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HINTERGRUND
ZU DER ERFINDUNG
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Diese
Erfindung betrifft ganz allgemein die Computertomographie-(CT)-Bildgebung
und insbesondere Verfahren und Vorrichtungen zur Artefaktverminderung
in einem CT-System, wobei sich das Verfahren und die Vorrichtung
besonders für
Systeme mit einer weiten Öffnungsgeometrie
eignen.
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Obwohl
sich der Feldkamp-Algorithmus im Falle von moderaten Konuswinkeln
in der Beseitigung von Kegelstrahlartefakten als effizient erwiesen
hat, weist er gegenüber
einigen anderen Bildrekonstruktionsverfahren den Nachteil eines
reduzierten Überstreichungsbereichs
in z-Richtung auf. Um beispielsweise eine artefaktfreie Rekonstruktion
sicherzustellen, muss jedes Voxel in einem Bild von sämtlichen
Projektionen abgetastet werden. Um in der Praxis mit mehreren axialen
Scandurchgängen
ein kontinuierliches Rekonstruktionsvolumen zu erhalten, ist das
rekonstruierte Volumen für
jedes Abtasten ebenso beschränkt,
wie der Abstand zwischen benachbarten axialen Scandurchgängen. Beispielsweise
ist in wenigstens einem bekannten CT-System das zylindrische Volumen,
das durch jeden axialen Scandurchgang abgedeckt werden kann, auf
10,8 mm beschränkt.
Um einen kontinuierlichen Überstreichungsbereich
eines Organs zu erhalten, ist der Abstand zwischen benachbarten
Scans auf 10,8 mm beschränkt,
was der Hälfte
des Detektor- Überstreichungsbereichs
in z-Richtung bei dem Isozentrum entspricht. Um ein Volumen von
20 mm zu rekonstruieren, muss eine Extrapolation ausgeführt werden,
um den FDK-(Feldkamp)-
Rekonstruktionsalgorithmus zu nutzen. Allerdings führt diese
Extrapolation Artefakte in das rekonstruierte Bild ein.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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Einige
Konfigurationen der vorliegenden Erfindung schaffen daher ein Verfahren
zum Erzeugen eines Bildes eines Objekts mittels eines Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystems.
Zu dem Verfahren gehören
die Schritte: axiales Scannen eines Objektes mittels des CT-Bildgebungssystems,
um von dem Objekt Projektionsdaten über einen Winkel von mehr als
180° zu
erhalten, Gewichten der Projektionsdaten entsprechend dem Projektionsort
und der Pixelposition eines zu rekonstruierenden Bildes und Rekonstruieren
des Bildes des Objektes mittels der gewichteten Projektionsdaten.
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In
einigen Konfigurationen schafft diese Erfindung ein Verfahren zum
Erzeugen eines Bildes eines Objekts mittels eines Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystems,
wobei das Verfahren ein axiales Scannen eines Objekts mittels des
CT- Bildgebungssystems
beinhaltet, um von dem Objekt Projektionsdaten über einen Winkel von mehr als
180° zu
erhalten. Das Verfahren beinhaltet ferner das Gewichten der Projektionsdaten
entsprechend dem Projektionsort und das Rekonstruieren eines Bildes
des Objektes mittels der gewichteten projizierten Daten in einem
kartesischen Koordinatensystem.
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Noch
weitere Konfigurationen der vorliegenden Erfindung schaffen ein
Verfahren zum Erzeugen eines Bildes eines Objektes mittels eines
Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystems. Diese Konfigurationen beinhalten
das axiale Scannen eines Objektes mittels des CT-Bildgebungssystems,
um von dem Objekt Projektionsdaten über einen Winkel von mehr als
180° zu
erhalten, das Auswählen
eines Bereiches von Projektionen gemäß den Positionen von Pixeln
eines Bildes des zu rekonstruierenden Objektes und das Rekonstruieren
des Bildes des Objektes mittels des ausgewählten Bereichs von Projektionen.
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Einige
Konfigurationen der vorliegenden Erfindung schaffen ein Computertomographiebildgebungssystem
mit einem Detektorarray und einer Strahlungsquelle. Um ein Bild
eines Objektes zu erzeugen, ist das System dazu eingerichtet, ein
Objekt axial zu scannen, um Projektionsdaten des Objekts über einen
Winkel von mehr als 180° zu
erhalten. Das Bildgebungssystem ist ferner dazu eingerichtet, die
Projektionsdaten entsprechend dem Projektionsort und der Pixelposition
in einem zu rekonstruierenden Bild zu gewichten und mittels der
gewichteten Projektionsdaten ein Bild des Objektes zu rekonstruieren.
