DE102007039573A1

DE102007039573A1 - Verfahren zur analytischen Rekonstruktion für eine Mehrfachquellen-Inversgeometrie-CT

Info

Publication number: DE102007039573A1
Application number: DE102007039573A
Authority: DE
Inventors: Zhye Yin; Jed Douglas Pack; Bruno Kristiaan Bernard De Man; Norbert J. Los Altos Pelc
Original assignee: General Electric Co; Leland Stanford Junior University
Current assignee: General Electric Co; Leland Stanford Junior University
Priority date: 2006-08-28
Filing date: 2007-08-22
Publication date: 2008-03-06
Also published as: JP5553959B2; US20080049891A1; JP2008055158A; US7778386B2

Abstract

Es sind Ausführungsformen von Verfahren (1100, 1200, 1500, 1600, 1700, 1800, 1900, 2000, 2100) zur Rekonstruktion von Röntgenprojektionsdaten (z. B. eines oder mehrerer Sinogramme) beschrieben, die unter Verwendung eines Mehrquellen-Inversgeometrie-Ciriert werden. Eine Ausführungsform eines ersten Verfahrens verarbeitet ein IGCT-Sinogramm durch Rebinning zuerst in "z" und anschließendin "x-y", wobei während des "x-y"-Rebinning ein Feathering angewandt wird. Dies erzeugt ein Äquivalent zu einem multiaxialen Sinogramm der dritten Generation, das unter Verwendung einer parallelen Ableitung und/oder Hilbert-Transformation weiter verarbeitet werden kann. Es kann auch eine TOM-Fenstertechnik (mit Feathering) sowie eine kombinierte Rückprojektionstechnik angewandt werden, um ein rekonstruiertes Volumen zu erzeugen. Eine Ausführungsform eines zweiten Verfahrens verarbeitet ein IGCT-Sinogramm unter Verwendung einer parallelen Ableitung und/oder Redundanzgewichtung. Das zweite Verfahren kann ferner eine Signum-Gewichtung, eine TOM-Fensterung (mit Feathering), eine Rückprojektion und eine Hilbert-Transformationsumkehr verwenden, um ein anderes rekonstruiertes Volumen zu erzeugen.

