DE102004032412A1

DE102004032412A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Trunkierungskompensation von Abschneidefehlern

Info

Publication number: DE102004032412A1
Application number: DE102004032412A
Authority: DE
Inventors: Jiang Brookfield Hsieh; Brian Waukesha Grekowicz; Edward Henry Oconomowoc Chao; Scott Matt Wauwatosa Mcolash; Amy Lynn Hartford Horst
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2003-07-03
Filing date: 2004-07-02
Publication date: 2005-01-20
Also published as: US20040073584A1; CN100528087C; US7254259B2; CN1575760A; JP4575718B2; JP2005021702A

Abstract

Ein Verfahren beinhaltet die Berechnung einer Summe aller Samples bei jeder Projektionsansicht eines Scans eines Objekts, das Bestimmen eines Maximalwertes der berechneten Summen, das Mitteln einer Anzahl von Samples m bei einem Projektionsansichtsindex k, wenn die Summe aller Samples beim Index k kleiner ist als ein vorbestimmter Prozentsatz des Maximalwerts, Vergleichen des Mittelwerts mit einem Grenzwert t, Festlegen, dass die Projektion trunkiert ist, wenn der Mittelwert größer als t ist, und Festlegen, dass die Projektion nicht trunkiert ist, wenn der Mittelwert nicht größer als t ist.

Description

Hintergrund der Erfindung
Die Erfindung betrifft allgemein Verfahren und Vorrichtungen zur computertomographischen (CT) in Bilderrekonstruktion und mehr im einzelnen Verfahren und Vorrichtungen, die eine Kompensation von Trunkierungsfehlern ergeben.
Unter gewissen Scanbedingungen können Teile eines Patienten, die sich über ein von einem Detektor ausgemessenes Feld hinaus erstrecken zu Bildartefakten und einer unvollständigen Darstellung des abgebildeten Objektes fühlen. Es wurden schon einige bekannte Verfahren veröffentlicht, die sich aber auf die Verringerung der Artefakte beziehen und nicht auf die Abbildung des Teils des Patienten der außerhalb des Bildausschnitts (field of view = FOV) liegt. Der Wunsch geht aber dahin, den Teil des Patienten, der sich über das FOV hinaus erstreckt, abzubilden wie diese in einer anhängigen US-Patentanmeldung mit dem Titel „Methods and Apparatus for Truncation Compensation", angemeldet am 24. Juni 2003 unter Beanspruchung der Priorität der Provisional US-Anmeldung 60/416,072 vom 4. Oktober 2002 beschrieben ist und auf die hiermit Bezug genommen wird. Darüber hinaus wird angestrebt, die Bildqualität von Teilen des Patienten zu verbessern, die sich über das FOV hinaus erstrecken.
Kurze Beschreibung der Erfindung
Unter einem Gesichtspunkt wird ein Verfahren geschaffen, um festzustellen, ob eine Projektion trunkiert ist. Dieses Verfahren beinhaltet das Berechnen einer Summe aller Samples bei jeder Projektionsansicht eines Scans eines Objektes, Bestimmen eines Maximalwertes der berechneten Summen, Bildung eines Mittelwertes einer Anzahl Samples m bei einem Projektionsansichtindex k wenn die Summe aller Samples bei dem Index k kleiner als ein vorbestimmter Prozentsatz des Maximalwerts ist, Vergleichen des Mittelwertes mit einem Grenzwert t, Festlegen, dass die in Projektion trunkiert ist, wenn der Mittelwert größer als t ist und Bestimmen, dass die in Projektion nicht trunkiert ist, wenn der Mittelwert nicht größer als t ist.
Unter einem anderen Aspekt wird eine bildgebende Vorrichtung geschaffen. Die bildgebende Vorrichtung beinhaltet eine Strahlungsquelle, einen strahlungsempfindlichen Detektor, der so angeordnet ist, dass er die von der Quelle ausgesandte Strahlung empfängt und einen Computer der funktionsmäßig mit der Strahlungsquelle und dem Detektor gekoppelt ist. Der Computer ist so ausgelegt, dass er die Summe aller Samples bei jeder Projektionsansicht eines Scans eines Objektes berechnet, einen Maximalwert der berechneten Summen bestimmt, eine Anzahl Samples m bei einem Projektionsansichtsindex k ermittelt, wenn die Summe aller Samples bei dem Index k kleiner als ein vorbestimmter Prozentsatz des Maximalwertes ist, den Mittelwert mit einem Grenzwert t vergleicht, festlegt, dass die Projektion trunkiert ist, wenn der Mittelwert größer als t ist und bestimmt, dass die Projektion nicht trunkiert ist, wenn der Mittelwert nicht größer als t ist.
Unter einem weiteren Aspekt wird ein computerlesbares Medium geschaffen, das mit einem Programm kodiert ist, welches so ausgelegt ist, dass es einen Computer anweist eine Summe aller Samples bei jeder Projektionsansicht eines Scans eines Objektes zu berechnen, einen Maximalwert der berechneten Summen zu bestimmen, eine Anzahl Samples m bei einem Projektionsansichtsindex k zu ermitteln, wenn die Summe aller Samples bei dem Index k kleiner als ein vorbestimmter Prozentsatz des Maximalwerts ist, einen Mittelwert mit einem Grenzwert t zu vergleichen, festzulegen dass die Projektion trunkiert ist, wenn der Mittelwert größer als t ist, festzulegen, dass die Projektion nicht trunkiert ist, wenn der Mittelwert nicht größer als t ist und eine Gesamtschwächung τ(k) gemäß
zu schätzen, wobei k₁ und k₂ Mittelwerte einer Anzahl von Betrachtungsorten nicht trunkierter Ansichten angrenzend an ein Trunkierungsgebiet sind, das wenigstens eine als trunkiert festgestellte Projektion beinhaltet und wobei ξ(k) als
berechnet ist.