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Darüber hinaus
schaffen einige Konfigurationen der vorliegenden Erfindung ein Computertomographiebildgebungssystem
mit einem Detektorarray und einer Strahlungsquelle, wobei das Bildgebungssystem dazu
eingerichtet ist, ein Objekt axial zu scannen, um von dem Objekt
Projektionsdaten über
einen Winkel von mehr als 180° zu
erhalten. Das Bildgebungssystem ist ferner dazu eingerichtet, die
Projektionsdaten entsprechend dem Projektionsort zu gewichten und
ein Bild des Objektes mittels der gewichteten Projektionsdaten in einem
kartesischen Koordinatensystem zu rekonstruieren.
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Noch
andere Konfigurationen der vorliegenden Erfindung schaffen ein Computertomographiebildgebungssystem
mit einem Detektorarray und einer Strahlungsquelle. Um ein Bild
eines Objektes zu produzieren, ist das Bildgebungssystem in diesen
Konfigurationen dazu eingerichtet, um ein Objekt axial zu scannen,
um Projektionsdaten des Objekts über
einen Winkel von mehr als 180° des
Objekts zu erhalten. Das Bildgebungssystem ist ferner dazu eingerichtet,
einen Bereich von Projektionen gemäß Positionen von Pixeln eines
Bildes des zu rekonstruierenden Objektes auszuwählen und das Bild des Objektes
mittels des ausgewählten
Bereichs von Projektionen zu rekonstruieren.
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Die
vielfältigen
Konfigurationen der vorliegenden Erfindung reduzieren oder eliminieren
unerwünschte Kegelstrahlartefakte
in Bildern deutlich, die anhand von in axialen CT-Scanaufnahmen gewonnenen
Daten erzeugt sind. Somit lässt
sich gegenüber
bekannten Verfahren und Vorrichtungen, die auf eine Verringerung
von Kegelstrahlartefakten für
moderate Konuswinkel abzielen, ein kontinuierlicher Überstreichungsbereich
mit einem vergrößertem Abstand
zwischen benachbarten axialen Scandurchgängen erzielen.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 zeigt
eine anschauliche Ansicht einer Konfiguration eines CT-Bildgebungssystems.
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2 zeigt
ein Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten
Systems.
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3 zeigt
eine Darstellung der Geometrie eines reduzierten Volumen-Überstreichungsbereichs
in Konfigurationen nach dem Stand der Technik von "Step-and-Shoot" Multischicht-CT-Bildgebungssystemen.
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4 ist
eine Darstellung von Soll- und Ist-Rekonstruktionsvolumina in Konfigurationen
von "Step-and-Shoot" Multischicht-CT-Bildgebungssystemen
nach dem Stand der Technik.
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5 zeigt
ein rekonstruiertes Bild einer 16 × 1,25 mm Akquisition, die
einen Feldkamp-Algorithmus nach dem Stand der Technik verwendet,
wobei die Schicht 8,125 mm oberhalb einer Mittelebene liegt, mit
ww = 400.
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6 zeigt
ein weitere Darstellung der Geometrie eines reduzierten Volumen- Überstreichungsbereichs
im "Step-and-Shoot"-Modus.
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7 zeigt
eine Darstellung der Geometrie einer Konfiguration eines CT-Bildgebungssystems,
wobei zur Veranschaulichung einige der hier verwendeten Variablen
definiert sind.
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8 zeigt
ein rekonstruiertes Bild mit einer Projektion von lediglich 180°.
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9 zeigt
eine Darstellung der Quelle von in 8 sichtbaren
Artefakten.
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10 zeigt
eine Darstellung eines rekonstruierten Bildes mittels einer Konfiguration
der vorliegenden Erfindung, mit ww = 400.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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In
einigen bekannten Konfigurationen von CT-Bildgebungssystemen projiziert
eine Röntgenstrahlenquelle
einen fächerförmigen Strahl,
der so gebündelt
ist, dass er innerhalb einer im Allgemeinen als "Bildgebungsebene" bezeichneten xy-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems
verläuft.
Der Röntgenstrahl durchquert
ein abzubildendes Objekt, beispielsweise einen Patienten. Der Strahl
trifft, nachdem er durch das Objekt geschwächt wurde, auf ein Array von
Strahlungsdetektoren. Die Intensität des an dem Detektorarray aufgefangenen
geschwächten
Strahls, hängt
von der Schwächung
ab, die der Röntgenstrahl
durch das Objekt erfährt.
Jedes Detektorelement in dem Array erzeugt ein eigenes elektrisches
Signal, das die Intensität
des Strahles an der Detektorposition kennzeichnet. Die Intensitätsmesswerte
sämtlicher
Sensoren werden getrennt akquiriert, um ein Übertragungsprofil zu erzeugen.
