DE4421845A1 - Adaptive Filter zur Verminderung von Streifen-Artefakten in Röntgen-Tomographiebildern - Google Patents
Adaptive Filter zur Verminderung von Streifen-Artefakten in Röntgen-TomographiebildernInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf Computer-Tomographie (CT)-
Bildgebungseinrichtungen und insbesondere auf ein Verfahren
zur Verminderung von Streifen-Artefakten, die durch be
grenzte Röntgen-Photonen an bestimmten Sichtwinkeln hervor
gerufen werden.
In einem Computer-Tomographiesystem projiziert eine Rönt
genquelle einen fächerförmigen Strahl, der kollimiert wird,
um in einer x-y-Ebene von einem einem Karthesischen-Koordi
natensystem zu liegen, die die "Bildebene" genannt wird.
Der Röntgenstrahl tritt durch das abzubildende Objekt, bei
spielsweise ein medizinischer Patient, hindurch und trifft
auf eine Anordnung (Array) von Strahlungsdetektoren. Die
Intensität der durchgelassenen Strahlung hängt von der
Schwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab, und je
der Detektor erzeugt ein getrenntes elektrisches Signal,
das eine Messung der Strahlschwächung ist. Die Schwächungs
messungen von allen Detektoren werden getrennt gewonnen, um
das Durchlaßprofil zu erzeugen.
Die Quelle und Detektor-Array in einem üblichen CT-System
werden in einem Gestell innerhalb der Bildebene und um das
Objekt herum gedreht, so daß sich der Winkel, unter dem der
Röntgenstrahl das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine
Gruppe von Röntgen-Schwächungsmessungen von der Detektor-
Array bei einem gegebenen Winkel wird als ein "Experiment"
("view") bezeichnet, und eine "Abtastung" ("scann") des Ob
jektes weist einen Satz von Experimenten bei unterschiedli
chen Winkelstellungen während einer Umdrehung der Röntgen
quelle und des Detektors auf. Die Abtastdaten werden verar
beitet, um ein Bild zu konstruieren, das einer
zweidimensionalen Scheibe durch das Objekt entspricht. Das
vorherrschende Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes
wird in der Technik als die gefilterte Rückprojektionstech
nik bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die Schwächungs
messungen aus einer Abtastung in ganze Zahlen um, die "CT-
Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" genannt werden, die
dazu verwendet werden, die Helligkeit von einem entspre
chenden Pixel auf einer Kathodenstrahl-Röhrenanzeige zu
steuern.
Eine Anzahl von Faktoren kann zu der Erzeugung von Artefak
ten in dem rekonstruierten Bild beitragen. Einer dieser
Faktoren ist ein unzureichender Röntgenfluß aufgrund der
Schwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt. Beispiels
weise schwächen Knochen in den Schultern von einem medizi
nischen Patienten stark Röntgenstrahlen, die horizontal
durch den Brustraum des Patienten gerichtet werden, und
die dadurch entstehenden kleinen Röntgenzählwerte an den
Detektoren führen eine Ungewißheit in das bewonnene Experi
ment ein. Diese Ungewißheit manifestiert sich als horizon
tale Streifen in dem rekonstruierten Bild. Diese Ungewiß
heit kann nicht dadurch verkleinert werden, daß die gesamte
Röntgenflußdichte vergrößern wird, weil dies andere Detek
torkanäle überlasten würde, die weniger geschwächte Strah
len empfangen, und die Röntgendosis des Patienten erhöhen
würde. Die Streifenbilder können nicht unter Verwendung üb
licher Filter aus dem Bild herausgefiltert werden, weil
derartige Filter die Bildauflösung verkleinern und sie auf
grund des Gewichtes der Streifen-Artefakte ineffektiv sind.
