschobenen Versionen der Date
nebenen abgeleitet werden.
Ein alternatives bzw. alternativer Wendelrekonstruktions-
Rechenverfahren bzw. -Algorithmus wird nachstehend be
schrieben. Dieses Rechenverfahren bzw. dieser Algorithmus
ist auf Mehrfachschnittsysteme anwendbar und nicht auf
eine Praxis mit vier Reihenerfassungseinrichtungen be
schränkt. Insbesondere bildet bei einem gegebenen An
sichtswinkel bei einer Wendelabtastung ein Mehrfachreihen-
Erfassungssystem Mehrfachreihen-Messungen an verschiedenen
z-Orten, bezeichnet als p(β,γ,z), wobei β und γ der An
sichtswinkel bzw. der Erfassungseinrichtungswinkel sind.
Wenn z1 und z2 die Orte von zwei Reihen von Messungen von
dieser Ansicht darstellen, die am nächsten zu und auf ge
genüberliegenden Seiten des Schnittorts z₀ sind, können die
korrekten Projektionsdaten des Schnitts bei z₀, bezeichnet
als pz0(β,γ), geschätzt werden als:
Für jedes β und γ und ohne Berücksichtigung der jeweiligen
Erfassungseinrichtungsreihe können die Projektionsdaten
mit Werten von z, die z₀ strecken, zur Bestimmung von
pz0(β,γ) verwendet werden. Verschiedene Reihen können daher
für verschiedene Werte von β und γ zu dem Projektionsdaten
satz bei z₀ beitragen. Wenn der Vertex des Kegelstrahls,
d. h. der Röntgenstrahl-Brennpunkt, den zu rekonstruieren
den Schnitt bei dem Ansichtswinkel β0 schneidet, kann der
Schnitt unter Verwendung wohlbekannter Rekonstruktions-Re
chenverfahren bzw. -Algorithmen von einem beim Ansichtswin
kel β0 zentrierten 2π Wert der geschätzten Daten pz0(β,γ)
rekonstruiert werden. Derartige Rechenverfahren bzw. Algo
rithmen enthalten ein bzw. einen Standard-Fächerstrahl-Re
konstruktions-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus oder ein
bzw. einen in dem US-Patent Nr. 4 580 219 beschriebenes
bzw. beschriebenen Fächer-Strahl-Unterabtast-Re
chenverfahren bzw. -Algorithmus. Der Schnitt kann auch aus
einem π + Fächerwinkel-Wert der geschätzten Daten pz0(β,γ)
rekonstruiert werden, auch zentriert beim Ansichtswinkel
β0, unter Verwendung des in D.L. Parker, "Optimal Short
Scan Convolution Reconstruction For Fan-beam CT", Med.
Phys. 9, 254-257 (1982) beschriebenen Fächerstrahl-Halbab
tast-Rechenverfahrens bzw. -Algorithmus.
Ein Anlegen der Fächerstrahl-Halbabtast- oder Unterabtast-
Rechenverfahren bzw. -Algorithmus auf die geschätzten Da
ten pz0(β,γ) wird zur Verringerung der Kegelstrahlartefakte
beitragen. Die durch entweder das bzw. den Fächerstrahl-
Halbabtast- oder Unterabtast-Rechenverfahren bzw. -Algo
rithmus eingeführte Gewichtsfunktion ist eine Funktion
sowohl des Ansichtswinkels β als auch des Erfassungsein
richtungswinkels γ.
Noch ein anderes alternatives bzw. anderer alternativer
Schätzungs-Rechenverfahren bzw. -Algorithmus ist nachste
hend beschrieben. Dieses Rechenverfahren bzw. dieser Algo
rithmus ist auch auf Mehrfach-Schnittsysteme anwendbar.
Insbesondere kann eine lineare Kombination von Messungen,
mit abhängig von ihrem z-Abstand von dem gewünschten
Schnitt an die Messungen angelegten Gewichtungen, verwen
det werden als:
wobei i ein Index ist, der über Projektionsmessungen bei
(θ,γ) verläuft. Die Breite der Gewichtsfunktion w(z) steu
ert die Schnittdicke und den Rauschpegel des Bilds.
