DE60208311T2

DE60208311T2 - Verfahren und Vorrichtung zur Minimierung von Bewegungsartefakten in Bildern aus geschalteter CT Bildgebung

Info

Publication number: DE60208311T2
Application number: DE60208311T
Authority: DE
Inventors: Darin Robert Muskego Okerlund; Sankar V. Milwaukee Srinivas; Jerome Francois Knoplioch
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2001-11-09
Filing date: 2002-11-07
Publication date: 2006-08-31
Anticipated expiration: 2022-11-08
Also published as: DE60208311D1; JP2003164447A; US6526117B1; EP1310913A1; EP1310913B1; JP4436601B2

Description

Das Gebiet der Erfindung betrifft geschaltete oder getriggerte Computertomographie(CT)-Bildgebung und insbesondere Verfahren und Vorrichtungen, die das Maß der Fehlausrichtung zwischen parallelen zweidimensionalen Bildern in einem CT-Arbeitsbildsatz reduzieren.
Es sind viele unterschiedliche Arten von medizinischen Bildgebungssystemen entwickelt worden, die für unterschiedliche Zwecke eingesetzt werden. Die Bildgebungssystemkategorie der wahrscheinlich gebräuchlichsten Art umfasst Röntgensysteme, in denen eine Strahlung quer durch einen Teil eines abzubildenden Patienten und in Richtung auf ein Detektorpanel gerichtet wird. Ein beispielhaftes Röntgendetektorpanel enthält einen CsI-Szintillator, der mit einem amorphen Siliziumarray gekoppelt ist. Wenn eine Strahlung in Richtung auf einen abzubildenden Bereich (d. h. einen interessierenden Bereich) eines Patienten gerichtet wird, blockiert der interessierende Bereich einen Teil der Strahlung, während ein Teil der Strahlung durch den Bereich hindurchtritt und durch das Panel erfasst wird. Die Menge der Strahlung, die den Bereich entlang der Trajektorie eines gegebenen Röntgenstrahls durchdringt, ist von der Art des Gewebes entlang der Trajektorie abhängig. Somit kann ein Tumor mehr Strahlung als Fleisch oder Muskulatur blockieren, und ein Knochen kann mehr Strahlung als ein Tumor blockieren und so weiter. Folglich kann ein Röntgensystem dazu verwendet werden, eine „Projektion" durch einen Patienten zu gewinnen.
Obwohl sie nützlich sind, weisen einfache Röntgensysteme viele Beschränkungen auf. Eine wichtige Beschränkung bezüglich Röntgenbildgebungssystemen besteht darin, dass der artige Systeme, wie vorstehend beschrieben, lediglich Seitenprojektionen durch einen Bereich ergeben und nicht dazu verwendet werden können, andere nützliche Bilder, beispielsweise „Schichten"(„Slice")-Bilder (d. h. zu den Projektionsbildern senkrechte Bilder) durch einen interessierenden Bereich zu erzeugen. Zum Beispiel kann ein beispielhaftes nützliches Schichtbild ein Schichtbild durch ein Patientenherz umfassen.
Ein Bildgebungssystem einer anderen Art, das bei der Erzeugung von Schichtbildern nützlich ist, wird allgemein als ein Computertomographie(CT)-System bezeichnet. Ein beispielhaftes CT-System enthält eine Strahlungsquelle und einen Strahlungsdetektor, die auf gegenüberliegenden Seiten eines Bildgebungsbereiches montiert sind, wobei der Bildgebungsbereich entlang einer Translations- oder Z-Achse zentriert angeordnet ist. Die Quelle erzeugt eine Strahlung, die zu einem Strahlbündel kollimiert ist, das mehrere Strahlen enthält, die entlang im Wesentlichen quer durch den Bildgebungsbereich verlaufender Trajektorien ausgerichtet sind. Senkrecht zu der Z-Achse kann ein Liniendetektor positioniert sein, um während einer Datenakquisitionsperiode Schichtbilddaten zu sammeln.
Während einer Akquisitionsperiode ist ein interessierender Bereich in dem Bildgebungsbereich angeordnet, und wenn die Strahlungsquelle eingeschaltet ist, blockiert der interessierende Bereich einen Teil der Strahlung, während ein Teil der Strahlung durch den Bereich hindurchtritt und durch den Liniendetektor erfasst wird. Wie bei Röntgensystemen ist die Menge der Strahlung, die den interessierenden Bereich entlang der Trajektorie einer gegebenen Strahlung durchdringt, von der Art des Gewebes entlang der Trajektorie abhängig. In CT-Systemen werden die Quelle und der Liniendetektor um den interessierenden Bereich herum in einer durch den interessierenden Bereich verlaufenden Rotationsebene gedreht, so dass Strahlungs-„Projektionen" für eine große Zahl von Winkeln um den Bereich herum gewonnen werden können.
Durch Kombination der Projektionen, die einer Schicht (Slice) durch den interessierenden Bereich entsprechen, unter Verwendung einer Filterungs- und Rückprojektionstechnik wird ein zweidimensionales tomographisches oder axiales Bild (d. h. ein Schichtbild) der Schicht erzeugt.
Während einige diagnostische Techniken oder Verfahren lediglich ein einzelnes Schichtbild oder eine kleine Anzahl von Schichtbildern benötigen, erfordern viele Verfahren eine große Anzahl von parallelen CT-Schichtbildern. Beispielsweise ist bei einigen Verfahren eine Untersuchung vieler paralleler Bilder erforderlich, um den Ort, an dem eine arterielle Blockade beginnt und endet, und die Art der dazwischen befindlichen Blockade zu identifizieren. Um ein weiteres Beispiel anzugeben, formatieren viele Verfahren zweidimensionale Daten in eigentlich dreidimensionale volumetrische Bilder um, die in mehreren verschiedenen Richtungen in Scheiben und in Würfel geschnitten werden können, so dass unterschiedliche Bildebenen angewendet werden können. Wenn beispielsweise zweidimensionale Daten für Transvers- oder Querschnittsscheiben durch einen dreidimensionalen interessierenden Bereich (z. B. durch einen Patiententorso) akquiriert werden, können die Daten neu formatiert werden, um sagitale (d, h. die durch die Längsachse des Körpers verlaufende Seitenfläche) oder koronale (d. h. die durch die Längsachse des Körpers verlaufende Stirnfläche) Bilder durch den interessierenden Bereich zu erzeugen.
Um mehrere Schichtbilder schnell zu erzeugen, sind CT-Detektoren gewöhnlich derart konfiguriert, dass sie mehrere parallele Detektorzeilen aufweisen, so dass während einer einzelnen Umdrehung um den Bildgebungsbereich herum jede Detektorzeile Daten sammelt, die nachfolgend dazu verwendet werden können, ein gesondertes CT-Schichtbild zu erzeugen.
Während eine Erhöhung der Anzahl von Detektorzeilen die Akquisitionszeit verringert, sind Detektorelemente verhältnismäßig kostspielig, so dass mehr Zeilen ein kostspieligeres Gesamtsystem zur Folge haben. Um einen Kompromiss zwischen Kosten und Geschwindigkeit zu erzielen, enthalten die meisten Mehrzeilendetektoren weniger als 10 Detektorzeilen. Nachfolgend wird angenommen, dass ein beispielhafter Detektor acht Detektorzeilen enthält.
Wenn ein Detektor acht Zeilen enthält und mehr als acht Schichtbilder erforderlich sind, werden gewöhnlich mehrere unterschiedliche Akquisitionsperioden verwendet, um die benötigten Schichtbilddaten zu akquirieren. Beispielsweise wird angenommen, dass 80 Schichtbilder (eine zugegebenermaßen kleine Anzahl, jedoch für beispielhafte Zwecke ausreichend) durch einen interessierenden Bereich (ROI, Region of Interest) erforderlich sind. In diesem Fall kann der ROI in zehn gesonderte Teilvolumina unterteilt werden, wobei jedes der zehn Teilvolumina gesonderten acht von den 80 erforderlichen Schichtbildern entspricht. Anschließend können zehn gesonderte Akquisitionsperioden verwendet werden, um die Sätze von Schichtbilddaten, die den zehn Teilvolumina entsprechen, zu gewinnen, wobei während jeder der zehn gesonderten Akquisitionsperioden Daten, die acht gesonderten Schichtbildern entsprechen, gesammelt werden.
Es ist festgestellt worden, dass für große Volumina oder ROIs Daten, die zur Erzeugung vieler paralleler dünner Schichtbilder benötigt werden, am schnellsten durch spiralförmige Gewinnung der Daten akquiriert werden können. Zu diesem Zweck wird, während die Quelle und der Detektor um den Bildgebungsbereich herum gedreht werden, eine Patientenliege durch diesen hindurch verschoben, so dass das Fächerstrahlbündel der Strahlung sich über einen spiralförmigen Weg durch den ROI bewegt oder diesen abtastet. Nachdem die Spiraldaten gesammelt worden sind, werden die Daten durch einen beliebigen von vielen verschiedenen Gewichtungs- und Filterungsprozessen in Schichtbilddaten umgewandelt, wobei anschließend die Schichtbilddaten rückprojiziert werden, um ein darstellbares Bild zu erzeugen.