Erfindungsgemäß wird eine Verbesserung für ein Computer-To
mographie-System und insbesondere ein Filter geschaffen zum
Beseitigen von Streifen-Artefakten, ohne daß die Bildauflö
sung in signifikanter Weise vermindert wird. Das Computer-
Tomograpie-System enthält: Ein Datengewinnungssystem zum
Gewinnen von mehreren Experimenten (views) von einem Ob
jekt, wobei jedes Experiment einen Satz von Röntgenabtast
daten enthält, die die Anzahl von detektierten Röntgen-
Photonen angeben, die durch das Objekt hindurchtreten;
einen Vorprozessor zum Empfangen jedes Experiments der ge
wonnenen Röntgenabtastdaten und zum Erzeugen entsprechen
der Projektionsdaten; ein adaptives Filter zum Empfangen
jedes Experiments von gewonnenen Röntgenabtastdaten und je
weils entsprechend einem Satz von Projektionsdaten und zum
Erzeugen eines Fehlervektors daraus; eine Korrektureinrich
tung zum Subtrahieren des Fehlervektors von seinem entspre
chenden Satz von Projektionsdaten; und eine Einrichtung zum
Rekonstruieren eines Bildes aus den korrigierten Sätzen von
Projektionsdaten.
Es ist eine allgemeine Aufgabe der Erfindung, Streifen-Ar
tefakte in Röntgen-Tomographie-Bildern zu vermindern, ohne
die Bildauflösung zu verkleinern. Streifen-Artefakte werden
durch die erhöhte Veränderlichkeit in Detektor-Auslesungen
hervorgerufen, die aus einem kleinen Röntgenfluß resultie
ren. Diese kleinen Röntgenflußauslesungen treten auf, wenn
der Röntgenstrahl stark gedämpft wird, beispielsweise wenn
er durch Knochen hindurchtritt. Der dabei entstehende unbe
stimmte Signalpegel manifestiert sich als ein Streifen in
dem rekonstruierten Bild. Es wurde gefunden, daß ein ag
gressiveres Filter an die gewonnenen Projektionsdaten ange
legt werden sollte, wenn der Pegel der gewonnenen Abtastda
ten auf kleinere Pegel abfällt. Das adaptive Filter gemäß
der Erfindung sorgt somit für eine größere Filterung, wenn
der Abtastdatenpegel klein ist, und für weniger Filterung,
wenn der Abtastdatenpegel hoch ist.
Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen
anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausführungsbei
spielen näher erläutert:
Fig. 1 ist eine Bilddarstellung von einem CT-Bildgebungs
system, in dem die Verbindung verwendet werden kann;
Fig. 2 ist ein schematisches Blockdiagramm von dem CT-
Bildgebungssystem; und
Fig. 3 ist ein schematisches Blockdiagramm von dem
Bildrekonstruktor, der Teil des CT-Bildgebungssystems gemäß
Fig. 2 ist.
In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie (CT)-
Bildgebungssystem 10 gezeigt, das ein Gestell 12 aufweist,
das einen CT-Scanner der "dritten Generation" darstellt.
Das Gestell 12 hat eine Röntgenstrahlquelle 13, die ein fä
cherförmiges Bündel von Röntgenstrahlen 14 in Richtung auf
eine Detektor-Array 16 auf der gegenüberliegenden Seite des
Gestells projiziert. Die Detektor-Array 16 ist aus einer
Anzahl von Detektorelementen 18 gebildet, die zusammen die
projizierten Röntgenstrahlen abtasten, die durch einen me
dizinischen Patienten 15 hindurchtreten. Jedes Detektorele
ment 18 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität
von einem auftreffenden Röntgenbündel und somit die
Schwächung des Bündels darstellt, wenn es durch den Patien
ten hindurchtritt. Während einer Abtastung zur Gewinnung
von Röntgen-Projektionsdaten drehen sich das Gestell 12 und
die darauf angebrachten Komponenten um einen Dreh-Mittel
punkt 19, der in dem Patienten 15 angeordnet ist.