Description

HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
Gebiet der Erfindung
Das Gebiet der Erfindung betrifft Röntgenscanner und insbesondere Inversgeometrie-CT-Systeme („IGCT"-Systeme) mit mehreren Quellen.
Beschreibung des Standes der Technik
Die modernsten CT-Scanner basieren auf einer Architektur der dritten Generation, die eine einzelne Röntgenquelle und einen großen Röntgendetektor umfasst. Der Röntgendetektor kann in Form eines eindimensionalen – gewöhnlich bogenförmigen – Arrays von Detektorzellen gebildet sein, was zu einer fächerstrahlförmigen Geometrie führt. Bei Axialscanns (d.h. der Patiententisch bewegt sich während der Gantrydrehung nicht) wird als Ergebnis ein rein ebener bzw. planarer Datensatz erhalten, auf den eine zweidimensionale („2D") gefilterte Rückprojektion (FBP, Filtered Backprojection) angewandt werden kann. Die Rekonstruktion ist theoretisch exakt, so dass alle möglichen Bildartefakte von physikalischen Beschränkungen des Scanners, wie beispielsweise Quantisierungsrauschen, Aliasing, Strahlaufhärtung und Streustrahlung, herrühren können.
In den frühen 1980er Jahren sind helikale oder Spiral-CT-Systeme eingeführt worden. Derartige Systeme akquirier ten Daten in einer schnelleren Weise durch Verschiebung des Patiententisches während der Gantrydrehung. In einem Spiral-CT-System werden die CT-Rohdaten gewöhnlich zu planaren 2D-Datensätzen interpoliert, wie sie ohne eine Tischverschiebung akquiriert worden wären, und es wird eine 2D-FBP angewandt.
Seit etwa 1990 sind Mehrschicht- oder Mehrdetektorreihen-CT-Systeme zu der standardgemäßen CT-Architektur für hochwertige medizinische Scanner geworden: Der Detektor weist mehrere Reihen, d.h. ein zweidimensionales Array von Detektorzellen, auf, was eine Konusstrahlgeometrie ergibt. Da diese Geometrien keine planaren Datensätze ergeben, basieren 2D-Bildrekonstruktionsalgorithmen nicht auf der richtigen Scanngeometrie und können Konusstrahlartefakte zur Folge haben. Für einen Axialscannmodus schlugen Feldkamp, Davis und Kress einen dreidimensionalen („3D") Konusstrahl-Rekonstruktionsalgorithmus (den sog. „FDK-Algorithmus") vor, der die gefilterte 2D-Fächerstrahl-Rückprojektion (FBP) auf die Konusstrahlgeometrie anpasst. Der FDK-Algorithmus funktioniert gut in der Nähe der Mittelebene und in der Nähe des Drehzentrums, wobei jedoch Artefakte auftreten und schlimmer werden, wenn der Konuswinkel steigt. Bei Scannern mit einer Erfassungsweite von 40 mm (was gewöhnlich einem Konuswinkel von etwa 4 Grad entspricht) treten, insbesondere zu den Schichten bei z = –20 mm und z = 20 mm hin, deutliche Artefakte auf. In der Tat sind bei 3D-Axialscanns die CT-Rohdaten im Grunde unvollständig, so dass folglich selbst der beste denkbare Algorithmus in einigen Fällen Artefakte ergibt.
Andererseits sind die Daten in spiralförmigen Konusstrahl-Scanns im Wesentlichen vollständig (wenn angenommen wird, dass die Tischgeschwindigkeit im Vergleich zu der Gantrydrehzahl und der Schichtdicke nicht zu hoch ist), so dass folglich eine exakte Rekonstruktion möglich ist. Der FDK-Algorithmus ist für Spiral-Scannmodi angepasst worden, liefert jedoch eine unexakte oder nur näherungsweise Rekonstruktion. Demgemäß sind exakte 3D-Spiral-Konusstrahl-Rekonstruktionsalgorithmen („Katsevitch-Algorithmen") entwickelt worden, die Filterungsoperationen entlang spezieller Filterlinien mit einer nachfolgenden Rückprojektion durchführen. Die Nachteile, die mit den Katsevitch-Algorithmen verbunden sind, liegen darin, dass derartige Algorithmen annehmen, dass die Detektorflächen fortlaufend abgetastet werden und dass derartige Algorithmen weitere mit ihnen verbundene Beschränkungen aufweisen.