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In
CT-Systemen der dritten Generation werden die Röntgenstrahlenquelle und das
Detektorarray mittels eines Gantryrahmens innerhalb der Bildgebungsebene
und um das abzubildende Objekt herum gedreht, so dass sich der Winkel,
unter dem der Röntgenstrahl
auf das Objekt fällt,
ständig ändert. Eine
unter ein und demselben Gantrywinkel gewonnene Gruppe von Röntgenstrahlschwächungsmesswerten,
d. h. Projektionsdaten des Detektorarrays wird als eine "Ansicht" bezeichnet. Ein "Scandurchgang" des Objektes beinhaltet
einen Satz von An sichten, der während
einer Umdrehung der Röntgenstrahlenquelle
und des Detektors unter verschiedenen Gantrywinkeln oder Blickwinkeln
erzeugt wird.
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Im
Falle eines axialen Scandurchgangs werden die Projektionsdaten verarbeitet,
um ein Bild zu konstruieren, das einem durch das Objekt geführten zweidimensionalen
Schnitt entspricht. Ein Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes
aus einem Satz von Projektionsdaten, ist in der Fachwelt als die
gefilterte Rückprojektionstechnik
bekannt. Dieses Verfahren wandelt die Schwächungsmesswerte eines Scandurchgangs
in mit "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" (HU) bezeichnete
Integerzahlen um, die die Helligkeit eines entsprechenden Pixels
auf einem Kathodenstrahlröhrenbildschirm
oder einer anderen Art eines Displays festlegt oder steuert.
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Um
die Gesamtscanzeit zu reduzieren, kann ein "Spiral"-Scannen
durchgeführt
werden. Um ein "Spiral"-Scannen durchzuführen, wird
der Patient bewegt, während
die Daten für
die vorgegebene Anzahl von Schichtbildern akquiriert werden. Ein
derartiges System erzeugt anhand eines Fächerstrahlspiralscandurchgangs
eine einzelne Spirale. Die durch den Fächerstrahl abgebildete Spirale
liefert Projektionsdaten, aus denen sich Bilder in jeder vorgegebenen
Schicht rekonstruieren lassen.
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Rekonstruktionsalgorithmen
zum Spiralscannen benutzen typischerweise Spiralgewichtungsalgorithmen,
die die gesammelten Daten als Funktion des Blickwinkels und des
Detektorkanalindexes gewichten. Insbesondere werden die Daten vor
dem Vorgang einer gefilterten Rückprojektion
gemäß einem
Spiralgewichtungsfaktor gewichtet, der eine Funktion sowohl des
Gantrywinkels als auch des Detektorwinkels ist. Die gewichteten
Daten werden anschließend
verarbeitet, um CT-Zahlen zu erzeugen und ein Bild zu konstruieren, das
einem durch das Objekt geführten
zweidimensionalen Schnittbild entspricht.
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Um
die Gesamterfassungszeit weiter zu reduzieren, wurde die Multischicht-CT
eingeführt.
In der Multischicht-CT werden in jedem Zeitpunkt mehrere Reihen
von Projektionsdaten gleichzeitig akquiriert. Wenn das System mit
dem Spiralscanmodus kombiniert wird, erzeugt es eine einzelne Spirale
von Konusstrahlprojektionsdaten. Ähnlich wie im Falle des Gewichtungsschemas
für die
Einzelschnittbildspirale, kann ein Verfahren abgeleitet werden,
um die Gewichtung vor einer Anwendung des gefilterten Rückprojektionsalgorithmus
mit den Projektionsdaten zu multiplizieren.
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In
dem hier verwendeten Sinne sollte beachtet werden, dass das Zitieren
eines Elementes bzw. Schrittes im Singular mit Voranstellung des
unbestimmten Artikels "ein" oder "eine" den Plural der Elemente
oder Schritte nicht ausschließen
sollte, es sei denn, ein derartiger Ausschluss ist ausdrücklich genannt.
Ferner soll die Bezugnahme auf "ein
(1) Ausfüh rungsbeispiel" der vorliegenden
Erfindung nicht als ein Ausschließen der Existenz zusätzlicher
Ausführungsbeispiele
interpretiert werden, die ebenfalls die aufgeführten Merkmale verkörpern.
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Weiter
ist in dem hier verwendeten Sinne mit dem Begriff "Rekonstruieren eines
Bildes" nicht beabsichtigt,
Ausführungsbeispiele
der vorliegenden Erfindung auszuschließen, bei denen zwar Daten erzeugt
werden, die ein Bild repräsentieren,
ein betrachtbares Bild jedoch nicht erzeugt wird. Allerdings erzeugen
viele Ausführungsbeispiele
mindestens ein betrachtbares Bild (oder sind dazu eingerichtet,
ein solches zu erzeugen).