Die Drehung des Gestells und der Betrieb der Röntgenquelle
19 werden durch einen Regelmechanismus 20 des CT-Systems
geregelt. Der Regelmechanismus 20 weist eine Röntgen-Steue
rung 22 auf, die Leistung und Zeitsteuersignale an die
Röntgenquelle 13 und eine Gestell-Motorsteuerung 23 lie
fert, die die Drehgeschwindigkeit und die Position des Ge
stells 12 steuert. Ein Daten-Gewinnungs- bzw. Datenakquisi
tionssystem (DAS) 24 in dem Regelmechanismus 20 tastet
(sampled) analoge Abtastdaten von den Detektorelementen 18
ab und wandelt die Daten in digitale Signale für eine nach
folgende Verarbeitung um. Ein Bildrekonstruktor 25, wie
beispielsweise ein üblicher Array-Prozessor, empfängt abge
tastete und digitalisierte Röntgen-Abtastdaten von dem DAS
24 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindig
keit durch, wie es nachfolgend näher beschrieben wird. Das
rekonstruierte Bild wird als eine Eingangsgröße in einen
Computer 26 eingegeben, der das Bild in einer
Massenspeichervorrichtung 29 speichert.
Der Computer 26 empfängt auch Befehle und Abtastparameter
von einem Operator über eine Konsole 30, die ein Tastenfeld
aufweist. Eine zugeordnete Kathodenstrahlröhrenanzeige 32
gestattet, daß der Operator das rekonstruierte Bild und an
dere Daten von dem Computer beobachtet. Die von dem Opera
tor zugeführten Befehle und Parameter werden durch den Com
puter 26 verwendet, um Steuersignale und Information an das
DAS 24, die Röntgen-Steuerung und die Gestell-Motor-Steue
rung 23 zu liefern. Zusätzlich betätigt ein Computer 26
eine Tischmotor-Steuerung 34, die einen motorisierten Tisch
36 steuert, um den Patienten 15 in dem Gestell 12 zu posi
tionieren.
Während einer Abtastung wird eine Reihe von Experimenten
des Patienten gewonnen, wenn sich das Gestell 12 um die
Achse 19 dreht. Jedes Experiment (view) ist ein Satz von
Röntgen-Abtastdatenwerten (S), die die Anzahl von Röntgen-
Photonen angeben, die durch die entsprechenden Detektorele
mente 18 abgetastet werden. Wenn sie bezüglich irgendwel
cher Versetzungen bzw. Offsets korrigiert sind, können
diese Abtastdatenwerte von negativen Werten bis zu sehr
großen positiven Werten reichen. Es ist ein wesentliches
Merkmal der Erfindung, daß diese Daten an Punkten, wo die
Werte sehr klein sind, aggressiv gefiltert werden können,
und praktisch ungefiltert bleiben, wo die Werte sehr hoch
sind. Diese "adaptive" Filterung wird in dem Bild-Rekon
struktor 25 implementiert, der nun in Verbindung mit Fig.
3 beschrieben wird.
Gemäß Fig. 3 wird jedes Experiment (view) von Abtastdaten
am Eingang 50 empfangen und bei 51 verarbeitet, um die Da
ten hinsichtlich verschiedener bekannter Fehler zu korri
gieren, wie beispielsweise Änderungen in den Detektor- bzw.
Kanalverstärkungen. Die korrigierten Daten werden als näch
stes log-eingestellt bei 52, indem der negative Wert seines
Logarithmus genommen wird, um für ein Projektionsprofil P
zu sorgen, das die Menge an Schwächungsmaterial in dem Pa
tienten 15 entlang dem Röntgenstrahl angibt, der jedem De
tektorelement 18 zugeordnet ist. Es ist gerade die Fluktua
tion bzw. Schwankung in diesen Schwächungsdaten bei sehr
kleinen Detektorauslesungen, die die Streifen-Artefakte zur
Folge haben, und es sind diese Fluktuationen, die durch das
adaptive Filter aus dem Projektionsprofil P entfernt wer
den. Wie nachfolgend beschrieben wird, erzeugt das adaptive
Filter einen Fehlervektor Φ, der bei 53 von den entspre
chenden Schwächungswerten in dem Projektionsprofil P sub
trahiert wird. Die korrigierten und adaptiv gefilterten
Projektionsprofile P werden dann einem Rekonstruktor 54 zu
geführt, der für eine Rückprojektion (back projection) der
Profile P sorgt, um Scheibenbilder 55 zu erzeugen.