Das Programm ist außerdem so ausgelegt, dass es den Computer anweist einen Schwächungsunterschied λ(k) gemäß λ(k) = τ(k) – ξ(k) zu bestimmen, einen hinzuzuaddierenden Schwächungsbetrag η(k) gemäß
zu berechnen, wobei p₁(k) und p_r(k) jeweils die Menge von über mehrere Ansichten gemittelten linken bzw. rechten Pro jektionsgrenzen Samples sind und x₁(k), x_r(k), R₁(k) und R_r(k) jeweils ein Ort und ein Radius eines linken bzw. eines rechten eingepassten Zylinders sind, zu berechnen, η(k) mit λ(k) zu vergleichen, indem ein Verhältnis
berechnet wird, wobei μ_w ein Schwächungskoeffizient des Wassers ist, ε(k) mit einem Grenzwert q zu vergleichen und η(k) und/oder λ(k) dazu zu benutzen, ein Bild zu korrigieren, wenn ε(k) nicht größer als q ist. Das Programm ist schließlich so ausgelegt, dass es den Computer anweist, wenn ε(k) größer als q ist, ein η_n(k), basierend auf Daten, die eine k₁– n Ansicht und eine k₂ + n Ansicht betreffen zu berechnen, wobei n eine ganze Zahl ist und ein Bild unter Verwendung von η_n(k) zu korrigieren.
Kurzbeschreibung der Zeichnung
1 ist eine bildliche Darstellung einer Ausführungsform eines CT-Bildgebungssystems,
2 ist ein schematisches Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten Systems,
3 veranschaulicht eine Projektionstrunkation, die lediglich in einem Teil der Projektionswinkel auftritt,
4 veranschaulicht ein rekonstruiertes Bild, bei dem keine Trunkationskorrektur vorgenommen wurde,
5 veranschaulicht ein Bild, bei dem eine Trunkationskorrektur wie bei der eingangs genannten US Application vorgenommen wurde,
6 ist ein Diagramm, in dem der Gesamtwert der gemessenen Schwächung jeder Projektion als Funktion der Projektionsansicht aufgetragen ist,
7 erläutert auf graphischem Wege einen Anpassungsprozess,
8 veranschaulicht eine Anzahl Bilder, mit einem Bild bei dem lediglich eine einzige Ansicht dazu verwendet wurde, die Größe und den Anstieg der linken trunkierten Projektionen p₁, s₁ abzuschätzen und mit einem Bild, bei dem eine einzige Ansicht dazu verwendet wurde, die Größe und den Anstieg der rechten trunkierten Projektionen p_r und s_r abzuschätzen,
9 veranschaulicht wie fehlende Projektionssamples auf der Basis der geschätzten Zylinder berechnet werden,
10 zeigt den gleichen Phantomscan, wie er in den 4, 5 dargestellt ist, jedoch mit den hier beschriebenen Verfahren und Vorrichtung korrigiert.
Beschreibung der Erfindung
Es werden hier Trunkationskompensationsverfahren und -vorrichtungen für einen erweiterten Bildausschnitt (Extended Field-of-View) bei Computertomographiesystemen geschaffen. Die Vorrichtungen und Verfahren werden unter Bezugnahme auf die Figuren veranschaulicht, in denen gleiche Bezugszeichen in allen Figuren gleiche Elemente bezeichnen. Die Figuren dienen aber lediglich zur Veranschaulichung und sind nicht begrenzend; sie sind hier angefügt, um die Erläuterung einer beispielhaften Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtungen und Verfahren zu erleichtern.
Bei einigen bekannten CT-Bildgebungssystemkonstruktionen projiziert eine Strahlungsquelle einen fächerförmigen Strahl, der so kollimiert wird, dass er in der X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems liegt, die üblicherweise als „Bildgebungsebene" bezeichnet ist. Der Strahl verläuft durch ein abzubildendes Objekt, etwa durch einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Objekt geschwächt wurde, trifft er auf ein Array von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität des an dem Detektorarray empfangenen geschwächten Strahls, hängt von der Strahlschwächung durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Arrays erzeugt ein eigenes elektrisches Signal, das einen Messwert der Strahlschwächung an dem Ort des jeweiligen Detektors darstellt. Die Schwächungsmesswerte aller Detektoren werden separat akquiriert, um ein Transmissionsprofil zu erzeugen.
Bei CT-Systemen der dritten Generation laufen die Strahlungsquelle und das Detektorarray mit einer Gantry in der Bildgebungsebene um das abzubildende Objekt in der Weise um, dass der Winkel unter dem der Strahl das Objekt durchschneidet, sich dauernd ändert. Eine Gruppe von Strahlungsschwächungsmesswerten, d.h. Projektionsdaten von dem Detektorarray bei einem Gantrywinkel wird als eine „Ansicht" („View") bezeichnet. Ein „Scan" des Objekts beinhaltet einen Satz Ansichten, die bei verschiedenen Gantrywinkeln oder Betrachtungswinkeln während eines Umlaufs der Strahlungsquelle und des Detektors gewonnen wurden.
Bei einem Axialscan werden die Projektionsdaten zur Rekonstruktion eines Bildes verarbeitet, das einer durch das Objekt geführten zweidimensionalen Schicht („Slice") entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz Projektionsdaten wird in der Fachsprache als gefilterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Diese Verfahren setzt die Schwächungsmesswerte eines Scans in „CT-Werte" oder „Hounsfieldeinheiten" bezeichnete ganze Zahlen um, die zur Steuerung der Helligkeit eines jeweils entsprechenden Pixels auf einer Displayvorrichtung verwendet werden.
Um die in gesamte Scanzeit zu verkürzen, kann ein „Spiralscan" ausgeführt werden. Um einen „Spiralscan" auszuführen, wird der Patient bewegt, während die Daten für die vorbestimmte Zahl von Schichten akquiriert werden. Ein solches System erzeugt eine einzige Spirale aus einem Spiralscan mit einem Fächerstrahl. Die von dem Fächerstrahl dargestellte Helix liefert Projektionsdaten, aus denen Bilder in jeder vorgeschriebenen Schicht, rekonstruiert werden können.