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In 1 und 2 ist
ein Multischicht-Scanner-Bildgebungssystem, beispielsweise ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,
das einen Gantryrahmen 12 aufweist, wie er für CT-Bildgebungssysteme
der "dritten Generation" typisch ist. Der
Gantryrahmen 12 enthält
eine Strahlungsquelle 14, die eine (hier auch als Röntgenstrahlenquelle 14 bezeichnete)
Röntgenröhre 14 sein
kann, die einen Röntgenstrahl 16 in
Richtung eines auf der gegenüberliegenden
Seite des Gantryrahmens 12 angeordneten Detektorarrays 18 projiziert.
(Konfigurationen der vorliegenden Erfindung sind nicht auf Röntgenstrahlenquellen
oder Röntgenstrahlung
beschränkt,
obwohl die Konfiguration des in 1 und 2 gezeigten
CT-Bildgebungssystems 10 eine Röntgenstrahlenquelle und Röntgenstrahlung
verwendet.) Der Detektorarray 18 ist aus einer Anzahl von
(nicht gezeigten) Detektorreihen aufgebaut, die eine Anzahl von
Detektorelementen 20 aufweisen, die gemeinsam die Strahlung
(d. h. die in der hier beschriebenen Konfiguration projizierten
Röntgenstrahlen) erfassen,
die ein Objekt, beispielsweise einen zwischen dem Array 18 und
der Quelle 14 positionierten Patienten 22, durchqueren.
Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal,
das für
die Intensität
eines einfallenden Röntgenstrahls
kennzeichnend ist, und daher verwendet werden kann, um die Schwächung des Strahles
zu bewerten, die dieser bei einer Durchquerung des Objektes oder
des Patienten 22 erfährt.
Während des
Scannens zum Gewinnen von Röntgenstrahlprojektionsdaten
kreisen die Gantry 12 und die darin befestigten Komponenten
um eine Rotationsachse 24. 2 zeigt
lediglich eine einzige Reihe von Detektorelementen 20 (d.
h. eine Detektorreihe). Allerdings weist ein Multischicht-Detektorarray 18 eine
Anzahl von parallelen Detektorreihen von Detektorelementen 20 auf,
so dass die Projektionsdaten, die einer Anzahl von quasi-parallelen
oder tatsächlich
parallelen Schnittbildern entsprechen, während eines Scandurchgangs
gleichzeitig akquiriert werden können.
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Die
Kreisbewegung der Komponenten auf der Gantry 12 und der
Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden
durch einen Steuermechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert.
Der Steuermechanismus 26 enthält einen Röntgencontroller 28,
der Energie und Zeittaktsignale an die Röntgenstrahlenquelle 14 liefert, und
einen Gantryantriebscontroller 30, der die Rotati onsgeschwindigkeit
und die Position der Komponenten auf der Gantry 12 steuert.
Ein Datenakquirierungssystem (DAS) 32 in dem Steuermechanismus 26 tastet
von Detektorelementen 20 stammende analoge Daten ab und
wandelt die Daten in digitale Signale um, um diese anschließend zu
verarbeiten. Ein Bildrekonstruktor 34 nimmt die von dem
DAS 32 ankommenden abgetasteten und digitalisierten Röntgenstrahldaten
entgegen und führt
eine Hochgeschwindigkeits- Bildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte
Bild wird einem Rechner 36 als Eingabe zu geführt, der
das Bild in einem Speichergerät 38 speichert.
Der Bildrekonstruktor 34 kann in Form einer speziellen
Hardware oder in Form von auf dem Rechner 36 auszuführender
Software vorliegen.
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Der
Rechner 36 nimmt ferner über eine Konsole 40,
die eine Tastatur enthält,
von einem Anwender Steuerbefehle und Scanparameter entgegen. Eine
zugeordnete Kathodenstrahlröhre
oder ein sonstiger Typ eines Displays 42 ermöglichen
es der Bedienperson, das rekonstruierte Bild und andere von dem
Rechner 36 ausgegebene Daten zu beobachten. Die durch den
Anwender eingegebenen Steuerbefehle und Parameter werden von dem
Rechner 36 verwendet, um Steuerungssignale und Daten an
das DAS 32, den Röntgencontroller 28 und
den Gantryantriebscontroller 30 auszugeben. Darüber hinaus
steuert der Rechner 36 einen Liegenantriebscontroller 44,
der eine motorbetriebene Liege 46 steuert, um den Patienten 22 in
der Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt die
Liege 46 den Patienten 22 abschnittsweise durch
den Gantrytunnel 48.