Eine mögliche Form für die Gewichtsfunktion w(z) ist ein
Dreieck mit einer Amplitude von 1 bei z = 0 und einem Wert
von Null bei ±Δz und Δz sollte derart gewählt werden, daß
zumindest eine Messung mit einem Wert ungleich Null für
w(z) bei jedem Wert von (θ,γ) ist. Für irgendein w(z) wird
sich die Summe von Werten ungleich Null für w für ein ge
gebenes (θ,γ) mit θ und γ verändern. Dies wird durch den
Nenner in Gleichung 11 normiert. Ein Erhöhen von Δz führt
zu einem dickeren Schnitt und einem niedrigeren Rauschpe
gel. Die Form des Schnittprofils wird ungefähr w(z) gefal
tet mit der Schnittrichtungsabtastöffnung.
Wie bekannt ist, wird bei einer 360° Drehung jedes Paar
von (θ,γ) zweimal gemessen und P(θ,γ,z) = P(θ + 2γ +
180°, -γ,z). Diese Symmetrie kann verwendet werden, um die
Anzahl der mit Gleichung (11) zur Schätzung P(θ,γ,z₀) ver
wendeten Messungen P(θ,γ,zi) zu erhöhen. Werte von P(θ,γ,zi)
für zwei Werte von zi können aus jeder 360° Umdrehung und
jeder Erfassungseinrichtungsreihe erhalten werden.
Andere Formen für w(z) können gewählt werden, wie bei
spielsweise kosinusförmig oder kubisch. Es wird angenom
men, daß es für ein w(z) mit einer graduellen Abschrägung
nahe einem Wert von Null vorteilhaft ist. Eine graduelle
Abschrägung kann besser sicherstellen, daß eine Erfas
sungseinrichtungsreihe beginnt, graduell zu dem Projekti
onsdatensatz beizutragen und somit eine gewisse Artefakt-
Immunität zu erzeugen.
Aus der vorstehenden Beschreibung zahlreicher Ausführungs
beispiele der vorliegenden Erfindung ist erkennbar, daß
die Aufgaben der Erfindung erreicht werden. Obwohl die
Erfindung genau beschrieben und veranschaulicht wurde, ist
deutlich zu verstehen, daß dasselbe nur zur Veranschauli
chung und als Beispiel und nicht als Beschränkung geschah.
Beispielsweise ist das hier beschrieben Computer-Tomo
graphie-System ein System der "dritten Generation", bei
dem sich sowohl die Röntgenstrahlquelle als auch die Er
fassungseinrichtung mit dem Drehrahmen drehen. Viele ande
re Computer-Tomographie-Systeme einschließlich Systemen
der "vierten Generation", in denen die Erfassungseinrich
tung eine stationäre Vollring-Erfassungseinrichtung ist
und sich nur die Röntgenstrahlquelle mit dem Drehrahmen
dreht, können verwendet werden. Auch ist die Erfindung
nicht auf eine Verwendung bei Systemen mit genau vier Er
fassungseinrichtungsreihen beschränkt. Demgemäß ist der
Schutzbereich der Erfindung nur durch den Wortlaut der
Ansprüche beschränkt.
Die vorliegende Erfindung ist in einer Form eine Vorrich
tung zur Durchführung einer Bildrekonstruktion unter Ver
wendung von bei einer Vier-Strahl-Wendelabtastung erhalte
nen Daten. Bei der Rekonstruktion eines Bilds werden Pro
jektionsdatenfelder erzeugt. Derartige Projektionsdaten
werden dann durch Gewichtsfaktoren gewichtet, um gewichte
te Projektionsdatenfelder zu erzeugen. Die gewichteten
Projektionsdatenfelder werden gefiltert und rückproji
ziert, um ein Bilddatenfeld zu erzeugen. Die Bilddatenfel
der für die Strahlen werden dann addiert, um ein Schnitt-
Bilddatenfeld zu erzeugen.