Bei der vorliegenden Erläuterung ist ein Element oder Schritt, das bzw. der mit dem vorgestellten Wort „ein" oder „einer" angeführt ist, so zu verstehen, dass dadurch nicht die Mehrzahl derartiger Elemente oder Schritte ausgeschlossen ist, es sei denn, dass eine solche Ausschließung ausdrücklich angegeben ist. Außerdem ist eine Bezugnahme auf „eine Ausführungsform" der vorliegenden Erfindung nicht so zu verstehen, dass sie das Vorhandensein weiterer Ausführungsformen ausschließt, die die angeführten Merkmale ebenfalls enthalten.
Schließlich soll der Ausdruck „Rekonstruktion eines Bildes" nicht Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ausschließen, bei denen zwar ein Bild wiedergebende Daten, nicht aber ein betrachtbares Bild erzeugt werden. Deshalb bezieht sich der Ausdruck „Bild", so wie er hier verwendet wird, sowohl auf betrachtbare Bilder, als auch auf Daten, die ein betrachtbares Bild wiedergeben. Viele Ausführungsformen erzeugen aber wenigstens ein betrachtbares Bild (oder sind dazu ausgelegt, ein solches zu erzeugen).
1 ist eine bildliche Veranschaulichung eines CT-Bildgebungssystems 10. 2 ist ein schematisches Blockdiagramm des in 1 veranschaulichten Systems 10. Bei der beispielhaften Ausführungsform ist ein bildgebendes Computertomographie(CT)System veranschaulicht, das eine Gantry 12 enthält, die für ein CT-Bildgebungssystem der „dritten Generation" kennzeichnend ist. Die Gantry 12 trägt eine Strahlungsquelle 14, die einen Röntgenkegelstrahl 16 auf ein Detektorarray 18 auf der gegenüberliegenden Seite der Gantry 12 projiziert.
Das Detektorarray 18 besteht aus einer Anzahl (nicht dargestellter) Detektorreihen, welche eine Anzahl Detektorelemente 20 enthalten, die gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, welche durch ein Objekt, wie etwa einen medizinischen Patienten 22, durchgehen. Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Strahls und damit die Schwächung des Strahls beim Durchgang durch das Objekt oder den Patienten 22 wiedergibt. Ein Bildgebungssystem 10 mit einem Multislice(Mehrschicht)Detektor 18 kann eine Anzahl Bilder liefern, die für ein Volumen des Objekts 22 kennzeichnend sind. Jedes Bild der Vielzahl von Bildern entspricht einer eigenen „Schicht" („Slice") des Volumens. Die „Dicke" oder Apertur der Schicht hängt von der Dicke der Detektorreihen ab.
Während eines Scans zum Akquirieren von Strahlungsprojektionsdaten laufen die Gantry 12 und die auf dieser angeordneten Komponenten um einen Mittelpunkt 24 der Drehbewegung um. 2 veranschaulicht lediglich eine einzige Reihe von Detektorelementen 20 (d.h. eine Detektorreihe). Das Mehrschichtdetektorarray 18 beinhaltet aber eine Anzahl paralleler Detektorreihen oder Detektorelemente 20, so dass einer Anzahl quasi paralleler oder paralleler Schichten (slices) entsprechender Projektionsdaten während eines Scans gleichzeitig akquiriert werden können.
Die Umlaufbewegung der Gantry 12 und der Betrieb der Strahlungsquelle 14 sind durch einen Steuermechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Der Steuermechanismus 26 weist eine Strahlungssteuereinrichtung 28, die der Strahlungsquelle 14 Energie und Taktsignale zuführt, und eine Gantrymotorsteuereinrichtung 30 auf, die die Umlaufbewegung und die jeweilige Stellung der Gantry 12 steuert. Ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 in dem Steuermechanismus 26 samplet Analogdaten von den Detektorelementen 20 und konvertiert die Daten in Digitalsignale für die nachfolgende Verarbeitung. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt die gesampleten und digitalisierten Strahlungsdaten von dem DAS 32 und führt eine Hochgeschwindigkeitsbildrekonstruktion aus. Das rekonstruierte Bild wird als Eingangsgröße einem Computer 36 zugeführt, der das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt außerdem Befehle und Scanparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Ein zugeordneter Kathodenstrahlbild schirm 42 erlaubt es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu betrachten. Die von dem Bediener zugeführten Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 dazu verwendet, Steuersignale und Informationen für das DAS 32, die Strahlungssteuereinrichtung 28 un die Gantrymotorsteuereinrichtung 30 zu erzeugen. Außerdem steuert der Computer 36 eine Liegenmotorsteuereinrichtung 44 an, die eine motorbetätigte Liege 46 zur zweckentsprechenden Positionierung des Patienten 22 in der Gantry 12 steuert. Insbesondere bewegt die Liege 46 Teile des Patienten 22 durch das Gantrytunnel 48.
Bei einer Ausführungsform beinhaltet der Computer 36 eine Vorrichtung 50, beispielsweise ein Floppydisk-Laufwerk oder ein CD-ROM-Laufwerk, um Instruktionen und/oder Daten von einem computerlesbaren Medium 52 etwa einem Floppydisk oder CD-ROM abzulesen. Bei einer anderen Ausführungsform führt der Computer 36 Instruktionen aus, die in (nicht dargestellter) Firmware gespeichert sind. Allgemein gesehen ist ein Prozessor in wenigstens dem DAS 32 und/oder der Rekonstruktionseinrichtung 34 und/oder dem in 2 dargestellten Computer 36 so programmiert, dass er die unten beschriebenen Prozesse durchführt. Das Verfahren ist naturgemäß nicht auf die Ausführung in dem CT-System 10 beschränkt sondern es kann vielmehr im Zusammenhang mit vielen anderen Arten und Abwandlungen von Bildgebungssystemen benutzt werden. Bei einer Ausführungsform ist der Computer 36 so programmiert, dass er die hier beschriebenen Funktionen ausführt aber der Ausdruck Computer, so wie er hier verwendet wird, ist nicht auf integrierte Schaltkreise beschränkt, die in der Fachwelt gemeinhin als Computer bezeichnet werden sondern betrifft ganz allgemein Computer, Prozessoren, Mikrocontroller, Mikrocomputer, programmier bare logische Steuereinrichtung (logic controllers), anwendungsspezifische integrierte Schaltungen und andere programmierbare Schaltungen. Wenngleich die hier beschriebenen Verfahren in einem medizinischen Zusammenhang beschrieben sind, so können die Vorteile der Erfindung auch bei nicht medizinischen Bildgebungssystemen in Anspruch genommen werden, wie bei Systemen, die typischerweise in einem industriellen Zusammenhang oder im Zusammenhang mit Transportaufgaben eingesetzt werden, wie etwa, um ein nicht beschränkendes Beispiel zu nennen, bei einem CT-System zum Gepäckscannen in einem Flughafen oder einem anderen Transportzentrum.