Im Falle der spiralförmig akquirierten und gespeicherten Rohdaten können die Daten verwendet werden, um nahezu eine beliebige Anzahl von Schichtbildern durch einen zugehörigen ROI zu erzeugen. Obwohl beispielsweise ein Detektor mit acht Zeilen mit Elementen zur Gewinnung der Spiraldaten verwendet wird, können die Daten verarbeitet werden, um 16, 20, 500 oder sogar Tausende gesonderte Schichtbilder zu erzeugen, oder sie können in der Tat interpoliert werden, um ein volumetrisches 3D-Bild zu erzeugen, falls dies erwünscht ist.
In den meisten Bildgebungssystemen, die ruhende Bilder erzeugen, ist es wichtig, dass die abgebildete Struktur während der Datenakquisition so weit wie möglich vollständig ruhig bleibt. Selbst die geringste Strukturbewegung während einer Akquisition kann Bildartefakte in den resultierenden Bildern zur Folge haben und den diagnostischen Wert der resultierenden Bilder wesentlich verringern. Aus diesem Grund werden Patienten während der Akquisitionsperioden gewöhnlich angewiesen, den interessierenden Bereich in dem Bildgebungsbereich, z. B. durch Anhalten des Patientenatems, so weit wie möglich ruhig zu halten.
Trotz der Versuche eines Patienten, die Bewegung zu kontrollieren, können bestimmte anatomische Strukturen nicht ruhig gehalten werden und bewegen sich weiter während der Akquisitionsperioden. Beispielsweise schlägt ein Patientenherz fortwährend während Datenakquisitionszyklen, und die Herzschlagbewegung macht den Prozess der Akquisition von eine diagnostische Qualität aufweisenden Daten kompliziert.
Im Fall des Herzens wiederholt sich glücklicherweise der Herzschlagzyklus, und es gibt bestimmte Zyklusphasen, während derer der Herzmuskel sich verhältnismäßig in einem Ruhezustand befindet. Wie in der Technik allgemein bekannt, befindet sich das Herz während einer diastolischen Phase des Herzschlagzyklus, wenn das Herz mit Blut gefüllt wird, verhältnismäßig in einer Ruhestellung, und seine Bewegung ist minimal. Somit können durch Beschränkung der Datenakquisitionsperioden auf die diastolischen Phasen des Herzschlagzyklus verhältnismäßig bewegungsfreie Daten akquiriert und zur Erzeugung von CT-Schichtbildern verwendet werden.
Zu diesem Zweck hat die Industrie Herz getriggerte CT-Bildgebungssysteme entwickelt. Diese Systeme nehmen im Allgemeinen zwei unterschiedliche Formen ein, zu denen sog. „Shoot-and-Move-Gating"(Triggerung der Aufnahme und Bewegung)-Scanns und sog. „Retro-Gating"-Rekonstruktionen (mit retrospektiver Zuordnung) gehören. Im Fall der „Shoot-and-Move"-Scanns wird ein Elektrokardiogramm(EKG)-System dazu verwendet, die Herzschlagphase zu überwachen und die Akqui sition von Daten derart zu triggern, dass Daten lediglich während spezieller Phasen des Herzschlagzyklus (z. B. psystolischer, diastolischer Phase etc.) erfasst werden. Danach werden die Daten dazu verwendet, in einer herkömmlichen Weise Schichtbilder zu erzeugen. Im Falle der „Retro-Gating"-Rekonstruktion, wird ein vollständiger Satz von Spiraldaten akquiriert und gemeinsam mit zugehörigen EKG-Signalen abgespeichert. Danach wird ein Herzzyklusphasenbereich ausgewählt, der einen Bereich des Zyklus anzeigt, für den Bilder erzeugt werden sollten, und eine Bildrekonstruktionseinrichtung ruft die Untermenge der Spiraldaten ab, die dem Phasenbereich von jedem Herzschlagzyklus entspricht, und erzeugt die erforderlichen Bilder.
Zusätzlich zu einer Minimierung der mit einer Bewegung verbundenen Bildartefakten ist jeder der Triggerprozesse (d. h. der prospektive oder retrospektive Prozess) auch dafür bestimmt, eine Fehlausrichtung oder -registrierung zwischen Bildersätzen reduzieren, die unter Verwendung von Daten erzeugt werden, die unterschiedlichen Teilvolumina eines interessierenden Bereiches entsprechen. Wenn beispielsweise in dem obigen Fall ein Bereich in zehn gesonderte Teilvolumina unterteilt ist und Daten für jedes Teilvolumen während einer gesonderten Akquisitionsperiode gesammelt werden, würden in dem Fall, wenn Daten für zwei aufeinander folgende Teilvolumina während unterschiedlicher Herzschlagphasen erfasst worden wären, die Bilder wahrscheinlich zueinander fehlausgerichtet sein. Somit wird, indem Daten für alle Teilvolumina während ähnlicher Herzschlagphasen gesammelt werden, eine Fehlausrichtung wesentlich reduziert. In den Fällen axial akquirierter Daten und spiralförmig akquirierter Daten bedeutet dies eine Beschränkung der Daten auf einen speziellen Phasenbereich in jedem Herzschlagzyklus. Zum Beispiel kann die Periode in dem Bereich zwischen 70% und 80% des gesamten Herzschlagzyklus liegen, wenn der Zyklus bei Spitzenzyklusamplituden beginnt und endet.
Nachfolgend wird der Ausdruck „Phasenlage" bzw. „Phasenort" verwendet, um einen Phasenpunkt in einem Herzzyklus zu bezeichnen, während der Ausdruck „Phasenbereich" dazu verwendet wird, einen Bereich zu bezeichnen, der an einem entsprechenden Phasenort zentriert angeordnet ist.
Trotz der Anstrengungen bei der Herztriggerung ist unglücklicherweise erkannt worden, dass aus unterschiedlichen Gründen dennoch Überdeckungsfehler oder eine Fehlausrichtung der Teilvoluminabilder auftreten kann. Erstens stellen EKG-Signale, wie in der Industrie bekannt, lediglich einen indirekten Weg bereit, um eine Herzbewegung zu erfassen, und sie können deshalb nicht dazu verwendet werden, identische Phasenorte in einem Herzschlagzyklus zu identifizieren. Zweitens ist bekannt, dass bei einer allgemeinen Periodizität der Herzmuskel nicht exakt die gleichen Bewegungen während aufeinander folgender Herzzyklen vollführen muss, so dass selbst in dem Fall, wenn genaue Phasenorte in einem Herzschlagzyklus identifiziert werden können, diese Orte nicht unbedingt einem ähnlich positionierten Herzen entsprechen müssen. Drittens kann das Triggersystem in dem Fall hoher Herzraten (d. h. bei einem Herz eines Kindes) eine unzulängliche zeitliche Auflösung haben, um eine richtige Triggerung zu unterstützen. Diese Triggerungsprobleme werden noch weiter erschwert, wenn versucht wird, Koronararterien enthaltende Bilder zu erzeugen, weil Segmente einer gegebenen Arterie sich in aufeinander folgenden Herzschlagzyklen bei etwas unterschiedlichen Phasenlagen im Ruhezustand befinden können.
Mit der Triggerung verbundene Phasenüberdeckungsfehler können in Ventrikelwänden ziemlich deutlich erscheinen, wenn ein Bilddatensatz betrachtet wird, der einem multiplanar neuformatierten Renderingbild aus einer sagitalen oder koronalen Perspektive entspricht. In ähnlicher Weise sind die Überdeckungsfehler in den Koronararterien deutlich sichtbar, wenn ein Bilddatensatz mit einem gekrümmten Reformatierungsrendering betrachtet wird.
Dhanatwari et al. haben in „Correcting Organ Motion Artifacts in X-Ray CT Medical Imaging Systems by Adaptive Processing", Teil I + II, Med. Phys. 28, 1562–1596 (2001), einen adaptiven Interferenzunterdrückungsansatz entwickelt, um Organbewegungsartefakte in der CT-Bildgebung zu korrigieren.
Es ist erkannt worden, dass bei einer Anwendung getriggerter CT-Verfahren zur Erfassung von Bilddaten, die benachbarten ROI-Teilvolumina entsprechen, während aufeinander folgender Akquisitionsphasen, wenn jede Akquisitionsphase ferner in kürzere Phasenbereiche unterteilt ist, die Bildersätze, die den unterschiedlichen Phasenbereichen in den aufeinander folgenden Akquisitionsphasen entsprechen, häufig besser zueinander ausgerichtet sind als Bildersätze, die den gleichen Phasenbereichen in den aufeinander folgenden Akquisitionsphasen entsprechen. Es wird beispielsweise angenommen, dass benachbarte erste und zweite Teilvolumina einem ersten und einem zweiten Satz von acht Schichtbildern entsprechen und dass Daten, die dem ersten und dem zweiten Teilvolumen entsprechen, während der diastolischen Phasen des ersten bzw. zweiten Herzschlagzyklus gesammelt werden sollen. In diesem Fall kann jede der ersten bzw. zweiten diastolischen Phase in Anfangs- und Endphasenbereiche unter teilt werden, die erste bzw. zweite Hälften der ersten und zweiten diastolischen Phasen enthalten.