Claims (17)
1. System (10) zur Erzeugung eines tomographischen Bilds
eines Objekts aus bei einer Wendelabtastung erfaßten Pro
jektionsdaten, wobei das System (10) ein Vier-Reihen-Er
fassungseinrichtungsfeld (18) enthält und das tomographi
sche Bildsystem (10) ein Bildrekonstruktionssystem (34)
umfaßt mit
- (a) einer Einrichtung zur Erzeugung von Projektionsdaten feldern (54A, 54B, 54C, 54D) entsprechend zu von jedem der Röntgenstrahl-Fächerstrahlen erhaltenen Daten,
- (b) einer Einrichtung zur Anwendung einer Gewichtsfunktion (56A, 56B, 56C, 56D) auf jedes der in Schritt (a) erzeug ten Projektionsdatenfelder, um jeweilige gewichtete Pro jektionsdatenfelder (60A, 60B, 60C, 60D) zu erzeugen, wo bei die auf jeden Datensatz anzuwendende Gewichtsfunktion, bezeichnet als W1(β,γ), W2(β,γ), W3(β,γ) und W4(β,γ), lautet: wobei wobei wobeiα(β,γ) = α[χ(β,γ)] = 3χ²(β,γ) - 2ξ³(β,γ),und wobei
- (c) einer Einrichtung zur Erzeugung von zur Konstruktion eines Schnittbilds (68) zu verwendenden Bilddatenfeldern (64A, 64B, 64C, 64D) aus den in Schritt (b) erzeugten Projektionsdatenfeldern.
2. System (10) nach Anspruch 1, wobei
die Einrichtung zur Erzeugung von Bilddatenfeldern eine
Einrichtung zur Durchführung einer Filterung und Rückpro
jektion (62A, 62B, 62C, 62D) für jedes gewichtete Projek
tionsdatenfeld (60A, 60B, 60C, 60D) umfaßt.
3. System (10) nach Anspruch 2, wobei
eine Einrichtung zur Kombination von Datenfeldern vom sel
ben Drehrahmenwinkel, aber von verschiedenen Erfassungs
einrichtungsreihen ausgebildet ist.
4. System (10) nach Anspruch 1, wobei
eine Systemspeichereinrichtung (38) zur Speicherung der
Daten zur Rekonstruktion aufeinander folgender Schnitte
ausgebildet ist.
5. System (10) nach Anspruch 1, wobei
das Bildrekonstruktionssystem (34) eine Einrichtung zur
Addition einer Vielzahl von dünnen Schnitten innerhalb
eines gewünschten Schnittprofils, wenn das gewünschte
Schnittprofil dicker als das dünnste durch das Datenfeld
unterstützte Profil ist, umfaßt.
6. Verfahren zur Erzeugung eines tomographischen Bilds
eines Objekts aus bei einer Wendelabtastung erfaßten Pro
jektionsdaten, wobei das System (10) ein Vier-Reihen-Er
fassungseinrichtungsfeld (18) enthält und ein Bildrekon
struktionssystem (34) umfaßt, wobei das Verfahren die
Schritte umfaßt:
- (a) Erzeugen von Projektionsdatenfeldern (54A, 54B, 54C, 54D) entsprechend zu von jedem der Röntgenstrahlfächer strahlen erhaltenen Daten,
- (b) Anwenden einer Gewichtsfunktion (56A, 56B, 56C, 56D) auf jedes der in Schritt (a) erzeugten Projektionsdaten felder, um jeweilige gewichtete Projektionsdatenfelder (60A, 60B, 60C, 60D) zu erzeugen, wobei die auf jeden Da tensatz anzuwendende Gewichtsfunktion, bezeichnet als W1(β,γ), W2(β,γ), W3(β,γ) und W4(β,γ), lautet: wobei wobei wobeiα(β,γ) = α[χ(β,γ)] = 3χ²(β,γ) - 2χ³(β,γ),und wobei
- (c) Erzeugen von zur Konstruktion eines Schnittbilds (68) zu verwendenden Bilddatenfeldern (64A, 64B, 64C, 64D) aus den in Schritt (b) erzeugten Projektionsdatenfeldern.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei
der Schritt des Erzeugens von Bilddatenfeldern den Schritt
einer Durchführung einer Filterung und Rückprojektion
(62A, 62B, 62C, 62D) für jedes gewichtete Projektionsda
tenfeld (60A, 60B, 60C, 60D) umfaßt.