Ein weiterer Nachteil, der mit den vorstehend beschriebenen Fächerstrahl- und Konusstrahl-Geometrien verbunden ist, ist, dass jede Geometrieart ein begrenztes Sichtfeld („FOV", Field of View) aufweist. Bei einer fächerbasierten Geometrie ist der FOV ein Bereich eines scannbaren Objektes, der dauernd einen Röntgenstrahl empfängt, wenn die Quelle und der Detektor rund um das scannbare Objekt rotieren. In einigen Bildvoxeln außerhalb des. FOVs sind die Projektionsdaten unvollständig. Demgemäß sind die Größe des FOVs und wie viele Artefakte (wenn überhaupt) dieser enthält von Wichtigkeit, wobei das Ziel darin besteht, das FOV so groß wie möglich und möglichst frei von vielen Artefakten zu machen. In herkömmlichen CT-Systemen ist die Größe des FOVs proportional zu der transaxialen Größe des Röntgendetektors. Je größer der Detektor ist, desto größer wird auch das FOV, und umgekehrt. Eine Erhöhung der Größe des Detektors macht das FOV größer, ist jedoch technisch schwierig und kostspielig zu verwirklichen.
Als eine Alternative zur Verwendung eines großen Detektors zur Abdeckung des Sichtfeldes (FOVs) ist ein Inversgeometrie-Computertomographiesystem (IGCT-System) 100 (wie es in 1 veranschaulicht ist) entwickelt worden, das einen kleinen Detektor 101 in Kombination mit einer großen verteilten Quelle 102 verwendet, auf der mehrere Röntgen-Punktquellen 103 transaxial (in der x-y-Ebene) und longitudinal (entlang der z-Achse) angeordnet bzw. gruppiert sind. Jede Röntgen-Punktquelle 103 sendet zu unterschiedlichen Zeitpunkten einen Fächerstrahl (oder einen Konusstrahl) 104 aus, und die Projektionsdaten (z.B. Sinogramme) 105 werden durch den Detektor 101 erfasst. Zusätzlich können der Detektor 101, die verteilte Quelle 102 und die Fächerstrahlen (oder Konusstrahlen) 104 um eine Drehachse 107 axial gedreht werden. Die durch den Detektor 101 gewonnenen Projektionsdaten 105 werden verarbeitet, um ein interessierendes Objekt innerhalb des Sichtfeldes 106 zu rekonstruieren. Es kann ein bekannter Rebining-Algorithmus verwendet werden, um die Projektionsdaten in parallele Röntgenprojektionen umzusortieren (zu „rebinnen").
In der transaxialen Richtung, sind die mehreren Röntgen-Punktquellen 103 vorzugsweise auf einem isozentrischen Bogen positioniert, so dass alle zugehörigen Fächerstrahlen (oder Konusstrahlen) 104 gedreht werden können, um zu einem herkömmlichen System der dritten Generation mit einem isofokussierten Detektor zu passen. Dies ermöglicht ein exaktes Rebining zu vollständigen Konusstrahlen und hilft auch, ein gleichförmiges Strahlprofil zu erreichen. Der resultierende Datensatz kann umorganisiert und zu mehreren längsversetzten Datensätzen der dritten Generation rebinnt werden. Es kann auch ein für mehrere, in z-Richtung verteilte Röntgen-Punktquellen 103 entwickelter Algorithmus auf mehrere in Längsrichtung versetzte Axialscanns bei einer herkömmlichen CT der dritten Generation angewandt werden und umgekehrt. Während aus diesen Gründen eine Positionierung der Quellen auf isozentrischen Bögen wünschenswert ist, können auch andere Anordnungen, wie beispielsweise auf den Detektor zentrierte Bögen und flache Arrays, eingesetzt werden.
Eine Ausführungsform eines Mehrquellen-Projektionsdaten-Rebinning ist in den 2 und 3 veranschaulicht. In 2 enthält ein IGCT-System 200 mit mehreren Quellen ein einzelnes Röntgendetektorarray 201 und mehrere Röntgen-Punktquellen 203, die entlang eines isozentrischen Bogens auf einem vorbestimmten Radius in Bezug auf den Röntgendetektor 201 angeordnet sind. Im Einsatz projiziert jede Röntgen-Punktquelle 203 einen Strahl 202, 204 auf den Detektor 201. Jeder Strahl 202, 204 erzeugt ein (nicht veranschaulichtes) Sinogramm. Wie aus 2 erkennbar, weisen Projektionsrohdaten von dem Mehrquellen-IGCT-System 200 somit eine Gruppe von Sinogrammen auf, die durch die Röntgen-Punktquellen 203 erzeugt werden.
In 3 ist ein herkömmliches CT-System 300 der dritten Generation veranschaulicht, das eine einzige Röntgenquelle 303 aufweist, die in einem vorbestimmten Abstand zu wenigstens zwei Detektorarrays 301 positioniert ist, die entlang eines isozentrischen Bogens ausgerichtet sind. Ein Vergleich zwischen den 2 und 3 lässt erkennen, dass der Strahl 202 in dem IGCT-System 200 dem Strahl 302 in dem CT-System der dritten Generation 300 entspricht und dass der Strahl 204 in dem IGCT-System 200 dem Strahl 304 in dem CT-System 300 der dritten Generation entspricht. Demgemäß können Sinogramme, die den Strahlen 202, 204 in 2 entsprechen