Es wird ferner angenommen, dass während der ersten diastolischen Phase zwei Bilddatensätze für das erste Teilvolumen (d. h. für die acht Schichten des ersten Teilvolumens) erhalten werden, wobei ein erster Satz während des Anfangsphasenbereiches gewonnen wird, während ein zweiter Satz während des Endphasenbereiches gewonnen wird. In ähnlicher Weise wird angenommen, dass während der zweiten diastolischen Phase zwei Sätze von Bilddaten für das zweite Teilvolumen (d. h. für die sieben Schichten des zweiten Teilvolumens) erhalten werden, wobei ein erster Satz während des Anfangsphasenbereiches gewonnen wird, während ein zweiter Satz während des Endphasenbereiches gewonnen wird. Es ist festgestellt worden, dass, selbst wenn die Datensätze des Anfangsphasenbereiches ähnlichen Phasenbereichen des Herzschlagzyklus entsprechen, die unter Verwendung der Datensätze des Anfangsphasenbereiches erzeugten Bilder häufig durch größere Überdeckungsfehler gekennzeichnet sind als Bilder, die unter Verwendung des Datensatzes des Anfangsphasenbereiches aus der ersten diastolischen Phase und des Datensatzes des Endphasenbereiches aus der zweiten diastolischen Phase erzeugt werden.
Somit ist erkannt worden, dass in dem Fall, wenn Daten für jedes Teilvolumen eines ROI während gesonderter diastolischer Phasen gewonnen werden, anstatt einen einzelnen Datensatz, der jeder diastolischen Phase entspricht, zu gewinnen, die diastolische Phase in mehrere Phasenbereiche unterteilt werden kann und ein gesonderter Teilvolumendatensatz für jeden Phasenbereich erhalten werden kann und dass danach, während einer nach der Akquisition stattfindenden Ver arbeitung, Bildsätze, die unterschiedlichen Phasenbereichen entsprechen, miteinander verglichen werden können und die Sätze, die am genauesten zueinander ausgerichtet sind oder sich äußerst exakt decken, miteinander zu einem Arbeitsbildsatz für weitere diagnostische Zwecke verknüpft bzw. kombiniert werden können. Während das obige Beispiel, in dem jede diastolische Phase in einen Anfangs- und Endphasenbereich unterteilt ist, bessere Ergebnisse unterstützt als Systeme, die die diastolische Phase nicht unterteilen, wird die Ausrichtung im Allgemeinen weiter verbessert, wenn die Anzahl der Unterteilungen der diastolischen Phase vergrößert wird. Beispielsweise ergibt im Allgemeinen eine Unterteilung jeder diastolischen Phase in fünf Phasenbereiche bessere Ergebnisse als eine Unterteilung jeder diastolischen Phase in zwei Phasenbereiche.
Während in dieser Beschreibung einige der Beispiele im Zusammenhang mit entweder einem prospektiven Triggerverfahren oder einem retrospektiven Triggerverfahren beschrieben sind, sollte es verständlich sein, dass die vorliegende Erfindung mit prospektiven oder retrospektiven Verfahren und Prozessoren verwendet werden kann und nicht auf lediglich eines bzw. einen von diesen oder das andere bzw. den anderen beschränkt werden sollte. Es sollte ausreichend sein zu erwähnen, dass, wenn ein Beispiel im Zusammenhang mit der einen oder der anderen Art eines Systems beschrieben ist, die nicht ausdrücklich erwähnte Systemart lediglich ausgelassen worden ist, um diese Erläuterung zu vereinfachen und nicht um die Erfindung in irgendeiner Weise zu beschränken.
Es sollte ferner bemerkt werden, dass die vorliegende Erfindung ebenfalls in dem Fall hochentwickelter Multisektor-Rekonstruktionsalgorithmen zur Verbesserung der zeitli chen Bildgebungsauflösung nützlich ist. Diese Algorithmen und die Art und Weise, in der die vorliegende Erfindung gemeinsam mit diesen verwendet werden kann, sollten für einen Fachmann mit gewöhnlichem Fachwissen angesichts der folgenden Beschreibung offensichtlich sein.
Die Erfindung ist nachstehend in größeren Einzelheiten zu Beispielszwecken mit Bezug auf die Zeichnungen beschrieben, in denen zeigen:
1 eine perspektivische Ansicht einer zur Ausführung der vorliegenden Erfindung verwendeten CT-Vorrichtung, die ein Detektorarray mit Zeilen und Spalten von Detektorelementen und eine Fächerstrahlquelle aufweist;
2 ein Blockschaltbild eines CT-Steuerungssystems, das verwendet werden kann, um die CT-Vorrichtung nach 1 zu steuern, und das für die Zwecke der Realisierung der vorliegenden Erfindung nützlich ist;
3 ein schematisiertes Schaubild unter Veranschaulichung eines in Teilvolumina unterteilten interessierenden Bereiches und eines diesen entsprechenden zweidimensionalen Bildstapelspeichers;
4 eine graphische Darstellung und ein schematisiertes Schaubild unter Veranschaulichung eines beispielhaften Herzschlagzyklus, einer beispielhaften diastolischen Phase und der diastolischen Phase entsprechender Phasenbereiche und ferner jedem der Phasenbereiche entsprechender Bilddatensätze;
5 eine der 4 ähnliche Ansicht, obgleich eine Reihe von diastolischen Phasen und entsprechenden Bildsätzen veranschaulicht sind;
6 ein schematisiertes Schaubild, das zweidimensionale Bilder in einer koronalen Ansicht veranschaulicht, die unterschiedlichen diastolischen Phasen und im Wesentlichen den gleichen Phasenbereichen in jeder der diastolischen Phasen entsprechen;
7 ein schematisiertes Schaubild unter Veranschaulichung eines Ausschnitts des Schaubilds nach 6; und
8 ein Flussdiagramm zur Veranschaulichung eines Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung.
A. Hardware
Bezugnehmend nun auf 1 enthält ein CT-Scanner zur Verwendung im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung eine Gantry 20, die eine Öffnung aufweist, die einen (nicht gesondert bezeichneten) Bildgebungsbereich festlegt, wobei die Gantry 20 eine Röntgenquelle 10 trägt, die derart ausgerichtet ist, um ein fächerförmiges Strahlbündel 40 von Röntgenstrahlen entlang einer Strahlachse 41 durch einen Patienten 42 zu einem gegenüberliegenden Detektorarray 44 zu projizieren. Die Gantry 20 rotiert, um die Strahlachse 41 in einer Gantryebene 38, die die x-y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems definiert, zu bewegen. Die Drehbewegung der Gantry 20 wird durch einen Strahlwinkel B in Bezug auf eine willkürliche Referenzposition in der Gantryebene 38 gemessen.
Ein Patient 42 nimmt auf einem Patientenauflagetisch 46 Platz ein, der entlang einer Translationsachse 48 bewegt werden kann, die mit einer z-Achse des kartesischen Koordinatensystems ausgerichtet ist. Der Tisch 46 durchsetzt die Gantryebene 38 und ist strahlungsdurchlässig, um den Bildgebungsprozess nicht zu stören.
Die Röntgenstrahlen des Fächerstrahlbündels 40 laufen von der Strahlachse 41 aus in der Gantryebene 38 über einer Querachse 50, die sowohl zu der Strahlachse 41 als auch der Translationsachse 48 im Wesentlichen orthogonal ausgerichtet ist, unter einem Fächerstrahlwinkel γ auseinander. Die Röntgenstrahlen des Strahlbündels 40 laufen auch von der Strahlachse 41 und der Gantryebene 38 aus über der Translationsachse 48 (d. h. entlang der z-Achse) geringfügig auseinander.
Nachdem sie den Patienten 42 durchsetzen, werden die Röntgenstrahlen des Fächerstrahlbündels 40 durch das Detektorarray 44 empfangen, der Detektorelemente 18' aufweist, die in acht Reihen bzw. Zeilen, die sich entlang der Querachse 50 erstrecken, und in einer Anzahl von Spalten angeordnet sind, die sich entlang der Translationsachse 48 erstrecken. Die Oberfläche des Detektorarrays 44 kann eben sein oder kann einem Ausschnitt einer Kugel oder eines Zylinders folgen, deren bzw. dessen Mittelpunkt sich an einem Brennfleck 26 oder alternativ an dem Isozentrum des Systems befindet.