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In
einem Ausführungsbeispiel
gehört
zu dem Rechner 36 eine Arbeitsspeichervorrichtung 50,
beispielsweise ein Diskettenlaufwerk, ein CD-ROM-Laufwerk, ein DVD-Laufwerk,
ein magneto-optisches Plattenlaufwerk (MOD) oder ein beliebiges
sonstiges digitales Gerät,
einschließlich
eines Netzwerkverbindungsgeräts,
beispielsweise ein Ethernetgerät
zum Auslesen von Befehlen und/oder Daten von einem von einem Rechner
auslesbaren Medium 52, beispielsweise von einer Diskette,
einer CD-ROM, einer DVD oder einer sonstigen digitalen Quelle, beispielsweise
einem Netzwerk oder dem Internet, sowie von noch in Zukunft zu entwickelnden
digitalen Medien. In noch einem Ausführungsbeispiel führt der
Rechner 36 Befehle aus, die in Form von (nicht gezeigter)
Firmware gespeichert sind. Der Rechner 36 ist programmiert,
um hier beschriebene Funktionen durchzuführen, und in dem hier verwendeten
Sinn ist der Begriff Rechner nicht auf jene integrierten Schaltkreise
beschränkt,
die in der Fachwelt als Rechner bezeichnet werden, sondern bezieht
sich im weitesten Sinn auf Computer, Prozessoren, Mikrocontroller,
Mikrocomputer, programmierbare Logikcontroller, anwendungsspezifische
integrierte Schaltkreise und sonstige programmierbare Schaltkreise,
und diese Begriffe werden hier untereinander austauschbar verwendet.
Obwohl das oben erwähnte
spezielle Ausführungsbeispiel
sich auf ein CT-System
der dritten Generation bezieht, sind die hierin beschriebenen Verfahren
in gleicher Weise auf CT-Systeme der vierten Generation (Detektor
stationär – Röntgenstrahlenquelle
rotierend) und CT-Systeme der fünften
Generation (Detektor und Röntgenstrahlenquelle
stationär),
anzuwenden. Darüber
hinaus wird in Erwägung
gezogen, dass die Vorteile der Erfindung auch anderen Bildgebunbsmodalitäten als
der CT zukommen. Obwohl die hier beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen
in einem medizinischen Zusammenhang beschrieben sind, wird ferner
in Betracht gezogen, die Vorteile der Erfindung nicht nur medizinischen Bildgebungssystemen,
sondern auch üblicherweise
in einem industriellen Zusammenhang oder einem Transportsystem verwendeten
Systemen zukommen zu lassen, jedoch ohne darauf beschränken zu
wollen, z.B. einem Gepäckkontrollsystem
eines Flughafens oder anderen Beförderungszentren.
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Ein
technischer Effekt der vorliegenden Erfindung ist die Herstellung
eines oder mehrerer Bilder eines Patienten oder Objekts 22,
wobei Artefakte in dem Bild bzw. den Bildern reduziert sind. Der
technische Effekt wird durch einen Benutzer erreicht, indem dieser
ein Objekt oder einen Patienten 22 mittels eines CT-Bildgebungssystems 10 scannt
und das CT-Bildgebungssystems 10 bedient,
um Bilder des gescannten Objektes zu rekonstruieren.
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Obwohl
sich der Feldkamp-Algorithmus für
moderate Konuswinkel in der Beseitigung von Kegelstrahlartefakten
als effizient erwiesen hat, weist er gegenüber einigen anderen Bildrekonstruktionsverfahren
den Nachteil eines reduzierten z-Achsen- Überstreichungsbereichs
auf. Anhand eines Beispiels und mit Bezug auf 3 wird
eine zylindrische Region 100 gezeigt, die ein rekonstruiertes
Volumen für
einen axialen Scandurchgang einer Multischicht-CT-Scannervorrichtung 10 darstellt.
Unter Bezugnahme auf 4 wird ein Rechteck gezeigt,
das einen gewünschten
Rekonstruktionsbereich 102 darstellt. Die Höhe H des
Rechteckes 102 ist identisch mit der projizierten Höhe des Detektors 18 am
Isozentrum 120. Für
einen Rekonstruktionsalgorithmus des FDK-Typs, in dem eine 2π-Projektion verwendet
wird, muss jedes Voxel in einem Bild durch sämtliche Projektionen abgetastet
werden. Ein diese Bedingung erfüllendes
Volumen wird durch das Trapez 104 dargestellt. Um in der
Praxis mit mehreren axialen Scandurchgängen ein kontinuierliches Rekonstruktionsvolumen zu
erreichen, ist das rekonstruierte Volumen für jedes Abtasten auf ein Rechteck 106 beschränkt, das
fett umrandet dargestellt, innerhalb des Trapezes 104 eingeschlossen
ist. Als Folge hiervon kann der Abstand zwischen benachbarten axialen
Scandurchgängen
nicht größer als
die Länge
L des Rechtecks 106 sein.
