DE4421845A1 - Adaptive Filter zur Verminderung von Streifen-Artefakten in Röntgen-Tomographiebildern - Google Patents

Adaptive Filter zur Verminderung von Streifen-Artefakten in Röntgen-Tomographiebildern

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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
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.
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:
  • 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.
DE4421845A 1993-07-02 1994-06-22 Adaptive Filter zur Verminderung von Streifen-Artefakten in Röntgen-Tomographiebildern Ceased DE4421845A1 (de)

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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19835451B4 (de) * 1997-08-20 2005-03-24 Siemens Ag Verfahren für einen Computertomographen zur Nachverarbeitung eines Schnittbildes und nach diesem Verfahren arbeitender Computertomograph

Families Citing this family (50)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5473655A (en) * 1994-07-21 1995-12-05 General Electric Company Artifact reduction by z-dependent filtration of three-dimensional cone beam data
US5473656A (en) * 1994-09-15 1995-12-05 General Electric Company Computed tomography system with correction for z-axis detector non-uniformity
US5594767A (en) * 1995-11-02 1997-01-14 General Electric Company Methods and apparatus for enhancing image sharpness
US5680426A (en) * 1996-01-17 1997-10-21 Analogic Corporation Streak suppression filter for use in computed tomography systems
US5671263A (en) * 1996-03-13 1997-09-23 Analogic Corporation Motion artifact suppression filter for use in computed tomography systems
US5663566A (en) * 1996-04-16 1997-09-02 Picker International, Inc. Negativity bias reduction
US6307912B1 (en) 1999-11-29 2001-10-23 General Electric Company Methods and apparatus for optimizing CT image quality with optimized data acquisition
WO2002011068A1 (de) * 2000-07-27 2002-02-07 Vamp Verfahren Und Apparate Der Medizinischen Physik Gmbh Computertomograph mit reduzierter dosisbelastung bzw. reduziertem bildpunktrauschen
US6480560B2 (en) 2001-03-16 2002-11-12 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for motion gating using CT projection data
JP4330881B2 (ja) * 2001-03-29 2009-09-16 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 対象画像におけるアーチファクトを減少する方法
US6421411B1 (en) 2001-05-10 2002-07-16 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for helical image artifact reduction
JP4267328B2 (ja) 2001-05-16 2009-05-27 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ フィルターを伴ったコンピューター断層撮影システム
US6408042B1 (en) 2001-06-15 2002-06-18 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for cone beam artifact suppression in scanning imaging systems
US6449330B1 (en) 2001-06-28 2002-09-10 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for artifact reduction in computed tomographic imaging
US7099503B2 (en) * 2001-09-17 2006-08-29 Ge Medical Systems Global Technology Llc Image reconstruction method and X-ray CT apparatus
DE10201321B4 (de) * 2002-01-15 2011-02-24 Siemens Ag Computertomographie-Gerät und Verfahren mit aktiver Anpassung der Mess-Elektronik
US6654442B2 (en) * 2002-03-29 2003-11-25 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for weighting projection data
US6587537B1 (en) 2002-04-01 2003-07-01 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for multi-slice image reconstruction
US6724856B2 (en) * 2002-04-15 2004-04-20 General Electric Company Reprojection and backprojection methods and algorithms for implementation thereof
US7227982B2 (en) * 2002-04-15 2007-06-05 General Electric Company Three-dimensional reprojection and backprojection methods and algorithms for implementation thereof
EP1509883B1 (de) * 2002-05-06 2009-11-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. Hochauflösender ct-scanner
US7409104B2 (en) * 2002-07-18 2008-08-05 .Sightic Vista Ltd Enhanced wide dynamic range in imaging
DE10245505B4 (de) * 2002-09-27 2010-03-25 Schleifring Und Apparatebau Gmbh Vorrichtung zur Übertragung digitaler Signale zwischen beweglichen Einheiten mit analoger Filterung