Die Detektorelemente 18' empfangen jeweils Röntgenstrahlen und liefern Intensitätsmesswerte im Zusammenhang mit gesonderten Strahlen des Fächerstrahlbündels 40. Jeder Intensitätsmesswert beschreibt die Abschwächung über ein Linienintegral eines einzelnen Strahls des Fächerstrahlbün dels, der durch einen Teil eines interessierenden Volumens oder Bereiches (ROI, Region of Interest) 43 des Patienten 42 hindurchtritt. Der ROI 43 ist gewöhnlich entlang der z-Achse breiter als das Schichtvolumen, das durch einen Fächerstrahl eines herkömmlichen CT-Systems entlang der z-Achse erfasst wird. Die Zeilen der Detektorelemente 18' unterteilen das Detektorarray und somit den Fächerstrahl entlang der z-Achse.
Bezugnehmend nun auf 2 enthält ein beispielhaftes Steuerungssystem zur Steuerung des CT-Bildgebungssystems nach 1 mehrere der Gantry zugeordnete Steuermodule 52, eine Tischmotorsteuerungseinrichtung 58, einen Computer oder Rechner 60, eine Bedienerkonsole 65 und eine Massenspeichervorrichtung 66. Die der Gantry zugeordneten Steuermodule 52 umfassen ein Röntgenstrahlsteuermodul 54, ein Gantrymotorsteuermodul 56, ein Datenakquisitionssystem 62 und eine Bildrekonstruktionseinrichtung 68. Die Röntgensteuerungseinrichtung 54 liefert Leistungs- und Zeitsteuerungssignale an die Röntgenquelle 10, um die Quelle ein- und auszuschalten, wie dies unter der Steuerung des Computers 60 angefordert wird. Die Gantrymotorsteuerung 56 steuert die Drehzahl und Position der Gantry 20 und liefert Informationen in Bezug auf die Gantryposition zu dem Computer 60. Die Tischmotorsteuerung 58 steuert eine Translationsgeschwindigkeit des Tisches 46 und liefert Positionsrückmeldungsinformationen zurück zu dem Computer 60.
Das Datenakquisitionssystem 62 tastet Intensitätssignale von den Detektorelementen 18' des Detektorarrays 44 ab und digitalisiert diese und liefert die digitalisierten Signale zu dem Computer 60, der wiederum die Signale in der Massenspeichervorrichtung 66 speichert. Ein Schleif- bzw. Gleitring verbindet sämtliche an der Gantry montierten Elemente mit anderen Systemkomponenten, die nicht an der Gantry montiert sind, um eine Zweiwegekommunikation zu schaffen, wie dies in der Technik allgemein bekannt ist. Nachdem Daten gewonnen werden, wird die Bildrekonstruktionseinrichtung 52 derart gesteuert, dass sie die gesammelten Daten verknüpft, um Bilder zur Darstellung über die Konsole 65 oder eine andere Anzeigevorrichtung zu erzeugen.
Indem weiterhin auf 1 und 2 Bezug genommen wird, lässt der Computer 60 ein Impulssequenzprogramm ablaufen, um das erfindungsgemäße Datenverarbeitungsverfahren auszuführen, wie es in größeren Einzelheiten nachstehend beschrieben ist. Zu diesem Zweck empfängt der Computer 60 Befehle und Scannparameter über die Bedienerkonsole 65, die im Allgemeinen durch eine Bildschirmanzeige und eine Tastatur gebildet ist. Die Konsole 65 ermöglicht einem Bediener, Parameter zur Steuerung eines Datenakquisitionsscanns einzugeben, Bilder, die angezeigt werden sollen, auszuwählen und rekonstruierte Bilder sowie sonstige Informationen von dem Computer 60 anzuzeigen. Eine Massenspeichervorrichtung oder ein Speicher 66 stellt eine Einrichtung zur Abspeicherung von Betriebsprogrammen für das CT-Bildgebungssystem sowie von Bilddaten für eine zukünftige Einsichtnahme durch den Bediener dar. Sowohl der Computer 60 als auch die Bildrekonstruktionseinrichtung 52 weisen einen zugeordneten (nicht veranschaulichten) elektronischen Speicher zur Speicherung von Daten auf.
Im Betrieb bringt die Gantrymotorsteuerungseinrichtung 56 die Gantry 20 auf eine Drehzahl, während die Tischmotorsteuerungseinrichtung 58 beginnt, den Tisch 46 zu verschieben. Die Röntgensteuerungseinrichtung 54 schaltet die Röntgenquelle 10 ein, und es werden Projektionsdaten auf der kontinuierlichen Basis akquiriert, wenn der Tisch durch den Bildgebungsbereich hindurch bewegt und die Gantry 20 um diesen herum gedreht wird. Bei jedem Strahlwinkel B weisen die akquirierten Projektionsdaten Intensitätssignale auf, die jedem Detektorelement 18' in jeder bestimmten Spalte und Zeile des Arrays 44 entsprechen. Nach der Datenakquisition werden die Daten als Spiralscanndaten in der Massenspeichervorrichtung 66 gespeichert und können unter Verwendung beliebiger der zahlreichen verschiedenen in der Technik allgemein bekannten Prozesse gewichtet und gefiltert werden, um Schichtbilddaten zu erzeugen, die gesonderten transaxialen Schichtbildern durch den ROI 43 entsprechen.
B. Annahmen
Bezugnehmend nun auf 1 und 4 wird für die Zwecke dieser Erläuterung angenommen, dass der ROI 43 das Herz eines Patienten 42 enthält, wie es durch eine Herzschlagsignalkurve 60 gekennzeichnet ist, die eine gewöhnliche Zyklusperiode P zwischen Spitzenamplitudenpunkten R1 und R2 aufweist und die eine diastolische Phase DP aufweist, die im Wesentlichen zwischen den Herzschlagphasenzeitpunkten τ₁ und τ₈ auftritt. Zusätzlich wird angenommen, dass durch einen Spiralscann akquirierte Daten anfänglich in ihrem Spiral-Rohformat abgespeichert sind und erst dann in Schichtbilddaten umgewandelt werden, nachdem ein Systembediener eine Herzschlagphase auswählt, bei der ein Bild des Herzens betrachtet werden soll.
Außerdem wird die Erfindung, obwohl sie entweder auf retrospektive oder auf prospektive Triggersysteme anwendbar ist, hier im Zusammenhang mit einem prospektiven „Shoot and Move Gating"-System beschrieben, bei dem ein Prozessor die Datenakquisition derart steuert, dass Akquisitionsdaten lediglich während der diastolischen Perioden erfasst werden.
Weiterhin wird unter weiterer Bezugnahme auf 3 angenommen, dass der ROI 43 eine Dimension Lr entlang der z-Achse 48 aufweist und dass eine typische Spiralscannrate während einer diastolischen Akquisitionsphase DP lediglich die Gewinnung von Daten ermöglicht, die einer z-Achsen-Dimension Ls entsprechen, wobei die Dimension Ls ein Zehntel der Dimension Lr beträgt. Somit ist der ROI 43 in zehn gesonderte Teilvolumina 122, 124, 126, 128 ... 130, 132 und 134 unterteilbar (von denen lediglich sieben veranschaulicht sind), wobei jeder diastolischen Phase ein gesondertes Teilvolumen entspricht.
Außerdem wird, wenn nicht anders angezeigt, angenommen, dass ein Systembediener anfordert, dass das System eine Gesamtzahl von 70 gleichmäßig voneinander beabstandeter transaxialer Schichtbilder durch den ROI 43 erzeugt. Hierzu ist in 3 ein beispielhafter Schichtbildstapelspeicher durch das Bezugszeichen 104 gekennzeichnet, während gesonderte Stapelspeicherendbilder mit den Bezugszeichen 100 und 102 bezeichnet sind. Bei zehn gesonderten Teilvolumina und einer erforderlichen Anzahl von 70 in gleichem Abstand voneinander vorgesehenen Schichtbildern entsprechen somit sieben gesonderte Bilder jedem Teilvolumen. In 3 sind die gesonderten Bildsätze, die den Teilvolumina 122, 124, 126, 128, 130, 132 und 134 entsprechen, durch die Bezugszeichen 106, 108, 110, 112, 114, 116 bzw. 118 gekennzeichnet. In 4 entspricht die veranschaulichte diastolische Akquisitionsphase DP allgemein dem Teilvolumen 128 und dem Bildsatz 112.
Darüber hinaus wird angenommen, dass, obwohl die diastolische Phase von dem Zeitpunkt t₁ bis zu dem Zeitpunkt t₈ (vgl. 4) andauert, genug Daten während eines kürzeren Phasenbereichs gesammelt werden, um die Bilder in einem Teilvolumenbildsatz zu erzeugen. Zum Beispiel werden, indem erneut auf 3 und 4 Bezug genommen wird, während eines Phasenbereiches ν_N zwischen den Zeitpunkten t₃ und t₆ ausreichend Daten akquiriert, um die Schichtbilder in dem Satz 112 zu erzeugen.