Es wurden schon bekannte Verfahren veröffentlicht, die die Verringerung von Artefakten betreffen, aber nicht die Abbildung eines Teils des Patienten 22 ansprechen, der außerhalb eines Bildausschnitts (field of view = FOV) liegt. Es aber zweckmäßig, den Teil des Patienten abzubilden, der über das FOV hinausragt. Dies ist auf vielen Gebieten von Vorteil, einschließlich der Onkologie, der Spinangiographie, bei Fused Imaging Systems und bei Einfach-CT-Scannern (Economy CT Scanners). Die gebräuchliche Hardware von wenigstens einem bekannten Mehrschicht-CT-Scanner beschränkt den Rekonstruktionsbildausschnitt (FOV) auf etwa 50 cm. Wenngleich dies für die meisten klinischen Anwendungen ausreicht, geht der Wunsch doch dahin, das FOV so auszudehnen, dass außerhalb dieses FOV liegende Objekte abgebildet werden. Dies kann besondere Vorteile bei Anwendungen wie etwa der Onkologie und/oder CT/PET haben. Bei Onkologieanwendungen ist ein größeres FOV erwünscht. Dies rührt insbesondere daher, dass bei der Planung der Strahlungsbehandlung die Glieder des Patienten zur besseren Tumorpositionierung außerhalb des Scan-FOVs angeordnet werden. Die bekannten CT- Rekonstruktionsalgorithmen ignorieren die trunkierten (weg geschnittenen) Projektionen und erzeugen Bilder mit schweren Artefakten. Diese Artefakte können eine genaue Bestimmung des Schwächungsweges bei der Behandlungsplanung beeinträchtigen. Hier wird ein algorithmischer Weg beschrieben, um das Rekonstruktions-FOV über das durch die Detektorhardware beschränkte FOV hinaus zu vergrößern. Dieser Korrekturalgorithmus kann auf verschiedene Rekonstruktionsalgorithmen angewandt werden einschließlich – aber ohne darauf beschränkt zu sein – vollständige Scans, Halb/Segmentscans, Spiralscans und kardiologische sektorbasierte Algorithmen. Außerdem ist das System 10 so ausgelegt, dass es die hier beschriebenen Algorithmen anwenden kann.
3 veranschaulicht eine Projektionstrunkation, die lediglich bei einem Teil der Projektionswinkel auftritt. Unter gewissen Scanbedingungen ragen Teile des Patienten 22 über das von dem Detektor 18 ausgemessene Gebiet hinaus, was zu Bildartefakten und einer unvollständigen Darstellung des abgebildeten Objekts führen kann. Die Röntgenröhre und der Detektor 18 sind auf einem Rahmen starr zusammengehalten, der um den Patienten 22 umläuft. Während des Umlaufs werden kontinuierlich Messungen mit einem „vollständig gesampleten Bildausschnitt" („fully sampled field of view") 60 durchgeführt. Die Schwächung von Röntgenstrahlen, die außerhalb des vollständig gesampleten Bildausschnitts 60 liegende Bereiche des Objekts 22 durchdringen, wird bei einem begrenzten Bereich von Umlaufwinkeln gemessen und dieses Gebiet wird als das Gebiet des „teilweise gesampleten Bildausschnitts" („partially sampled field of view") bezeichnet. Mit anderen Worten, Teile, die in dem vollständig abgetasteten Bildausschnitts 60 sich befinden, liegen in dem Fächer 16, so dass Messungen bei allen Gantrywinkeln vorgenommen werden können, und die in gesammelten Daten sind deshalb als Daten des vollständig abgetasteten Bildausschnitts definiert. Einige Teile aber liegen bei bestimmten Winkeln in dem Fächer 16 und bei anderen Winkeln außerhalb des Fächers 16 und die diese Bereiche betreffenden gesammelten Daten werden als Daten des teilweise gesampleten (abgetasteten) Bildausschnitts definiert. Bei diesem Beispiel ist die in der 3-Uhr-Stellung aufgenommene Projektion trunkationsfrei während die bei 12 Uhr aufgenommene Projektion schwer trunkiert ist. Deshalb kann die Abschätzung des Betrags der Trunkation bei den trunkierten Ansichten (z.B. bei den Stellungen um 12 Uhr herum bei dem Beispiel nach 3) auf die nicht trunkierten Projektionen (d.h. beispielsweise die Positionen um 3 Uhr herum in 3) gestützt werden. Ein frühzeitiger Schritt bei dem Korrekturverfahren besteht darin, dass an den vorverarbeiteten Projektionen eine Softwarefächerstrahl- in Parallelstrahlumsetzung erfolgt. Bei einer Ausführungsform ist dieser frühzeitige Schritt der erste Schritt. Dieser Vorgang ist an sich bekannt und bedarf keiner speziellen Datenerfassung. Sobald diese Umsetzung abgeschlossen ist werden die Projektionen über alle Detektorkanäle integriert, um eine Gesamtschwächungskurve zu erhalten, wie dies im Weiteren im einzelnen noch beschrieben wird.
4 veranschaulicht ein rekonstruiertes Bild 80, bei dem keine Trunkierungskorrektur vorgenommen wurde. Wie leicht zu ersehen, enthält das Bild 80 Trunkierungsartefakte 82.