Wie weiterhin aus Fig. 3 hervorgeht, enthält das adaptive
Filter einen Fensterfunktionsgenerator 60, der die entspre
chenden Experimente der Abtastdaten S empfängt, wie sie
durch das DAS 24 erzeugt werden. Diese Abtastdaten S werden
bezüglich Versetzungs- bzw. Offset-Fehlern korrigiert, aber
ansonsten stellen sie Rohdaten aus den Detektoren 18 dar,
die die gemessenen Röntgen-Photonen-Zählwerte angeben. Der
Generator 60 vergleicht jeden Abtastdatenwert (S₁-S₈₅₂) und
ermittelt, in welchem der folgenden Bereiche jeder Wert
liegt:
Bereich I = - ∞ bis + 4 Zählwerte
Bereich II = + 4 bis + 10 Zählwerte
Bereich III = + 10 bis + 45 Zählwerte
Bereich IV = + 45 bis + 80 Zählwerte
Bereich V = + 80 bis + ∞ Zählwerte
Bereich II = + 4 bis + 10 Zählwerte
Bereich III = + 10 bis + 45 Zählwerte
Bereich IV = + 45 bis + 80 Zählwerte
Bereich V = + 80 bis + ∞ Zählwerte
Hieraus wird eine Fensterfunktion W erzeugt, und durch ein
erstes Tiefpaßfilter 61 verwendet, um den Filterungsgrad zu
steuern, der auf jeden entsprechenden Schwächungswert (P₁-
P₈₅₂) in dem empfangenden Projektionsprofil P ausgeübt
wird. Ein Erstdurchlauf-Fehlervektor Φ wird an einer Sum
mierstelle 62 erzeugt, indem die adaptiv gefilterte Projek
tion FW(P) aus der ungefilterten Projektion P subtrahiert
wird.
Φ = P - FW(P) (1)
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist das erste Tief
paßfilter ein digitales Filter, das in der Technik auch als
ein "mittelndes" oder "box car"-Filter bezeichnet wird, und
die Anzahl benachbarter Werte der Eingangsgröße, die zusam
men gemittelt werden, um die entsprechende gefilterte Aus
gangsgröße zu erzeugen, wird durch die Fensterfunktion W
ermittelt. Genauer gesagt, es werden alle Eingangswerte,
die als Bereich I und II bezeichnet sind, aggressiv gefil
tert, indem 15 benachbarte Werte gemittelt werden, alle
Werte des Bereiches III werden gefiltert, indem 9 Werte ge
mittelt werden, alle Werte des Bereiches IV werden gefil
tert, indem 3 Werte gemittelt werden, und die Werte des Be
reiches V werden ungefiltert durchgelassen. Diese adaptive
Filterung kann in einem einzigen Schritt implementiert wer
den, indem jeder Projektionsprofilwert (P₁-P₈₅₂) ge
trennt gemittelt wird gemäß der Fensterfunktion W, oder sie
kann in einem Prozeß implementiert werden, die durch den
folgenden Ausdruck angegeben ist:
FW(P)=F₁₅(P)M₁+F₁₅(P)M₂+F₉(P)M₃+F₃(P)M₄+(P)M₅ (2)
wobei
F₁₅, F₉, F₃ = entsprechen an 15, 9 und 3 Punkten mittelnde Filter;
M₁, M₂, M₃, M₄, M₅ = entsprechen binären Masken, die die Werte in entsprechenden Bereichen I, II, II, IV und V identifizieren.
F₁₅, F₉, F₃ = entsprechen an 15, 9 und 3 Punkten mittelnde Filter;
M₁, M₂, M₃, M₄, M₅ = entsprechen binären Masken, die die Werte in entsprechenden Bereichen I, II, II, IV und V identifizieren.