C. Theorie
Bezugnehmend nun auf 5 sind mehrere aufeinander folgende Herzschlagzyklen C1, C2, ... C10, ähnlich wie der Zyklus in 4, veranschaulicht, wobei jeder Zyklus eine gesonderte diastolische Phase DP1, DP2, ... bzw. DP10 enthält. Außerdem sind ferner, Bezugnehmend auf 3 und 5, gesonderte Bildsätze 106, 108 ... 118 veranschaulicht, die den Teilvolumina 122, 124 ... 134 entsprechen. In Übereinstimmung mit herkömmlichen EKG-Triggertechniken werden während jeder diastolischen Phase Daten gesammelt, die einem gesonderten Satz von Bildern und einem gesonderten Teilvolumen entsprechen. Zum Beispiel werden während der ersten Phase DP1 Daten entsprechend dem transaxialen Schichtbildsatz 106 (d. h. mit den Bildern 1-7) gesammelt, während der Phase DP2 werden Daten entsprechend dem transaxialen Schichtbildsatz 108 (d. h. mit den Bildern 8-14) gesammelt und so weiter.
Weiterhin bezugnehmend auf 4 wählt ein Systembediener, nachdem die Spiraldaten abgespeichert sind und während einer Nachakquisitionsperiode, wenn Bilder ausgewählt werden, die betrachtet werden sollen, einen speziellen Pha senpunkt oder Phasenort SP innerhalb der diastolischen Phase DP, in der die Bildrekonstruktionseinrichtung (vgl. 68 in 1) die 70 erforderlichen transaxialen Schichtbilder erzeugen sollte. Anschließend ruft die Rekonstruktionseinrichtung 68 eine Untermenge von Bilddaten ab, die um den Phasenort SP in jeder diastolischen Phase zentrierten Phasenbereichen entsprechen, und verwendet die Datenuntermengen, um die 70 erforderlichen Bilder zu erzeugen. In 4 zum Beispiel, bei der ausgewählten Phasenlage SP, wie sie veranschaulicht ist, wählt die Rekonstruktionseinrichtung 68 die Datenuntermenge, die dem Phasenbereich ν_N entspricht, um den Schichtbildsatz 106(ν_N) zu erzeugen. Bezugnehmend auf 5 wählt die Rekonstruktionseinrichtung 68 in ähnlicher Weise den Datenuntersatz aus, der dem Phasenbereich ν_N in der diastolischen Phase DP2 entspricht, um einen (nicht gesondert veranschaulichten) Schichtbildsatz 108(ν_N) zu erzeugen, sie wählt den Datenuntersatz, der dem Phasenbereich ν_N in der diastolischen Phase DP10 entspricht, um einen (nicht gesondert veranschaulichten) Schichtbildsatz 118(ν_N) zu erzeugen, und so weiter. Danach wendet die Rekonstruktionseinrichtung 68 ein oder mehrere der zahlreichen verschiedenen allgemein bekannten Verfahren an, um Schichtbilder zu erzeugen, die den gesonderten ausgewählten Datenuntermengen entsprechen.
Weiterhin bezugnehmend auf 1 und 6 veranschaulicht eine schematisierte Darstellung beispielhafte Bildsätze in der transaxialen X-Y-Ebene, die durch die Rekonstruktionseinrichtung 68 in der oben beschriebenen Weise unter Verwendung von Daten, die den Phasenbereichen ν_N entsprechen, erzeugt werden können. Im Einklang mit der obigen Beschreibung sind die Bildsätze durch die Bezugszeichen 106ν_N , 108ν_N , etc. gekennzeichnet, wobei jeder Satz einem gesonderten ROI-Teilvolumen (z. B. 122, 124, etc. in 3) entspricht.
Während jedem Bildsatz sieben gesonderte Schichtbilder entsprechen, sind gesonderte Bilder lediglich für den Bildsatz 112(ν_N) veranschaulicht.
In 6 ist der Umriss einer anatomischen Struktur 151 (z. B. der linken Ventrikelwand des Herzens des Patienten 42) durch die Bildsätze eingefangen. Es kann ersehen werden, dass einige einander benachbarte Bildsätze derart ausgerichtet sind, dass der Strukturumriss 151 zwischen einander benachbarten Bildsätzen kontinuierlich erscheint. In der Veranschaulichung scheint beispielsweise der Bildsatz 106ν_N mit den Bildsätzen 108ν_N und 110ν_N ausgerichtet zu sein, während der Bildsatz 116ν_N mit den Bildsätzen 114ν_N und 108ν_N ausgerichtet zu sein scheint. Aufgrund einer Strukturbewegung oder sonstiger feiner Unterschiede beim Systembetrieb sind Strukturumrisssegmente, die anderen einander benachbarten Bildsätzen entsprechen, zueinander fehlausgerichtet oder fehlregistriert bzw. sie überdecken sich nicht. Beispielsweise tritt ein Registrierungs- oder Überdeckungsfehler zwischen den Bildsätzen 110ν_N und 112ν_N auf. In 6 sind weitere Überdeckungsfehler veranschaulicht, und die Überdeckungsfehler sind gemeinsam mit dem Bezugszeichen 200 bezeichnet.
Wenn die in 6 veranschaulichten Schichtbilder weiter aufgearbeitet werden, um sagitale oder koronale Bilder oder sogar dicke axiale Bilder zu erzeugen, die Schichtbilder aus verschiedenen Teilvolumina miteinander kombinieren, rufen die Überdeckungsfehler 200 Artefakte hervor, die den diagnostischen Wert spürbar verringern.
Es ist erkannt worden, dass in vielen Fällen Bildsätze, die unterschiedlichen Phasenbereichen innerhalb der aufeinander folgenden diastolischen Phasen entsprechen, besser zueinander ausgerichtet sind als Bildsätze, die den gleichen Phasenbereichen in aufeinander folgenden diastolischen Phasen entsprechen. Bezugnehmend auf 4 kann hierzu die diastolische Akquisitionsperiode DP in gesonderte Phasenbereiche ν_N-2, ν_N-1, ν_N, ν_N+1 und ν_N+2 unterteilt werden, wobei die Dauer jedes Phasenbereiches einer zur Erzeugung eines entsprechenden Schichtbildsatzes ausreichenden Menge von Spiraldaten entspricht. Zum Beispiel entsprechen Daten zur Erzeugung der sieben Bilder des Schichtbilddatensatzes 112(ν_N+2) dem Phasenbereich ν_N+2, während Daten zur Erzeugung der sieben Bilder des Schichtbilddatensatzes 112(ν_N+1) dem Phasenbereich ν_N+1 entsprechen, Daten zur Erzeugung der sieben Bilder des Schichtbilddatensatzes 112(ν_N-1) dem Phasenbereich ν_N-1 entsprechen und Daten zur Erzeugung der sieben Bilder des Schichtdatensatzes 112(ν_N-2) dem Phasenbereich ν_N-2 entsprechen. Somit können in dem vorliegenden Beispiel während der diastolischen Phase DP 35 gesonderte Bilder erzeugt werden, die in fünf gesonderten phasenabhängigen Sätzen 112(ν_N-2), 112(ν_N-1), 112(ν_N), 112(ν_N+1) und 112(ν_N+2) angeordnet sind, wobei jeder Satz dem gleichen Teilvolumen (z. B. 128 in dem vorliegenden Beispiel, wie in 3 veranschaulicht) entspricht.
Bezugnehmend ferner auf 7 ist eine schematisierte Darstellung veranschaulicht, die dem Bereich 171 aus 6 entspricht, und diese enthält die linken Abschnitte des Strukturumrisses 151, die den Bildsätzen 110ν_N und 112ν_N entsprechen, sowie Auszüge des Strukturumrisses, die den Bildsätzen 108ν_N und 113ν_N entsprechen. Darüber hinaus veranschaulicht der Bereich 171 ferner die linken Abschnitte des Strukturumrisses 151, die den Bildsätzen 112(ν_N+1) und 112(ν_N-2) entsprechen (die linken Abschnitte des Umrisses 151, die den Bildsätzen 112(ν_N+2) und 112(ν_N-1) entsprechen, sind in 7 nicht veranschaulicht). Es ist klar zu erkennen, dass der Bildsatz 112(ν_N-2) mit dem benachbarten Bildsatz 110(ν_N) sich mehr oder genauer deckt (d. h. ausgerichtet ist) als der Bildsatz 112(ν_N), so dass folglich ein Überdeckungsfehler oder eine Fehlregistrierung zwischen den Bildsätzen allgemein verringert werden kann, wenn unter der Annahme, dass der Bildsatz 110(ν_N) in einem Arbeitsbildsatz enthalten ist, der Bildsatz 112(ν_N) durch den Bildsatz 112(ν_N-2) ersetzt wird.
In ähnlicher Weise deckt sich der Bildsatz 112(ν_N+1) genau mit dem benachbarten Bildsatz 110(ν_N) (d. h. ist mit diesem genau ausgerichtet), und deshalb kann ein Überdeckungsfehler zwischen den Bildsätzen im Allgemeinen verringert werden, wenn unter der Annahme, dass der Bildsatz 110(ν_N) in einem Arbeitsbildsatz enthalten ist, der Bildsatz 112(ν_N) durch den Bildsatz 112(ν_N+1) ersetzt wird.