8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei
vor dem Schritt des Durchführens einer Filterung und Rück
projektion Datenfelder vom selben Drehrahmenwinkel, aber
von verschiedenen Erfassungseinrichtungsreihen kombiniert
werden.
9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei
wenn eine Projektionsansicht in einer ersten Datenreihe
360° von einer Projektionsansicht in einer vierten
Datenreihe entfernt ist, die Ansichten vor einer Filterung
und Rückprojektion kombiniert werden.
10. Verfahren nach Anspruch 6, wobei
vor dem Schritt des Anwendens einer Gewichtsfunktion auf
jedes der Projektionsdatenfelder ein Schritt eines Spei
cherns der Daten zur Rekonstruktion aufeinanderfolgender
Schnitte in einer Systemspeichereinrichtung (38) durchge
führt wird.
11. Verfahren nach Anspruch 6, mit
dem Schritt des Addierens einer Vielzahl von dünnen
Schnitten innerhalb eines gewünschten Schnittprofils, wenn
das gewünschte Schnittprofil dicker als das dünnste durch
das Datenfeld unterstützte Profil ist.
12. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10)
mit:
- (a) einem Drehrahmen (12) mit einer Röntgenstrahlquelle (14) und einer Mehrfach-Reihen-Erfassungseinrichtung (18),
- (b) einer Datenerfassungseinrichtung (32), die mit der Erfassungseinrichtung (18) gekoppelt ist, und
- (c) einer Verarbeitungseinrichtung (36), die mit dem Da tenerfassungssystem (34) gekoppelt ist, wobei die Erfas sungseinrichtung (36) zur Schätzung von Projektionsdaten pz0(β,γ) für einen Ort z₀ unter Verwendung von durch die Erfassungseinrichtungsreihen an Orten z₁ und z₂ gemessenen Projektionsdaten ausgebildet ist, wobei die Verarbeitungseinrichtung (36) zur Schätzung der Projekti onsdaten pz0(β,γ) ausgebildet ist, unter Verwendung der Beziehung:
13. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10)
nach Anspruch 12, wobei
die Erfassungseinrichtungen (18) in verschiedenen Reihen
zu den geschätzten Projektionsdaten pz0(β,γ) beitragen.
14. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10)
nach Anspruch 12, mit:
einer Bildrekonstruktionseinrichtung (34) zur Erzeugung eines Bildschnitts an einem Ort z₀ unter Verwendung der geschätzten Projektionsdaten pz0(β,γ).
einer Bildrekonstruktionseinrichtung (34) zur Erzeugung eines Bildschnitts an einem Ort z₀ unter Verwendung der geschätzten Projektionsdaten pz0(β,γ).
15. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10)
mit:
- (a) einem Drehrahmen (12) mit einer Röntgenstrahlquelle (14) und einer Mehrfach-Reihen-Erfassungseinrichtung (18),
- (b) einem Datenerfassungssystem (32), das mit der Erfas sungseinrichtung (18) gekoppelt ist, und
- (c) einer Verarbeitungseinrichtung (36), die mit dem Da tenerfassungseinrichtungssystem (32) gekoppelt ist, wobei die Verarbeitungseinrichtung für einen Ort z₀ Projektions daten pz0(β,γ) unter Verwendung von durch die Erfassungsein richtungsreihen an Orten z₁ und z₂ gemessenen Projektionsdaten schätzt, wobei die Verarbeitungseinrich tung (36) zur Schätzung der Projektionsdaten pz0(β,γ) ausge bildet ist, unter Verwendung der Beziehung
16. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10)
nach Anspruch 15, wobei
die Erfassungseinrichtungen (18) in verschiedenen Reihen
zu den geschätzten Projektionsdaten pz0(β,γ) beitragen.
17. Volumetrische Computer-Tomographie-Vorrichtung (10)
nach Anspruch 15, mit
einer Bildrekonstruktionseinrichtung (34), wobei die Re
konstruktionseinrichtung (34) einen Bildschnitt am Ort z₀
unter Verwendung der geschätzten Projektionsdaten pz0(β,γ)
erzeugt.
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