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Indem
die projizierte Detektorbreite an dem Isozentrum mit D, der Abstand
zwischen Quelle und Isozentrums mit S und der Radius des Rekonstruktionssichtfeldes
(FOV) (x-y) mit R, muss der Abstand t zwischen benachbarten axialen
Scandurchgängen
für einen
kontinuierlichen Überstreichungsbereich
folgender Bedingung genügen:
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Beispielsweise
beträgt
für ein
CT-System mit S = 541 mm, R = 250 mm und D = 20 mm das zylindrische
Volumen, das durch jeden axialen Scandurchgang überstrichen werden kann, lediglich
10,8 mm. Um einen kontinuierlichen Überstreichungsbereich eines
Organs zu erhalten, ist der Abstand zwischen benachbarten Scans
auf 10,8 mm beschränkt,
was in etwa der Hälfte
des Detektor- Überstreichungsbereichs
in z-Richtung bei dem Isozentrum entspricht. Um ein Volumen von
20 mm zu rekonstruieren, muss eine Extrapolation ausgeführt werden,
um den FDK (Feldkamp)- Rekonstruktionsalgorithmus zu nutzen. Allerdings
führt diese
Extrapolation Artefakte in das rekonstruierte Bild ein. Beispielsweise
zeigt 5 ein anhand eines 16 × 1,25 mm Axialmodusscans rekonstruiertes
Bild. Das dargestellte Bild ist 9,375 mm oberhalb einer Mittelebene
des Fächerstrahls
angeordnet. In der Nähe
der simulierten Rippen sind deutlich Schattenartefakte zu erkennen.
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Um
die Bildung von Artefakten in Bildrekonstruktionen zu verhindern,
vermeiden einige Konfigurationen der vorliegenden Erfindung eine
Projektionsextrapolation. Beispielsweise sei mit Bezug auf 6 ein
Fall betrachtet, bei dem die ursprünglichen Kegelstrahldaten zu
einem Satz von geneigten Parallelstrahlabtastwerten neukategorisiert
sind. Für
nahe der Ober- und Unterseite des gescannten Volumens angeordnete
Bildschichten belichtet jede Projektion lediglich die Hälfte 122 der
kreisförmigen
Region 124 ist der reduzierte Volumenüberstreichungsbereich eines "Step-and-Shoot" Multischicht-CT-Bildgebungssystems
gezeigt. Bezugnehmend auf 6 be trägt der minimale
Winkelbereich für
eine vollständige
Rekonstruktion für
parallele Geometrie 180°.
Daher ist der durch eine gesamte 180° Projektion vollkommen abgetastete
Datenabschnitt eine auf den Projektionsbereich zentrierte Linie 126.
Auf diese Weise ist die einzige Region, die durch einen beliebigen
180°-Bereich
von Projektionsdaten vollkommen unterstützt werden kann, allein die
Linie 126. Daraus folgt für eine Rekonstruktion, dass
für jede
von dem Isozentrum 120 strahlenförmig ausgehende radiale Linie ein
unterschiedlicher 180°-Projektionsdatensatz
benötigt
wird. Es sollten keine zwei Linien genau denselben Datensatz verwenden.
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Um
eine Rekonstruktion durchzuführen,
bei der für
jede aus dem Isozentrum
120 strahlenförmig ausgehende radiale Linie
ein unterschiedlicher 180°-Projektionsdatensatz
verwendet wird, führen
einige Konfigurationen der vorliegenden Erfindung die Rekonstruktion
in einem Polarkoordinatensystem anstatt in einem kartesischen Koordinatensystem
durch. Für
jedes Ebenensegment werden für
einen Beitrag zu Pixeln in einem Ebenensegment lediglich Projektionsansichten
verwendet, die unter einem Winkel von weniger als 90° gegenüber dem
Ebenenwinkel orientiert sind. Auf diese Weise ist während einer
Rückprojektion
keine Extrapolation erforderlich. Unter Bezugnahme auf
7 wird
die Rekonstruktion gemäß einem
Ausdruck der folgenden Form durchgeführt:
wobei P(ω,θ,z') die Fouriertransformation der gemäß einer
Konusstrahlprojektion neukategorisierten und gewichteten Projektion
bei dem Projektionswinkel θ ist,
und z' die projizierte
Höhe des
Punktes (r,ϕ,z) in der geneigten Parallelstrahlgeometrie
ist.
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Obwohl
dieser Ansatz eine Extrapolation vermeidet, können Bildartefakte, wie sie
in 8 gezeigt sind, entstehen. Anders als im Falle
einer Parallelstrahlgeometrie, sind Projektionsdaten einer geneigten
Projektion, die um 180° differieren,
nicht identisch. Abtastwerte, die um 180° differieren sind daher keine
redundanten Abtastwerte, wie es im Falle paralleler Strahlen der
Fall ist. Diese Inkonsistenz oder Differenz kann zu Artefakten in
den rekonstruierten Bildern führen.