Somit kann durch Erzeugung mehrerer vom Phasenbereich abhängiger Bildsätze für jede diastolische Phase und durch anschließende Identifizierung der zueinander am besten ausgerichteten Bildsätze ein optimaler Arbeitsbildsatz erzeugt werden, der bessere diagnostische Eigenschaften aufweist. Erneut bezugnehmend auf 4 wird in dem vorliegenden Beispiel während jeder diastolischen Phase DP1, DP2, etc. die Periode in fünf gesonderte Phasenbereiche ν_N-2, ν_N-1, ν_N, ν_N+1 und ν_N+2 unterteilt, und die phasenbereichsabhängigen Spiralscann-Bilddaten werden anschließend dazu verwendet, fünf gesonderte Bildsätze zu erzeugen, wobei jeder Satz sieben gesonderte Bilder enthält. Anschließend werden die benachbarten ROI-Teilvolumina (siehe erneut 128–134 in 3) entsprechenden Bildsätze miteinander verglichen, um einen optimalen Arbeitsbildsatz zu identifizieren, der einen gesonderten Bildsatz enthält, der jedem Teilvolumen entspricht, wobei der optimale Satz Bildsätze von unterschiedlichen Phasenbereichen enthalten kann.
D. Betrieb
Bezugnehmend nun auf 8 ist dort ein retrospektives Triggerverfahren 140 gemäß der vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Ferner bezugnehmend auf 1, 2 und 3 verwendet ein Systembediener im Prozessblock 149 die Bedienerkonsole 65, um innerhalb des Patienten 42 einen ROI 43 zu identifizieren, über den hinweg 70 transaxiale zweidimensionale Schichtbilder 104 erzeugt werden sollen.
Im Block 144 gewinnt das Bildgebungssystem 38 während einer Datenakquisition Spiral-CT-Bilddaten von dem gesamten ROI 43 und speichert die Spiraldaten in Abhängigkeit von den EKG-Signalen (d. h. in Abhängigkeit von den Akquisitionszyklen) in der Massenspeichervorrichtung 66 ab.
Nachdem alle Spiral-CT-Daten für den ROI 43 erfasst und in der Speichervorrichtung 66 abgespeichert worden sind, geht die Steuerung zum Block 146 über, in dem ein Systembediener die Konsole 56 benutzt, um einen Phasenbefehl zu identifizieren, der einen bestimmten abzubildenden Phasenort anzeigt. Erneut bezugnehmend auf 4 ist zu diesem Zweck der beispielhafte ausgewählte Phasenort als SP gekennzeichnet. Mit Block 148 fortfahrend identifiziert der Computer 60 gesonderte Phasenbereiche innerhalb jeder diastolischen Phase in Abhängigkeit von dem Phasenort SP. In dem vorliegenden Beispiel und bezugnehmend weiterhin auf 4 und ferner auf 5 unterteilt der Computer 60 jede diastolische Phase in fünf gesonderte Phasenbereiche, wobei ein zentraler Bereich ν_N sich zentriert auf dem ausgewählten Ort SP befindet und zwischen den Zeitpunkten τ₃ und τ₆ angeordnet ist und zwei führende Phasenbereiche sowie zwei folgende Phasenbereiche vorgesehen sind, die dem zentrierten Phasenbereich ν_N vorauseilen bzw. nachfolgen. Die führenden Phasenbereiche umfassen einen Phasenbereich Φ_N-2(ν_N-2), der in dem Bereich zwischen dem Zeitpunkt τ₁ und dem Zeitpunkt τ₄ vorliegt, sowie einen Phasenbereich ν_N-1, der zwischen den Zeitpunkten τ₂ und τ₅ vorliegt. Die nachfolgenden Phasenbereiche umfassen einen Phasenbereich ν_N+1, der von dem Zeitpunkt τ₄ bis zu dem Zeitpunkt τ₇ andauert, sowie einen Phasenbereich Φ_N+2(ν_N+2), der zwischen den Zeitpunkten τ₅ und τ₈ auftritt. Somit überlappen sich die Phasenbereiche in dem vorliegenden Beispiel in einer Weise.
Fortfahrend mit Block 142 ruft der Computer 60 Daten von der Vorrichtung 66 ab, die jedem der Phasenbereiche entsprechen, und für jede der diastolischen Phasen (d. h. die retrospektive Triggerfunktion) und im Block 152 veranlasst der Computer 60 die Bildrekonstruktionseinrichtung 68, Phasenbildsätze zu erzeugen, die 2D-Bilder für jeden Phasenbereich für jede diastolische Periode enthalten. Beispielsweise und bezugnehmend erneut auf 4 erzeugt die Bildrekonstruktionseinrichtung 68 einen gesonderten Bildsatz, der sieben Bilder für jede der Phasenperioden ν_N-2, ν_N-1, ν_N, ν_N+1 und ν_N+2 für das Teilvolumen 128 (vgl. auch 3) enthält, wobei das Teilvolumen 128 einer einzigen der diastolischen Phasen entspricht. In ähnlicher Weise und bezugnehmend ebenfalls auf 5 werden fünf gesonderte phasenspezifische Bildsätze für jedes der weiteren Teilvolumina 122, 124, 126, ... 130, 132 und 134 erzeugt, wobei jedes dieser Teilvolumina einer gesonderten einzelnen diastolischen Phase entspricht. All die Bildsätze werden in der Massenspeichervorrichtung 66 gespeichert.
Weiter fortfahrend und erneut bezugnehmend auf 2, 4, 5 und 6 wählt der Computer 60 die Phasenbildsätze aus, die am meisten mit dem ausgewählten Phasenort SP ausgerichtet sind und erzeugt einen Arbeitsbildsatz, der alle ausgewählten Phasenbildsätze enthält. In dem vorliegenden Beispiel entsprechen die Phasenbildsätze, die zu dem Ort SP am nächsten ausgerichtet sind, dem Phasenbereich ν_N und sind, wie vorstehend beschrieben, in 6 veranschaulicht. Dieser Schritt kommt im Block 154 vor. Im Block 156 vergleicht der Computer 60 alle Bildsätze des Arbeitsatzes (siehe erneut 6) miteinander, um zu bestimmen, ob zwischen den Bildsätzen des Arbeitssatzes im Wesentlichen eine Überdeckung oder Registrierung vorliegt oder nicht. Wenn im Wesentlichen eine Überdeckung vorliegt, verlässt die Steuerung den Prozess, und der Prozess endet. Wenn jedoch im Block 156 eine reichliche Überdeckung oder Registrierung zwischen den Bildsätzen des Arbeitssatzes nicht vorhanden ist, geht die Steuerung zum Block 158 über, in dem der Computer 60 einen ersten und einen zweiten benachbarten Bildsatz in dem Arbeitssatz identifiziert, die im größten Maße zueinander fehlausgerichtet sind bzw. den größten Überdeckungsfehler aufweisen. In dem vorliegenden Beispiel kann der Computer 60 zum Beispiel die Bildsätze 110(ν_N) und 112(ν_N) des Arbeitssatzes als die die größte Fehlausrichtung oder den größten Überdeckungsfehler aufweisenden benachbarten Bildsätze identifizieren. Hier wird angenommen, dass der Bildsatz 110(ν_N) und der Bildsatz 112(ν_N) als der erste bzw. zweite Satz identifiziert werden.
Fortfahrend mit Block 160 identifiziert der Computer 60 den Phasenbildsatz, der der gleichen diastolischen Phase wie der zweite Bildsatz entspricht und der sich mit dem ersten Bildsatz am nächsten deckt, als einen Ersatzbildsatz. Bezugnehmend erneut auf 8 identifiziert der Computer 60 in dem vorliegenden Beispiel den Phasenbildsatz 112(ν_N+1) als den Bildsatz, der dem zweiten Phasenbildsatz 112(ν_N) entspricht und der mit dem ersten Bildsatz 110(ν_N) am nächsten ausgerichtet ist. In Block 162 ersetzt der Computer 60 den zweiten Bildsatz durch den Ersatzbildsatz, wodurch er einen modifizierten Arbeitssatz erzeugt. Anschließend geht die Steuerung erneut zurück zu dem Block 156 über, in dem der Computer 60 weiter ermittelt, ob die Bildsätze des Arbeitssatzes im Wesentlichen zueinander ausgerichtet sind oder nicht, und wenn sie nicht im Wesentlichen zueinander ausgerichtet sind, fährt der Computer 60 damit fort, weitere Phasenbildsätze auszutauschen, bis sich eine wesentliche oder optimale Ausrichtung bzw. Überdeckung ergibt.