Zwar kann der Erstdurchlauf-Fehlervektor Φ an dem Ausgang
der Summierstelle 62 direkt verwendet werden, um das Pro
jektionsprofil P adaptiv zu filtern, es wurde aber gefun
den, daß "Objekt"-Information in dem Erstdurchlauf-Fehler
vektor Φ vorhanden ist. Als eine Folge werden Schatten-Ar
tefakte in dem rekonstruierten Bild insbesondere um dichte
Objekte herum, wie beispielsweise Knochen, erzeugt. Um den
Fehlervektor Φ zu verfeinern, wird er zusammen mit der Fen
sterfunktion W an ein zweites Tiefpaßfilter 64 angelegt.
Für diesen Zweck wird ein digitales "Median"-Filter verwen
det, und die Anzahl benachbarter Eingangsfehler-Vektorele
mente, die durch das Filter berücksichtigt werden, um eine
entsprechende Ausgangsgröße zu erzeugen, wird durch die
Fensterfunktion W bestimmt. Genauer gesagt, wird für Werte
des Bereiches I das Eingangsfehler-Vektorelement unverän
dert durchgelassen, für Werte des Bereiches II wird der Me
dian von 9 benachbarten Werten durchgelassen, für Werte des
Bereiches III wird der Median von 5 benachbarten Werten
durchgelassen, für Werte des Bereiches IV wird der Median
von 3 benachbarten Werten durchgelassen, und für den Be
reich V wird das f Fehlervektorelement (d. h. "0") durchge
lassen. Die Ausgangsgröße des zweiten Tiefpaßfilters 64
wird der Summierstelle 65 zugeführt, um den Endfehlervektor
R zu erzeugen:
R = Φ - GW (Φ) (3)
Wie bei dem ersten Tiefpaßfilter 61 kann das zweite Tief
paßfilter 64 in einem einzigen Schritt auf jedes Element
des Fehlervektors Φ implementiert werden, oder es können
die binären Masken M₂-M₄ verwendet werden:
GW(Φ) = G₉(Φ)M₂+G₅(Φ)M₃+G₃(Φ)M₄ (4)
Im Rahmen des hier beschriebenen Erfindungsgedankens können
viele Abänderungen von dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
vorgenommen werden. So können andere digitale Filterungs
techniken verwendet werden, und die Filter können auf das
zweidimensionale Sinogramm angewendet werden, das
Projektionsprofile für benachbarte Experimente (views) ent
hält. Somit können anstelle der Mittelwertbildung oder der
Wahl des Medianwertes in einer langen eindimensionalen
Nachbarschaft von benachbarten Eingangselementen die Filter
(F und G) eine kompakte zweidimensionale Nachbarschaft, die
auf das Eingangselement zentriert ist, verwenden, um somit
über benachbarte Experimente und auch über benachbarte
Kanäle zu filtern. Dies verbessert weiter die Filterwirk
samkeit, ohne daß die Bildauflösung verringert wird. Auch
die Masken M₁-M₅, die durch den Fensterfunktionsgenerator
60 erzeugt werden, können hochfrequente Fluktuationen bzw.
Schwankungen enthalten, weil die Zählwerte von benachbarten
Kanälen auf einer Grenzlinie zwischen zwei Bereichen lie
gen. Die Leistungsfähigkeit kann durch Tiefpaßfilterung der
Masken M₁-M₅ verbessert werden, um diese Schwankungen zu
beseitigen. Und schließlich ist zwar der Bereich von Ab
tastdatenwerten in fünf Bereiche unterteilt worden, um den
Betrieb des Tiefpaßfilters zu steuern, es kann aber jede
Anzahl von Bereichen verwendet werden. In der Tat kann die
Anzahl an Bereichen bis zu einem Punkt erhöht werden, wo
der Wert der Abtastdaten verwendet wird, um den Betrieb des
Tiefpaßfilters direkt zu steuern.