Die eingangs genannte US-Patentanmeldung beschreibt einen Algorithmus, der eine Trunkierungskompensation unter den meisten Bedingungen erlaubt. Unter gewissen Bedingungen ergibt aber der in der US-Patentanmeldung beschriebene Algorithmus keine optimalen Ergebnisse. 5 veranschaulicht ein Bild 84 mit einer Trunkierungskorrektur, wie sie in der US-Anmeldung beschrieben ist. Wenngleich das Bild 84 bereits eine wesentliche Verbesserung gegenüber dem Bild 80 zeigt, so weist das Bild 84 doch eine Verzerrung in einem korrigierten Bereich 86 (wiederhergestellter Arm) auf. Bei diesem Beispiel wurde ein Brustphantom so angeordnet, dass ein äußerster Bereich 29 cm von dem Isozentrum (am Rand eines 58 cm FOV) liegt. Wenngleich die vorgehende Korrektur die Artefakte in dem 50 cm-FOV entfernt, sind die Gestalt und die Intensität des wiederhergestellten Arms 86 irgendwie verzerrt.
Es wird angenommen, dass die Verzerrung hauptsächlich von einer Ungenauigkeit bei der Bestimmung der fehlenden Schwächung herrührt. Zur Veranschaulichung ist in 6 der gesamte Betrag der gemessenen Schwächung 90 jeder Projektion als Funktion der jeweiligen Projektionsansicht aufgetragen. Der Klarheit wegen ist die Kurve in einem vergrößerten Maßstab dargestellt. Eine Anzahl von Einsattelungen 92 in der gemessenen Schwächung 90 entspricht trunkierten Ansichten. Aus dem Diagramm geht klar hervor, dass die Summierung der gemessenen Projektionsmesswerte bei jeder Projektion über die Projektionswinkel einer Anzahl nicht trunkierter Projektionen (Bereiche gemessener Schwächung 90, die näherungsweise eben sind) nicht konstant ist. Dies rührt von einer nicht idealen Kalibrierung und dem Fächer – Parallelumsetzprozess her. Wenngleich die Veränderung klein (weniger als 2%) ist, so kann sie doch einen wesentlichen Teil der Gesamtzahl der trunkierten Projektionssamples ausmachen. Mit anderen Worten ist der Varia tionsprozentsatz, verglichen mit der geschätzten fehlenden Projektion, wesentlich größer. Deshalb führt die Verwendung zusätzlicher Information, die über die bei der in der eingangs erwähnten US-Anmeldung verwendete hinausgeht, zur Trunkierungsabschätzung zu einer geringeren oder zu keiner Verzerrung.
Bei mehreren Phantomexperimenten hat sich herausgestellt, dass die Größe und der Anstieg an der Projektionsbegrenzung allein häufig unzureichend sind, die Größe und den Ort eines in die Projektion einzupassenden zylindrischen Objekts abzuschätzen, weil der Anstieg des oder der Grenzsample(s) durch eine innere Struktur des gescannten Objekts beeinflusst ist bzw. sind. Wenn beispeilsweise zufällig eine Lufttasche tangential zu einem Grenzsample einer trunkierten Projektion angeordnet ist, kann sich in den extrapolierten Projektionssamples eine signifikante Diskontinuität (im Projektionswinkel) ergeben. Dies kann zu Schatten- und Streifenartefakten führen.
Eine weitere Komplikation tritt dann auf, wenn die Projektionssample (wegen beschränkter Röntgenphotonenstatistiken) rauschbehaftet sind. Unter dieser Bedingung werden sowohl die Größe als auch der Anstieg der Projektionsgrenze unzuverlässig. Hochfrequente Veränderungen (von Ansicht zu Ansicht) können zu schweren Streifen und stark verzerrten Objektgestalten führen. Klinisch kann dies dann eintreten, wenn ein großer Patient gescannt wird oder wenn ein Akquisitionsprotokoll mit geringem Fluss verwendet wird. Die hier beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen überwinden die beschriebenen Schwierigkeiten zumindest teilweise.
Mehr im einzelnen werden Projektionen entweder als trunkiert oder nicht trunkiert (d.h. untrunkiert) bezeichnet. Um eine Projektion als trunkiert zu bezeichnen (d.h. zu bestimmen) wird eine Bedingung auferlegt, dass zusätzlich zu den in der eingangs genannten US-Patentanmeldung auferlegten Bedingungen Samples auf beiden Seiten der Projektionsgrenze (gemittelt über einige Kanäle) kleiner als ein vorbestimmter Grenzwert sein müssen. Der Mittelwert einer Anzahl Samples muss ein Mittelwert einer Anzahl Randsamples sein. D.h. wenn die Projektion N Samples fortlaufend von 0 bis N-1 beinhaltet, werden der Mittelwert der linken m Projektionssamples von 0 bis m-1 und der Mittelwert der rechten m Samples von N-m bis N-1 verwendet. Zusätzlich zu dem vorgenannten Test wird weiterhin der Test nach der eingangs genannten US-Patentanmeldung verwendet. D.h. die Summe aller N Samples wird für alle Ansichten berechnet. Es wird der Maximalwert über alle Projektionsansichten berechnet und wenn die Summe einer speziellen Ansicht kleiner ist als ein vorbestimmter Prozentsatz des Maximalwerts, wird diese Ansicht als trunkiert bezeichnet. Der Grenzwert ist von 0 verschieden, um nicht idealen Kalibrierungen Rechnung zu tragen. Mathematisch wird eine Projektion dann als trunkiert bezeichnet, wenn die folgende Bedingung besteht:
darin ist N die Zahl der Detektorkanäle, k der Projektionsansichtsindex, m die Zahl der Samples und t der Betrag des Grenzwerts. Bei einer beispielhaften Ausführungsform hat sich t gleich etwa 0,42 empirisch als sehr zweckentspre chend erwiesen. Bei anderen Ausführungsformen liegt t zwischen etwa 0,25 und 0,58, liegt t zwischen etwa 0,33 und 0,5 und/oder t liegt zwischen etwa 0,375 und 0,46.