Der guten Ordnung halber sind verschiedene Aspekte der Erfindung in den folgenden Klauseln angegeben:

1. Verfahren zur Verwendung im Zusammenhang mit einem CT-Bildgebungssystem zur Minimierung von Phasenüberdeckungsfehlern zwischen zweidimensionalen CT-Bildern, die einen Arbeitsbildsatz bilden, der einem interessierenden Bereich (ROI) (120) entspricht, wobei das Verfahren die Schritte aufweist: Identifizierung (148) gesonderter sequentieller Akquisitionsphasen während einer Akquisitionsperiode; Gewinnung (142) von Spiral-CT-Daten, die den gesonderten Akquisitionsphasen entsprechen; für jede Akquisitionsphase:
(i) Identifikation (148) wenigstens zweier unterschiedlicher Phasenbereiche; und
(ii) Erzeugung (152) und Speicherung von Bildern als Phasenbildsätze, die unterschiedlichen Phasenbereichen entsprechen; Vergleich (156) der Phasenbildsätze, die aufeinander folgenden Bereichen entsprechen, um im Wesentlichen zueinander ausgerichtete Phasenbildsätze zu identifizieren; und Auswahl (158, 160, 162) der im Wesentlichen zueinander ausgerichteten Phasenbildsätze als der Arbeitsbildsatz für den ROI.
2. Verfahren nach Klausel 1, wobei der Schritt der Identifikation von Akquisitionsphasen den Schritt der Überwachung des Zyklus einer zyklischen anatomischen Funktion enthält und wobei der Schritt der Gewinnung eine derartige Triggerung der Spiraldatenakquisition enthält, dass diese mit den Zyklen der anatomischen Funktion zusammenfällt.
3. Verfahren nach Klausel 2, wobei die anatomische Funktion durch einen Herzschlagzyklus gebildet ist und jede Akquisitionsphase wenigstens einer Herzzyklusphase entspricht.
4. Verfahren nach Klausel 3, wobei die wenigstens eine Herzzyklusphase die diastolische Phase ist.
5. Verfahren nach Klausel 3, wobei die wenigstens eine Herzzyklusphase die systolische Phase ist.
6. Verfahren nach Klausel 1, wobei der Schritt der Gewinnung den Schritt der Akquisition (144) eines vollständigen Satzes von Spiral-CT-Daten, während der Zyklus einer zyklischen anatomischen Funktion überwacht wird, und eine Abspeicherung der Spiral-CT-Daten in Abhängigkeit von den zyklischen anatomischen Daten enthält, wobei der Schritt der Identifikation von Akquisitionsphasen enthält, dass nach der Abspeicherung der Spiral-CT-Daten eine gesonderte Phase 146 des Zyklus der anatomischen Funktion identifiziert wird, und wobei der Schritt der Gewinnung ferner den Schritt des Abrufens der Spiral-CT-Daten, die der gesonderten Akquisitionsphase entsprechen, enthält.
7. Verfahren nach Klausel 6, wobei die anatomische Funktion durch einen Herzschlagzyklus gebildet ist und jede Akquisitionsphase wenigstens einer Herzzyklusphase entspricht.
8. Verfahren nach Klausel 1, die ferner vor dem Vergleich den Schritt der Identifizierung eines speziellen Phasenpunktes innerhalb einer Akquisitionsperiode enthält und wobei der Schritt des Vergleichs eine Auswahl von Phasenbildsätzen enthält, die dem identifizierten Phasenpunkt am nächsten entsprechen, als einen Arbeitssatz und einen Vergleich der Bildsätze des Arbeitssatzes enthält, um eine Fehlausrichtung zu identifizieren, und wobei der Schritt der Auswahl den Ersatz von Bildsätzen des Arbeitssatzes durch Bildsätze eines Nicht-Arbeitssatzes enthält, wobei die Ersatzvorgänge eine Fehlausrichtung verringern und einen modifizierten Arbeitsbildsatz ergehen.
9. Verfahren nach Klausel 8, wobei der Schritt des Vergleichs der Bilder des Arbeitssatzes die Schritte enthält:
(a) Identifikation (158) von Bildsätzen des Arbeitssatzes, die sequentiellen Akquisitionsphasen entsprechen und die den größten Grad einer Fehlausrichtung aufweisen, als den ersten und den zweiten Bildsatz;
(b) Identifikation (160) eines Bildsatzes des Nicht-Arbeitssatzes, der der gleichen Akquisitionsphase wie der zweite Bildsatz entspricht, als einen Ersatzbildsatz;
(c) Ersatz (162) des zweiten Bildsatzes durch den Ersatzbildsatz; und
(d) Wiederholung der Schritte (a) bis (c), bis sich ein im Wesentlichen ausgerichteter Arbeitsbildsatz ergibt.
10. Verfahren nach Klausel 9, wobei der Schritt der Identifikation eines Bildsatzes des Nicht-Arbeitssatzes den Schritt enthält, dass ein Bildsatz des Nicht-Arbeitssatzes, der der gleichen Akquisitionsphase wie der zwei te Bildsatz entspricht und der mit dem ersten Bildsatz am meisten ausgerichtet ist, als der Ersatzbildsatz identifiziert wird.
11. Verfahren nach Klausel 1, wobei sich die Phasenbereiche überlappen.
12. Verfahren nach Klausel 1, wobei die Phasenbereiche aufeinander folgen.
13. Verfahren nach Klausel 1, wobei der Schritt der Identifikation wenigstens zweier Phasenbereiche den Schritt der Identifikation mehr als zweier Phasenbereiche für jede Akquisitionsphase enthält.
14. Vorrichtung zur Verwendung mit einem CT-Bildgebungssystem zur Minimierung von Phasenüberdeckungsfehlern zwischen zweidimensionalen CT-Bildern, die einen Arbeitsbildsatz bilden, der einem interessierenden Bereich (ROI) entspricht, wobei die Vorrichtung aufweist: einen Prozessor (60), der ein Pulssequenzprogramm ablaufen lässt, um die Schritte auszuführen: Identifikation (148) gesonderter sequentieller Akquisitionsphasen während einer Akquisitionsperiode; Gewinnung (142) von Spiraldaten, die gesonderten Akquisitionsphasen entsprechen; für jede Akquisitionsphase:
(i) Identifikation (148) wenigstens zweier unterschiedlicher Phasenbereiche; und
(ii) Erzeugung (152) und Abspeicherung von Bildern als Phasenbildsätze, die unterschiedlichen Phasenbereichen entsprechen; Vergleich (156) der Phasenbildsätze, die aufeinander folgenden Bereichen entsprechen, um im Wesentlichen zueinander ausgerichtete Phasenbildsätze zu identifizieren; und Auswahl (158, 160, 162) der im Wesentlichen zueinander ausgerichteten Phasenbildsätze als den Arbeitsbildsatz für den ROI.
15. Vorrichtung nach Klausel 14, wobei das Programm den Prozessor veranlasst, die Schritte der Identifizierung der Akquisitionsphasen durch Aufzeichnung des Zyklus einer zyklischen anatomischen Funktion durchzuführen und wobei der Schritt der Gewinnung eine derartige Triggerung der Spiral-CT-Datenakquisition enthält, dass diese mit den Zyklen der anatomischen Funktion zusammenfällt.
16. Vorrichtung nach Klausel 15, wobei die anatomische Funktion durch einen Herzschlagzyklus gebildet ist und jede Akquisitionsphase wenigstens einer Herzzyklusphase entspricht.
17. Vorrichtung nach Klausel 1 (14), wobei das Programm den Prozessor veranlasst, die Schritte der Gewinnung durch Akquisition (144) eines vollständigen Satzes von Spiral-CT-Daten durchzuführen, während der Zyklus einer zyklischen anatomischen Funktion aufgezeichnet wird, und durch Abspeicherung der Spiral-CT-Daten in Abhängigkeit von den zyklischen anatomischen Daten, wobei das Programm den Prozessor veranlasst, den Schritt der Identifikation der Akquisitionsphasen durchzuführen, indem, nachdem die Spiral-CT-Daten abgespeichert worden sind, eine gesonderte Phase (146) des Zyklus der anatomischen Funktion identifiziert wird, und wobei der Schritt der Gewinnung ferner einen Abruf der Spiral-CT-Daten enthält, die der gesonderten Akquisitionsphase entsprechen.
18. Vorrichtung nach Klausel 14, wobei das Programm den Prozessor ferner dazu veranlasst, vor dem Vergleichsschritt einen speziellen Phasenpunkt innerhalb einer Akquisitionsperiode zu identifizieren, und wobei das Programm den Prozessor veranlasst, den Schritt des Vergleichs mittels Akquisitionsphasen durchzuführen, indem Phasenbildsätze, die dem identifizierten Phasenpunkt am nächsten entsprechen, als ein Arbeitssatz ausgewählt werden und die Bildsätze des Arbeitssatzes miteinander verglichen werden, um einen Überdeckungsfehler zu identifizieren, und wobei das Programm den Prozessor veranlasst, den Schritt der Auswahl durchzuführen, indem Bildsätze des Arbeitssatzes gegen nicht zum Arbeitssatz gehörende Bildsätze ausgetauscht werden, wobei die Austauschvorgänge einen Überdeckungsfehler verringern und einen modifizierten Arbeitsbildsatz ergeben.
19. Vorrichtung nach Klausel 14, wobei die Phasenbereiche einander überlappen.
20. Vorrichtung nach Klausel 14, wobei die Phasenbereiche aufeinander folgen.
21. Vorrichtung nach Klausel 14, wobei der Schritt der Identifikation wenigstens zweier Phasenbereiche den Schritt der Identifikation mehr als zweier Phasenbereiche für jede Akquisitionsphase enthält.