Im Falle einer herkömmlichen
Rekonstruktion, bei der Winkel von genau 180° verwendet werden, schließen die
Schattenartefakte an die Projektionswinkel zwischen den um 180° differierenden
ersten und letzten Projektionen an. Der Artefakt erscheint als eine
Linie. Allerdings ist der in einem Bild verwendete Projektionswinkelbereich
in Konfigurationen der vorliegenden Erfindung positionsabhängig. Beispielsweise
und mit Bezug auf 9 werden die im eine Rekonstruktionslinie 110 verwendeten zwei
für eine
Rekonstruktion verwendete Endprojektionen, mit dem Pfeil 112 aneinandergereiht.
Der größte Grad
an Inkonsistenz tritt an einem Objekt hoher Dichte mit einer Änderung
in z-Richtung auf, beispielsweise einer durch einen Kreis 114 repräsentierten
Rippe im Körper
eines Patienten (oder in einem Phantom). Folglich ist der auf der
rekonstruierten Linie 110 erzeugte Artefakt der Schnittpunkt
der rekonstruierten Linie 110 mit der punktierten Linie 116,
die durch Kreis 114 verläuft. Die in sämtlichen
Rekonstruktionslinien erzeugten Artefakte bilden einen Kreis 118 der
sowohl durch das Isozentrum 120 als auch durch den Kreis 114 verläuft.
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In
einigen Konfigurationen der vorliegenden Erfindung wird daher zum
Erzeugen eines Bildes eines Objekts ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem
mit einer Strahlungsquelle und einem Detektorarray verwendet, um
ein Objekt axial zu Scannen, um Projektionsdaten über einen
Winkel von mehr als 180° zu erhalten.
Die Projektionsdaten werden, beispielsweise wie durch Gl. (1) angezeigt,
entsprechend dem Projektionsort in vielfältigen Konfigurationen und
der Pixelposition in einem zu rekonstruierenden Bild gewichtet.
Mittels der gewichteten Projektionsdaten wird ein Bild des Objekts
rekonstruiert.
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Die
größte Inkonsistenz
wird durch Projektionen erzeugt, die um 180° differieren. Somit werden in
einigen Konfigurationen der vorliegenden Erfindung die Beiträge von um
180° differierenden
Projektionen bei der Erstellung eines Bildes vermindert. Statt dessen
werden über
einen Winkel von mehr als 180° hinausgehende Projektionsdaten
verwendet und die Projektionen werden entsprechend ihrer Position
und der Pixelposition des rekonstruierten Bildes gewichtet. Dementsprechend wird
in einigen Konfigurationen der vorliegenden Erfindung die Rekonstruktion
gemäß einer
mathematischen Beziehung der Form
wobei der Gewichtungswert
w(ϕ – θ) = w(α) durch die
Beziehung der Form
wobei Γ ein Parameter
ist, der den in der Rekonstruktion verwendeten Projektionsdatenbereich
spezifiziert, und η ein
Parameter ist, der eine Übergangsregion
spezifiziert.
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Allgemein
gilt Γ > π/2. In einigen Konfigurationen
ist η = π/4. Unter
Verwendung dieser Parameterwerte erzeugte Bilder lassen Bilder entstehen,
bei denen Artefakte signifikant vermindert sind.
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In
einigen Konfigurationen der vorliegenden Erfindung werden zur Bildrekonstruktion
polare Koordinaten verwendet. Im Falle einer Verwendung von polaren
Koordinaten, werden die rekonstruierten Bilder zur Wiedergabe auf
einem Display in ein kartesisches Koordinatensystem umgerechnet.
Allerdings wird in anderen Konfigurationen, um dieselbe Wirkung
zu erzielen, ein kartesisches Koordinatensystem in Verbindung mit
einer positionsabhängigen
Gewichtungsfunktion verwendet, um den Beitrag jeder Projektion des
rekonstruierten Bildes zu begrenzen. Insbesondere ist der Gewichtungswert
jeder von Kegelstrahl- zu Parallelstrahl- neukategorisierten Projektion
bezüglich
des rekonstruierten Bilds von der Pixelposition abhängig. Ein
Gewichtungswert einer Projektion für einen Abschnitt eines Bildes,
der bezüglich
der Röntgenstrahlenquelle
eines CT-Bildgebungssystems am nächsten
liegt, ist geringer als der Gewichtungswert der anderen Hälfte des
Bildes. Für eine
Hälfte
des Bildes, die sich näher
an der Röntgenstrahlenquelle 14 befindet,
wird ein geringer Beitrag erzeugt. Das Endergebnis stimmt mit jenem
einer Rekonstruktion des Bildes mittels eines Polarkoordinatensystems überein,
jedoch kommen einige Konfigurationen, die das kartesische Koordinatensystemen
verwenden, vorteilhafterweise ohne den zweiten Interpolationsschritt
aus, um das rekonstruierte Bild in kartesische Koordinaten zu rekonvertieren.