Unter Verwendung des oben beschriebenen Bestimmungsverfahrens sind die nicht trunkierten Ansichten, wie mit Doppelpfeilen in 6 dargestellt, identifiziert. Um das Maß der fehlenden Projektionen abzuschätzen, werden die Gesamtschwächungen der benachbarten, nicht trunkierten Projektionen für die Abschätzung benutzt. Im einzelnen wird die Gesamtschwächung der trunkierten Ansicht dadurch erhalten, dass die beiden nicht trunkierten Projektionen auf beiden Seiten des Gebietes der trunkierten Ansicht linear interpoliert werden. Bei dem in 6 veranschaulichten Beispiel liegt der erste Satz trunkierter Ansichten zwischen der Projektionsansichtszahl 290 (106° als Projektionswinkel ausgedrückt) und 445 (163° als Projektionswinkel ausgedrückt). Die für Ansicht Nummer 289 und Ansicht Nummer 446 erhaltene Gesamtschwächung wird dazu verwendet, die Gesamtschwächung der trunkierten Ansichten zu schätzen. Die Schätzung erfolgt durch eine lineare Interpolierung der beiden nicht trunkierten Samples, wie dies in 6 durch gestrichelte Linien angedeutet ist. Mathematisch ist die geschätzte Gesamtschwächung τ(k) dann
wobei k₁ und k₂ die Orte der Ansichten der nicht trunkierten Ansichten, angrenzend an das Trunkierungsgebiet sind. ξ(k) ist die Gesamtschwächung, die durch Summierung der Projektionsmessung für die Ansicht k erhalten wurde. Mathematisch ist dies durch die folgende Gleichung beschrieben:
Um die Robustheit des Algorithmus zu verbessern, kann der Mittelwert mehrerer Projektionsansichten für die untrunkierten Projektionen verwendet werden. Z.B. könnte die mittlere Gesamtschwächung der Ansichten 285 bis 289 an Stelle der Ansichten 289 allein verwendet werden und k₁ bezieht sich dann auf die Mittelwerte für die Ansichten 285 bis 289. Bei einer beispielhaften Ausführungsform wird der Mittelwert über fünf Ansichten genommen, bei anderen Ausführungsformen wird aber der Mittelwert über eine von fünf verschiedene Anzahl von Ansichten (z.B. drei bis sieben Ansichten und zwei bis acht Ansichten) genommen. Außerdem kann sich k₂ auf eine einzige Ansicht oder auf einen von k₁ unabhängigen Mittelwert von mehreren Ansichten beziehen. Z.B. und unter Bezugnahme auf das in 6 veranschaulichte Beispiel sei angenommen, dass k₁ sich auf die Mittelwerte der Ansichten 285 bis 289 bezieht, wobei dann in einer Ausführungsform k₂ sich auf die Mittelwerte der Ansichten 446 bis 450 und bei einer anderen Ausführungsform k₂ sich auf 446 bezieht. Zusätzlich ist k₁ unabhängig von k₂ und k₁ kann sich unabhängig von k₂ auf eine einzige Ansicht oder auf mehrere Ansichten beziehen.
Wird eine zusätzliche Projektionsmenge benötigt, um die Trunkierung auszugleichen, so ist λ(k) die Differenz zwischen der geschätzten Gesamtschwächung und der gemessenen Gesamtschwächung λ(k) = τ(k) – ξ(k) (4)
Als nächstes werden die Größe und der Ort eines Wasserzylinderobjekts, das an den Grenzen jeder trunkierten Projektion eingepasst werden kann, so bestimmt, dass sie einer geschätzten Projektion entsprechen. Der Ort und der Radius des eingepassten Zylinders werden auf der Basis der Größe und des Anstiegs der über m Projektionsansichten gemittelten Samples der trunkierten Projektionsbegrenzung berechnet
darin sind p₁, s₁, p_r und s_r die Größe und der Anstieg der über mehrere Ansichten gemittelten Sample auf der linken bzw. der rechten Projektionsgrenze und x₁, x_r, R₁ und R_r der Ort und der Radius des linken bzw. rechten eingepassten Zylinders und μ_w der Schwächungskoeffizient von Wasser. Der Einpassvorgang ist graphisch in 7 erläutert.
Es wurde bereits darauf hingewiesen, dass unter den Bedingungen einer Röntgenphotonenverarmung der Parameterabschätzprozess unzuverlässig werden kann, weil die geschätzten Parameter von Ansicht zu Ansicht wesentlich fluktuieren. 8 veranschaulicht eine Anzahl Bilder 100 einschließlich eines Bildes 102 bei dem lediglich eine einzige Ansicht verwendet wurde, um die Größe und den Anstieg der linken trunkierten Projektionen p₁, s₁ abzuschätzen, wie auch eine einzige Ansicht dazu benutzt wurde, die Größe und den Anstieg der rechten trunkierten Projektionen p_r, s_r zu schätzen. Das Bild 102 zeigt deutlich Streifenartefakte, die von einer Parameterfluktuation herrühren. Um diesem möglichen Nachteil abzuhelfen, wird bei einer Ausführungsform die Verwendung von über mehrere Ansichten gemittelten Projektionssamples dazu benutzt, die Größe und den Anstieg der trunkierten Projektionen p₁, s₁, p_r und s_r zu bestimmen. Bei einer beispielhaften Ausführungsform werden für die Abschätzung des Anstiegs und der Größe Projektionsdaten von sieben Ansichten benutzt. Die mehreren Bilder 100 beinhalten auch ein gemitteltes Bild 104, bei dem sieben Ansichten zur Abschätzung des Anstiegs und der Größe verwendet wurden. Bei einer anderen Ausführungsform werden zwischen fünf und neun Ansichten inklusiv zur Schätzung des Anstiegs und der Größe verwendet. Die Mittelwerte werden dann bei Radius- und Ortsbestimmung der eingepassten Zylinder benutzt. Basierend auf den eingepassten Zylindern wird der Gesamtbetrag der Schwächung der zugefügten Zylinder für die Projektion k, η(k) (der Teil des Zylinders der sich über die ursprüngliche Projektion hinaus erstreckt) auf der Grundlage der folgenden Formel sodann berechnet
Bei einer Ausführungsform wird dieser Wert mit dem geschätzten Wert der zusätzlichen Schwächung λ(k), wie er in Gleichung (4) beschrieben ist, verglichen. Idealerweise sollten beide Werte gleich sein. Tatsächlich treten aber immer einige Unterschiede zwischen den beiden Werten auf, weil der fehlende Teil des Objekts kaum ein perfekter Zylinder ist. Deshalb wird das Verhältnis ε(k) der beiden Werte berechnet
Wenn der Wert ε(k) sich wesentlich von 1 unterscheidet, ist dies ein möglicher Hinweis auf ein Problem mit den Parametern des eingepassten Zylinders. Das kann, wie vorher erwähnt, durch eine unregelmäßige Gestalt des gescannten Objekts hervorgerufen sein. Wenn deshalb ε(k) > q ist kann es angezeigt sein, die geschätzten Parameter nicht zur Projektionskompensation zu verwendet. q ist ein vorbestimmter Grenzwert und ist bei einer beispielhaften Ausführungsform gleich 2 festgesetzt. Bei einer anderen beispielhaften Ausführungsform liegt q zwischen 1,5 und 2,5. Bei einer weiteren Ausführungsform liegt q zwischen 1,75 und 2,25 und in einer noch anderen beispielhaften Ausführungsform liegt q zwischen 1,9 und 2,1.