Es sollte verständlich sein, dass die vorstehend beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen lediglich Beispiele darstellen und den Schutzbereich bzw. Rahmen der Erfindung nicht beschränken und dass durch Fachleute mit gewöhnlichem Fachwissen zahlreiche Modifikationen vorgenommen werden können, die in den Schutzumfang der Erfindung fallen.
Beispielsweise gibt es im Stand der Technik viele unterschiedliche Bildvergleichsalgorithmen, die den Grad der Fehlausrichtung bzw. Fehlregistrierung messen und die verwendet werden können, um die Bildsatzvergleiche durchzuführen, wobei die vorliegende Erfindung nicht auf irgendeinen bestimmten derartigen Prozess beschränkt ist.
Um ein weiteres Beispiel anzugeben, während die vorliegende Erfindung, wie vorstehend beschrieben, eine ist, in der Spiral-CT-Rohdaten abgespeichert werden und Bildsätze nur dann erzeugt werden, nachdem ein Systembediener einen Ort SP (vgl. erneut 4) zur Bildverarbeitung auswählt, sollte es ohne weiteres verständlich sein, dass andere Ausführungsformen vorhanden sind, in denen beispielsweise phasenabhängige zweidimensionale Bildsätze für jede diastolische Phase erzeugt werden können und die phasenabhängigen Bildsätze vor der Auswahl des Ortes SP abgespeichert werden können. In diesem Fall kann der Computer 60, nachdem ein Ort SP ausgewählt ist, einfach auf die Phasenbildsätze für jede diastolische Phase zugreifen und die Bildsätze von jeder di astolischen Phase auswählen, die mit dem Ort SP am nächsten ausgerichtet sind. Anschließend kann der in 8 beschriebene Prozess, der die Blöcke 156, 158, 160 und 162 enthält, in der vorstehend beschriebenen Weise ausgeführt werden.
Außerdem kann die vorliegende Erfindung, obwohl vorstehend veranschaulicht ist, dass sich die interdiastolischen Phasenbereiche überlappen, mit echt aufeinander folgenden Phasenbereichen ausgeführt werden, in denen die benachbarten Phasenbereiche einander nicht überlappen, oder sie kann in einer alternativen Ausführungsform mit Phasenbereichen ausgeführt werden, die durch einen bestimmten kleinen Bereich voneinander getrennt sind. Ferner ist es klar, dass, obwohl die vorliegende Erfindung für Bilderzeugungszwecke während der diastolischen Phasen besonders nützlich ist, andere Phasen, wie beispielsweise die systolischen Phasen, ebenfalls gemäß der vorliegenden Erfindung Ziel für die Bildverarbeitung sein können. In der Tat kann die vorliegende Erfindung, weil die systolischen Phasen wesentlich kürzer sind als die diastolische Phase, für eine Bildgebung während der systolischen Phase besonders vorteilhaft sein. Darüber hinaus ist es klar, dass, obwohl die Erfindung vorstehend im Zusammenhang mit EKG-getriggerten Anwendungen beschrieben ist, die vorliegende Erfindung auch für andere Anwendungen nützlich ist, in denen eine periodische strukturelle Bewegung auftritt.

Claims

Verfahren zur Minimierung von Phasenüberdeckungsfehlern zwischen zweidimensionalen CT-Bildern von einem CT-Bildgebungssystem, die einen Arbeitsbildsatz bilden, der einem interessierenden Bereich (ROI) (120) entspricht, wobei das Verfahren die Schritte aufweist, wonach: gesonderte, aufeinander folgende Akquisitionsphasen identifiziert werden (148), die benachbarten Teilvolumina während einer Akquisitionsperiode entsprechen; Spiral-CT-Daten, die der gesonderten Akquisitionsphase entsprechen, gewonnen werden (142); für jede Akquisitionsphase: (i) wenigstens zwei unterschiedliche Phasenbereiche identifiziert werden (148); (ii) Bilder als Phasenbildsätze, die den unterschiedlichen Phasenbereichen entsprechen, erzeugt (152) und abgespeichert werden; die Phasenbildsätze, die benachbarten Teilvolumina entsprechen, miteinander verglichen werden (156), um im Wesentlichen miteinander ausgerichtete Phasenbildsätze zu identifizieren; und die im Wesentlichen miteinander ausgerichteten Phasenbildsätze als der Arbeitsbildsatz für den interessierenden Bereich ausgewählt werden (158, 160, 162).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt der Identifizierung von Akquisitionsphasen den Schritt enthält, dass der Zyklus einer zyklischen anatomischen Funktion aufgezeichnet wird, und wobei der Schritt der Gewinnung eine derartige Triggerung der Spiral-CT-Datenakquisition enthält, dass diese mit den Zyklen der anatomischen Funktion zusammenfällt.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die anatomische Funktion durch einen Herzschlagzyklus gebildet ist und jede Akquisitionsphase wenigstens einer Herzzyklusphase entspricht.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die wenigstens eine Herzzyklusphase die diastolische Phase ist.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die wenigstens eine Herzzyklusphase die systolische Phase ist.
Vorrichtung zur Minimierung von Phasenüberdeckungsfehlern zwischen zweidimensionalen CT-Bildern von einem CT-Bildgebungssystem, die einen Arbeitsbildsatz bilden, der einem interessierenden Bereich (ROI) entspricht, wobei die Vorrichtung aufweist: einen Prozessor (60), der ein Pulsfolgeablaufprogramm ausführt, um die Schritte auszuführen, dass: gesonderte aufeinander folgende Akquisitionsphasen während einer Akquisitionsperiode identifiziert werden (148); Spiral-CT-Daten, die der gesonderten Akquisitionsphase entsprechen, gewonnen werden (142); für jede Akquisitionsphase: (i) wenigstens zwei unterschiedliche Phasenbereiche identifiziert werden (148); und (ii) Bilder als Phasenbildsätze, die den identifizierten unterschiedlichen Phasenbereichen entsprechen, erzeugt (152) und abgespeichert werden; die Phasenbildsätze, die aufeinanderfolgenden Phasenbereichen entsprechen, miteinander verglichen werden (156), um im Wesentlichen miteinander ausgerichtete Phasenbildsätze zu identifizieren; und die im Wesentlichen miteinander ausgerichteten Phasenbildsätze als der Arbeitsbildsatz für den interessierenden Bereich ausgewählt werden (158, 160, 162).
Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei das Programm den Prozessor veranlasst, die Schritte der Identifizierung der Akquisitionsphasen durch Aufzeichnung des Zyklus einer zyklischen anatomischen Funktion durchzuführen und wobei der Schritt der Gewinnung eine derartige Triggerung der Spiral-CT-Datenakquisition enthält, dass diese mit den Zyklen der anatomischen Funktion zusammenfällt.
Vorrichtung Anspruch 6 oder 7, wobei die anatomische Funktion durch einen Herzschlagzyklus gebildet ist und jede Akquisitionsphase wenigstens einer Herzzyklusphase entspricht.
Vorrichtung Anspruch 6, 7 oder 8, wobei das Programm den Prozessor veranlasst, die Schritte der Gewinnung durch Akquisition (144) eines vollständigen Satzes Spiral-CT-Daten durchzuführen, während der Zyklus einer zyklischen anatomischen Funktion aufgezeichnet wird und die Spiral-CT-Daten in Abhängigkeit von den zyklischen anatomischen Daten abgespeichert werden, wobei das Programm den Prozessor veranlasst, den Schritt der Identifikation der Akquisitionsphasen durchzuführen, indem, nachdem die Spiral-CT-Daten abgespeichert worden sind, eine gesonderte Phase (146) des Zyklus der anatomischen Funktion identifiziert wird, und wobei der Schritt der Gewinnung ferner einen Abruf der Spiral-CT-Daten enthält, die der gesonderten Akquisitionsphase entsprechen.
Vorrichtung nach einem beliebigen der Ansprüche 6 bis 9, wobei das Programm ferner den Prozessor veranlasst, vor dem Vergleichsschritt einen speziellen Phasenpunkt innerhalb einer Akquisitionsperiode zu identifizieren, und wobei das Programm den Prozessor veranlasst, den Schritt des Vergleiches mittels Akquisitionsphasen durchzuführen, indem Phasenbildsätze, die dem identifizierten Phasenpunkt am nächsten entsprechen, als ein Arbeitssatz ausgewählt werden und die Bildsätze des Arbeitssatzes miteinander verglichen werden, um einen Überdeckungsfehler zu identifizieren, und wobei das Programm den Prozessor veranlasst, den Schritt der Auswahl durchzuführen, indem Bildsätze des Arbeitssatzes gegen nicht zum Arbeitssatz gehörende Bildsätze ausge tauscht werden, wobei die Austauschvorgänge einen Überdeckungsfehler verringern und einen modifizierten Arbeitsbildsatz ergeben.