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Somit
nutzen einige Konfigurationen der vorliegenden Erfindung ein CT-Bildgebungssystem,
um ein Objekt axial zu scannen, um Projektionsdaten des Objekts über einen
Winkel von mehr als 180° zu
erhalten. Die Projektionsdaten werden entsprechend dem Projektionsort
gewichtet, und ein Bild des Objektes wird mittels der gewichteten
Projektionsdaten in einem kartesischen Koordinatensystem rekonstruiert.
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In
noch anderen Konfigurationen der vorliegenden Erfindung ist das
Gewichten von Projektionsdaten auf Schichten beschränkt, die
von einer Mittelebene entfernt angeordnet sind. Für Schichten
in der Nähe
der Mittelebene des Fächerstrahls
können
sämtliche
Projektionsdaten (360°)
verwendet werden, wobei das Problem einer Extrapolation umgangen
wird. Einige Konfigurationen begrenzen den Projektionsdatenbereich
daher nur für
solche Bildschichten auf 180°,
die sich nahe der beiden Enden des Rekonstruktionsvolumens befinden.
Für Schichten
zwischen der Mittelebene und den Enden des Rekonstruktionsvolumens
sind die Projektionsdaten in einigen Konfigurationen auf Winkel
größer als
180° jedoch
geringer als 360° beschränkt. In Konfigurationen,
die hohe Signal/Rausch-Verhältnisse
ermöglichen,
werden so viele Daten wie möglich
verwendet. Solche Konfigurationen variieren den Parameter Γ in Gleichung
(2) als eine Funktion der Schichtposition.
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Einige
Konfigurationen nutzen daher ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem,
um ein Objekt axial zu scannen, um Projektionsdaten des Objekts über einen
Winkel von mehr als 180° des
Objekts zu erhalten. Ein Bereich von Projektionen wird gemäß den Positionen
von Pixeln eines Bildes des zu rekonstruierenden Objekts ausgewählt, und
ein Bild des Objekts wird mittels des ausgewählten Bereichs von Projektionen
rekonstruiert. In einigen Konfigurationen beinhaltet das Auswählen eines
Bereiches von Projektionen das Auswählen eines Bereiches von Projektionen
zwischen ϕ – π/2 und ϕ + π/2, wobei ϕ ein
polarer Winkel der Pixel ist.
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Es
wird daher als Vorteil anzusehen sein, dass Konfigurationen der
vorliegenden Erfindung unerwünschte
Kegelstrahlartefakte in Bildern stark reduzieren oder eliminieren,
die anhand von Daten erzeugt werden, die in axialen CT-Scanaufnahmen
gewonnen wurden. Es lässt
sich daher gegenüber
bekannten Verfahren und Vorrichtungen, die eine Reduzierung von
Kegelstrahlartefakten für
moderate Konuswinkel bezwecken, ein kontinuierlicher Überstreichungsbereich
mit größerem Abstand
zwischen axialen Scans erzielen.
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Während die
Erfindung anhand vielfältiger
spezieller Ausführungsbeispiele
beschrieben wurde, wird der Fachmann erkennen, dass es möglich ist,
die Erfindung mit Abwandlungen zu verwirklichen, ohne von dem Schutzbereich
der Ansprüche
abzuweichen.
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- 10
- CT-Bildgebungssystem
- 12
- Gantryrahmen
- 14
- Röntgenröhre oder
-Quelle
- 16
- Strahlenbündel
- 18
- Detektorarray
- 20
- Detektorelement
- 22
- Patient
oder Objekt
- 24
- Rotationszentrum
- 26
- Steuervorrichtung
- 28
- Röntgenstrahlcontroller
- 30
- Gantryantriebscontroller
- 32
- Datenakquisitionssystem
(DAS)
- 34
- Bildrekonstruktor
- 36
- Rechner
- 38
- Speichervorrichtung
- 40
- Konsole
- 42
- Display
- 44
- Liegenantriebscontroller
- 46
- Motorgetriebene
Liege
- 48
- Gantrytunnel
- 50
- Speichervorrichtung
- 52
- Von
Rechner auslesbares Medium
- 100
- Zylindrische
Region
- 102
- Rechteck
- 104
- Trapez
- 106
- Noch
ein Rechteck
- 110
- Rekonstruierte
Linie
- 112
- Pfeil
- 114
- Kreis
- 116
- Gepunktete
Linie
- 118
- Noch
ein Kreis
- 120
- Isozentrum
- 122
- Hälfte der
kreisförmigen
Region
- 124
- Kreisförmige Region
- 126
- Linie