Bei den Projektionen, bei denen ε(k) > q können ggf. interpolierte Werte der Zylinderparameter von zwei Projektionen mit guter Parameteranpassung verwendet werden (d.h. ε(k) ≤ q). D.h. wenn die ε(k)-Werte für die Ansichten k₁ bis k₂ den Grenzwert überschreiten, können ggf. die angepassten Zylinderparameter der Ansichten k₁ – n und k₂ + n zur Schätzung der Zylinderparameter dieser Ansichten verwendet werden, wobei n ein Parameter ist und n = 1 die ersten „gut eingepassten" Ansichten anzeigt. Bei einer beispielhaften Ausführungsform wurde n = 5 gewählt und es hat sich gezeigt, dass eine lineare Interpolation ausreicht. D.h. x₁(k), x_r(k), R₁(k) und R_r(k) werden, basierend auf x₁(k1 – n), x₁(k2 + n), x_r(k1 – n), x_r(k2 + n), R₁(k1 – n), R₁(k2 + n), R_r(k1 – n) und R_r(k2 + n) linear interpoliert und η_n(k) wird unter Verwendung der interpolierten Werte gemäß der Gleichung (7) berechnet. Außerdem wird das Verhältnis ε(k) ebenfalls aus dem gleichen Satz Ansichten linear interpoliert. Naturgemäß können auch andere Interpolationsverfahren, wie Interpolationen höherer Ordnung verwendet werden. Außerdem kann eine zusätzliche Tiefpassfilterung längs der Ansicht k auf die geschätzten Parameter angewandt werden, um die Kontinuität der Parameter weiter zu verbessern. Bei anderen Ausführungsformen liegt n zwischen 2 und 8 und/oder n liegt zwischen 3 und 7.
Die fehlenden Projektionssamples werden schließlich auf der Basis der geschätzten Zylinder berechnet. 9 veranschaulicht diesen Vorgang graphisch. Da es unwahrscheinlich ist, dass die Gesamtschwächung dieser Zylinder der unter Verwendung der Konsistenzbedingung (Gleichung 4) geschätzten gesamten fehlenden Schwächung entspricht, kann eine zusätzliche Anpassung vorgenommen werden. So ist z.B. die X-Achse (Detektorkanalindex i) in einem Maßstabsverhältnis skaliert, dass die ursprünglich geschätzte Projektion (in 9 mit gestrichelter Linie dargestellt) weiter ausgedehnt (durch eine durchgehende dicke Linie in 9 dargestellt) oder nach x komprimiert ist. Dies kann dadurch zustande gebracht werden, dass der Indexabstand des Detektorkanals i verändert oder die ursprünglich berechneten Projektionen interpoliert werden.
Mit den hier beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen werden die Wirkung und die Robustheit der in der eingangs genannten US-Patentanmeldung beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen wesentlich verbessert. 10 zeigt den gleichen Phantomscan wie er in den 4, 5 dargestellt ist, jedoch mit den hier beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen korrigiert. Die Verbesserung hinsichtlich der Gestalt- und der Dichtegenauigkeit eines Objekts 106 außerhalb des FOV liegt auf der Hand, was ein technischer Effekt oder ein Beitrag der beschriebenen Erfindung ist. Selbstverständlich gibt es noch weitere technische Effekte.
Wenngleich das vorbeschriebene System und die beschriebenen Verfahren lediglich die Beibehaltung der Gesamtschwächung, die Größe und den Anstieg der Grenzsamples verwenden, um die fehlende Projektionsverteilung zu schätzen, kann für die Schätzung auch eine zusätzliche Information verwendet werden. So könnte z.B. die Helgason-Ludwig-Bedingung (HL-Bedingung) der Tomographie zur weiteren Verfeinerung der oben genannten Techniken benutzt werden. Außerdem können verschiedene Grenzwerte eingerichtet werden, um sicher zu stellen, dass der Algorithmus auch unter fehlerhaften Messbedingungen einwandfrei funktioniert. Beispielsweise könnte die obere und die untere Begrenzung des in 9 veranschaulichten Dehnverhältnisses so eingestellt werden, dass der Zustand einer von unzuverlässiger Messung herrührenden erhöhten Fehlerhäufigkeit verhütet ist. Außerdem kann die Anstiegsberechnung von s_l und s_r so eingerichtet werden, dass sie in einen vernünftigen Bereich fällt. Wenn bekannt ist, dass die charakteristischen Eigenschaften des Materials des gescannten Objekts sich wesentlich von Wasser unterscheiden, können auch die Schwächungskoeffizienten des bekannten Materials (anstelle von Wasser) zur Durchführung der in den Gleichungen (3), (4) angegebenen Größen und Ortsberechnungen verwendet werden.