US7636461B2 (en) * 2004-02-05 2009-12-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Image-wide artifacts reduction caused by high attenuating objects in ct deploying voxel tissue class
US7526060B2 (en) * 2004-03-10 2009-04-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Artifact correction
US20050201605A1 (en) * 2004-03-11 2005-09-15 Jianying Li Methods and apparatus for CT smoothing to reduce artifacts
SE0400731D0 (sv) * 2004-03-22 2004-03-22 Contextvision Ab Method, computer program product and apparatus for enhancing a computerized tomography image
US7376255B2 (en) * 2004-06-23 2008-05-20 General Electric Company System and method for image reconstruction
CN100563570C (zh) * 2004-07-07 2009-12-02 皇家飞利浦电子股份有限公司 心脏锥面光束ct重建中条纹伪影的减少
US7149278B2 (en) * 2004-09-10 2006-12-12 General Electric Company Method and system of dynamically controlling shaping time of a photon counting energy-sensitive radiation detector to accommodate variations in incident radiation flux levels
US7319733B2 (en) * 2004-09-27 2008-01-15 General Electric Company System and method for imaging using monoenergetic X-ray sources
EP1846893B1 (de) * 2005-02-03 2015-09-16 Koninklijke Philips N.V. Adaptives radialfilter zur korrektur von metallartefakten
US8538099B2 (en) * 2005-03-23 2013-09-17 General Electric Company Method and system for controlling image reconstruction
US7711170B2 (en) * 2005-05-10 2010-05-04 General Electric Company Method and system for filtering scan data
DE102005026158B4 (de) * 2005-06-06 2011-09-15 Schleifring Und Apparatebau Gmbh Datenübertragungssystem für Computertomographen
JP2007021021A (ja) * 2005-07-20 2007-02-01 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像処理装置およびｘ線ｃｔ装置
US7676074B2 (en) * 2005-09-12 2010-03-09 Purdue Research Foundation Systems and methods for filtering data in a medical imaging system
US7672421B2 (en) * 2005-10-12 2010-03-02 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Reduction of streak artifacts in low dose CT imaging through multi image compounding
EP1941458B1 (de) * 2005-10-20 2018-08-29 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Automatische adaptive weichgewebe-schwellen für ct-conusstrahlartefaktreduktion in zwei durchgängen
US7653230B2 (en) * 2006-02-21 2010-01-26 General Electric Company Methods and systems for image reconstruction using low noise kernel
US7831097B2 (en) * 2006-03-16 2010-11-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System and method for image reconstruction
US7656990B2 (en) * 2006-09-19 2010-02-02 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Adaptive anisotropic filtering of projection data for computed tomography
JP2008220653A (ja) * 2007-03-13 2008-09-25 Toshiba Corp Ｘ線ｃｔ装置、被検体外形推定方法、画像再構成方法
JP5028528B2 (ja) * 2008-09-30 2012-09-19 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
US8666137B2 (en) * 2009-09-07 2014-03-04 Koninklijke Philips N.V. Apparatus and method for processing projection data
CN102946807B (zh) * 2010-06-17 2015-10-14 株式会社日立医疗器械 X射线ct装置及其控制方法
CN106255994B (zh) 2014-02-18 2019-09-17 皇家飞利浦有限公司 针对正电子发射断层摄影(pet)列表模式迭代重建的重建中滤波
JP6243296B2 (ja) * 2014-05-30 2017-12-06 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 画像生成装置、放射線断層撮影装置及びプログラム
CN105374012B (zh) * 2014-08-27 2018-11-27 通用电气公司 用于消除由性能差异的探测器单元所致的条状伪影的方法
US9872661B2 (en) 2014-11-19 2018-01-23 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus, and image processing apparatus

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3342353A1 (de) * 1983-11-23 1985-05-30 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Verfahren zum betrieb eines computertomographen
US4571635A (en) * 1984-02-17 1986-02-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Method of image enhancement by raster scanning
US5276614A (en) * 1989-11-17 1994-01-04 Picker International, Inc. Dynamic bandwidth reconstruction

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19835451B4 (de) * 1997-08-20 2005-03-24 Siemens Ag Verfahren für einen Computertomographen zur Nachverarbeitung eines Schnittbildes und nach diesem Verfahren arbeitender Computertomograph

Also Published As

Publication number Publication date
IL110112A (en) 1997-06-10
JPH07136157A (ja) 1995-05-30
IL110112A0 (en) 1994-10-07
US5416815A (en) 1995-05-16

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