Claims (7)
1. Computertomographie-Bildgebungssystem enthaltend:
ein digitales Datengewinnungssystem zum Gewinnen eines Satzes von Röntgenabtastdaten (S), deren Elemente die Anzahl von detektierten Röntgen-Photonen angeben, die durch ein Objekt hindurchtreten, das in dem Bildgebungssystem angeordnet ist,
eine Korrektureinrichtung, die zum Empfang des Satzes von Röntgenabtastdaten (S) verbunden ist und die ein Projektionsprofil (P) mit entsprechenden Elementen erzeugt, die die Schwächung der durch das Objekt hindurchtretenden Röntgenstrahlen angeben,
ein adaptives Filter, das enthält:
ein digitales Datengewinnungssystem zum Gewinnen eines Satzes von Röntgenabtastdaten (S), deren Elemente die Anzahl von detektierten Röntgen-Photonen angeben, die durch ein Objekt hindurchtreten, das in dem Bildgebungssystem angeordnet ist,
eine Korrektureinrichtung, die zum Empfang des Satzes von Röntgenabtastdaten (S) verbunden ist und die ein Projektionsprofil (P) mit entsprechenden Elementen erzeugt, die die Schwächung der durch das Objekt hindurchtretenden Röntgenstrahlen angeben,
ein adaptives Filter, das enthält:
- a) einen Fensterfunktionsgenerator (60), der zum Empfang des Satzes von Röntgenabtastdaten (S) verbunden ist und eine Fensterfunktion (W) erzeugt, die die Größe von jedem Röntgenabtastdatenelement angibt,
- b) ein Tiefpaßfilter (61), das zum Empfang des Projektionsprofils (P) und der Fensterfunktion (W) verbunden ist und jedes empfangene Projektionsprofilelement um einen Betrag filtert, der durch die Fensterfunktion (W) bestimmt ist,
- c) eine Subtraktionseinrichtung (62) zum Erzeugen eines Fehlervektors durch Subtrahieren der gefilterten Projektionsprofilelemente, die durch das Tiefpaßfilter (61) erzeugt sind, von dem entsprechenden Projektionsprofilelement, und
- d) eine Einrichtung (53) zum Verknüpfen des Fehlervektors mit dem Projektionsprofil (P), um ein adaptiv gefiltertes Projektionsprofil zu erzeugen, und einen Rekonstruktor (54) zum Erzeugen eines Bildes aus den adaptiv gefilterten Projektionsprofilen, die durch das adaptive Filter erzeugt sind.
2. Bildgebungssystem nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß das Tiefpaßfilter (61) ein digitales
mittelndes Filter ist und eine Anzahl von benachbarten
empfangenen Projektionsprofilelementen, die durch die
Fensterfunktion (W) angegeben ist, gemittelt werden, um
jedes gefilterte Projektionsdatenelement zu erzeugen.
3. Bildgebungssystem nach Anspruch 2, dadurch
gekennzeichnet, daß die Anzahl benachbarter
Projektionsprofilelemente, die durch die Fensterfunktion
(W) angegeben ist, invers in Beziehung steht zu der Größe
des entsprechenden Röntgenabtastdatenelements.
4. Bildgebungssystem nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß das adaptive Filter ein zweites
Tiefpaßfilter (64) aufweist, das den Fehlervektor von der
Subtraktionseinrichtung (62) und die Fensterfunktion (W)
von dem Fensterfunktionsgenerator (60) empfängt und
Elemente in dem Fehlervektor um einen Betrag filtert, der
durch die Fensterfunktion (W) angegeben ist.
5. Bildgebungssystem nach Anspruch 4, dadurch
gekennzeichnet, daß das zweite Tiefpaßfilter (64) ein
digitales Medianfilter ist.
6. Bildgebungssystem nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß der Fensterfunktionsgenerator (60)
einen Satz binärer Masken (M₁-M₅) erzeugt, die angeben,
welche Röntgenabtastdatenelemente Größen innerhalb gewählter
Bereiche haben.
7. Bildgebungssystem nach Anspruch 6, dadurch
gekennzeichnet, daß jede binäre Maske (M₁-M₅)
tiefpaßgefiltert wird.
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