Da die interpolierten Daten nicht die gleiche Bildqualität haben können wie Daten in dem vollständig gesampleten FOV, kann es zweckmäßig sein, das Bild dort zu markieren, wo das FOV beginnt extrapoliert zu werden. Bei einer Ausführungsform ist in einem rekonstruierten Bild eine Strukturierung zwischen Bereichen, die die Daten des vollständig gesampelten Bildausschnitts wiedergeben und solchen, die Daten des nur teilweise gesampelten Bildausschnitts angeben vorgesehen. Dies kann mit einem Farbcode oder einer Verschiebung des CT-Wertes geschehen. Da die Markierung einen Einfluss auf die Möglichkeit der Betrachtung der Bilddaten haben kann, ist ein einfacher Weg vorgesehen, die Markierung ein- oder auszuschalten. Ein Benutzer des Systems 10 kann deshalb die Markierung in einfacher Weise ein- oder ausschalten.
Ein Verfahren beinhaltet die Berechnung einer Summe aller Samples bei jeder Projektionsansicht eines Scans eines Objekts, das Bestimmen eines Maximalwertes der berechneten Summen, das Mitteln einer Anzahl von Samples m bei einem Projektionsansichtsindex k wenn die Summe aller Samples beim Index k kleiner ist als ein vorbestimmter Prozentsatz des Maximalwerts, Vergleichen des Mittelwerts mit einem Grenzwert t, Festlegen, dass die Projektion trunkiert ist, wenn der Mittelwert größer als t ist und Festlegen, dass die Projektion nicht trunkiert ist, wenn der Mittelwert nicht größer als t ist.
Wenngleich die Erfindung anhand von verschiedenen speziellen Ausführungsformen beschrieben wurde, so versteht sich für den Fachmann doch, dass die Erfindung im Schutzbereich der Patentansprüche einer Reihe von Abwandlungen fähig ist.

10: CT-Bildgebungssystem
12: Gantry
14: Strahlungsquelle
16: Strahl
18: Detektor-Array
20: mehrere Detektorelemente
22: Objekte
24: Mittelpunkt der Drehbewegung
26: Steuermechanismus
28: Strahlungs-Steuereinrichtung
30: Gantrymotorsteuereinrichtung
32: Datenakquisitionssystem (DAS)
34: Bildrekonstruktionseinrichtung
36: Computer
38: Speichervorrichtung
40: Konsole
42: Display
44: Liegenmotorsteuereinrichtung
46: motorbetätigte Liege
48: Gantry-Tunnel
50: Vorrichtung
52: computerlesbares Medium
60: vollständig gesampleter Bildausschnitt
80: rekonstruiertes Bild
82: Trunkierungsartefakte
84: Bild
86: korrigierter Bereich
90: Gesamtbetrag der gemessenen Schwächung
92: mehrere Einsattelungen
100: mehrere Bilder
102: Bild
104: gemitteltes Bild
106: Objekt

Claims

Bildgebende Vorrichtung (10) die aufweist: eine Strahlungsquelle (14); einen strahlungsempfindlichen Detektor (18) der so angeordnet ist, dass er von der Quelle ausgesandte Strahlung empfängt; und einen Computer (36) der mit der Strahlungsquelle und dem Detektor funktionsmäßig gekoppelt ist, wobei der Computer so ausgelegt ist, dass er: eine Summe aller Samples bei jeder Projektionsansicht eines Scans eines Objektes (22) berechnet; einen Maximalwert der berechneten Summen bestimmt; eine Anzahl m Samples bei einem Projektionsansichtsindex k mittelt, wenn die Summe aller Samples bei dem Index k kleiner ist als ein vorbestimmter Prozentsatz des Maximalwerts; den Mittelwert mit einem Grenzwert t vergleicht; festlegt, dass die Projektion trunkiert ist, wenn der Mittelwert größer t ist; und festlegt, dass die Projektion nicht trunkiert ist, wenn der Mittelwert nicht größer als t ist.
Vorrichtung (10) gemäß Anspruch 1, bei der der Computer (36) außerdem so ausgelegt ist, dass er den Mittelwert mit einem Grenzwert t vergleicht, wobei t zwischen etwa 0,25 und etwa 0,58 liegt.
Vorrichtung (10) gemäß Anspruch 1, bei der der Computer (36) außerdem dazu eingerichtet ist, eine in Gesamtschwächung τ(k) zu schätzen gemäß:
wobei k₁ und k₂ Ansichtsorte von untrunkierten Ansichten angrenzend an ein Trunkierungsgebiet sind, das wenigstens eine als trunkiert bestimmte Projektion beinhaltet und ξ(k) berechnet ist zu
Vorrichtung (10) gemäß Anspruch 1, bei der der Computer (36) außerdem dazu eingerichtet ist, eine Gesamtschwächung τ(k) zu schätzen gemäß:
wobei k₁ und k₂ Mittelwerte von mehreren Ansichtsorten untrunkierter Ansichten angrenzend an ein Trunkierungsgebiet sind, das wenigstens eine als trunkiert festgestellte Projektion beinhaltet und ξ(k) berechnet ist als
Vorrichtung (10) nach Anspruch 4, bei der der Computer (36) außerdem dazu eingerichtet ist: einen Schwächungsunterschied λ(k) gemäß λ(k) = τ(k) – ξ(k) zu bestimmen; einen Wert der η(k) zuzufügenden Schwächung zu berechnen gemäß
wobei p_l(k) und p_r(k) jeweils die Größe der über mehrfache Ansichten gemittelten Samples auf der linken bzw. der rechten Projektionsgrenze sind und x_l(k), x_r(k) R_l(k) und R_r(k) jeweils ein Ort und ein Radius eines links bzw. rechts eingepassten Zylinders sind; η(k) mit λ(k) zu vergleichen indem ein Verhältnis
berechnet wird, wobei μ_w der Schwächungskoeffizient von Wasser ist; ε(k) mit einem Grenzwert q zu vergleichen; η(k) und/oder λ(k) zur Korrektur eines Bildes zu verwenden, wenn ε(k) nicht größer als q ist und wenn ε(k) größer als q ist: η_n(k) auf der Grundlage von Daten zu berechnen, die sich auf eine k₁– n Ansicht und eine k₂ + n Ansicht beziehen, wobei n eine ganze Zahl ist und ein Bild unter Verwendung von η_n(k) zu korrigieren.