und die in der gleichen transaxialen Ebene liegen, durch einen Rebinning-Prozess miteinander kombiniert und umgeordnet werden. Wenn jede auf derselben transaxialen Ebene befindliche Röntgen-Punktquelle 203 auf demselben isozentrischen Kreis positioniert ist (z.B. zu dem durch die einzige Punktquelle 303 in 3 eingenommenen Punkt verschoben wird) ist ein exaktes Rebinning möglich. Wie 3 veranschaulicht, entspricht das resultierende rebinnte Sinogramm exakt einem Sinogramm von einem System der dritten Generation, das mehrere Flat-Panel-Detektoren 301 aufweist, die entlang eines isozentrischen Kreises 306 positioniert sind.
Ein 3D-Mehrquellen-IGCT-Rebinning kann eine beliebige der folgenden drei Techniken (oder Kombinationen derselben) verwenden: (1) z-Rebinning, (2) transaxiales Rebinning (x-y-Rebinning) und (3) Feathering zwischen Unteransichten, wobei jede Technik nachstehend näher beschrieben ist.
Die z-Rebinning-Technik rebinnt die IGCT-Projektionsdaten beispielsweise zu einer auf die Quelle fokussierten Detektorgeometrie. Zum Beispiel kann jedes Sinogramm unter Verwendung einer linearen 1D-Interpolation mit Extrapolation rebinnt werden. In Abhängigkeit von dem neuen Quelle-Isozentrum-Abstand kann eine größere Detektorhöhe erforderlich sein, um sämtliche Informationen zu erfassen.
Die transaxiale (x-y-) Rebinningtechnik rebinnt ferner die IGCT-Projektionsdaten zu einer Geometrie der dritten Generation mit einem auf die Quelle fokussierten Detektor. Um ein transaxiales Rebinning durchzuführen, werden der Winkel und der Abstand zu dem Zentrum für jeden Strahl berechnet und zu der gewünschten Geometrie interpoliert.
Ein als „Feathering" bezeichneter Prozess wird in Situationen verwendet, in denen eine gewisse Fehlanpassung oder ein Versatz zwischen Messungen an dem Rand des Detektorarrays in den benachbarten Subsinogrammen vorliegen kann. Um diese Diskontinuität abzuschwächen, kann ein etwas größerer Detektor verwendet werden, so dass eine gewisse Überlappung zwischen benachbarten Subsinogrammen vorliegt. Die einander überlappenden Kanäle werden mit linear abnehmenden/zunehmenden Gewichtungsfaktoren multipliziert und gemeinsam mit den gewichteten Kanälen von den benachbarten Subsinogrammen aufaddiert.
4 veranschaulicht Mehrquellen-IGCT-Projektionsdaten 401, die rebinnt und/oder gefeathert werden, um ein rebinntes Sinogramm 402 der dritten Generation zu erzeugen.
Nachdem das vorstehend beschriebene Rebinning durchgeführt worden ist, werden die mehreren resultierenden Sinogramme der dritten Generation entlang der z-Achse versetzten Röntgen-Punktquellen 103 zugeordnet (wie in 5 veranschaulicht). Folglich kann ein beliebiger herkömmlicher 3D-Konusstrahl-Rekonstruktionsalgorithmus – wie beispielsweise FDK – verwendet werden, um jeden der Datensätze der dritten Generation zu rekonstruieren. Bei mehreren Sinogrammen von unterschiedlichen Quellen in der z-Achse ergibt eine Kombination dieser Projektionsdaten bessere Rekonstruktionen im Vergleich zu einem einzelnen Datensatz der dritten Generation. Dies insbesondere, weil auf einen Datenmangel bzw. eine Datenunzulänglichkeit zurückzuführende Konusstrahlartefakte unter Verwendung zusätzlicher In formationen von in Längsrichtung versetzten Daten reduziert werden können. Außerdem kann mit mehreren in z-Richtung verteilten Quellen der Erfassungsbereich eines Scanns vergrößert werden, ohne Verluste bei der Bildqualität infolge dieser Konusstrahlartefakte zu erleiden.
6 zeigt eine schematisierte Darstellung 600, die ein Verfahren zur Rekonstruktion der rebinnten Mehrschicht-IGCT-Projektionsdaten nach 5 veranschaulicht. Bezugnehmend auf 6 besteht eine Möglichkeit, die Sinogramminformationen zu kombinieren, um genauere Rekonstruktionen hervorzubringen, darin, die Daten in dem Bildbereich miteinander zu kombinieren. Zunächst werden die Schichten 601, 602, 603, 604, 605, 606, 607, 608 und 609, die jedem Datensatz (jeder z-Stelle der Quelle) entsprechen, rekonstruiert, und zwar jeweils ein Satz von Schichten (oder rekonstruiertes Volumen) für jeden Datensatz. In 6 weist jeder Datensatz 610, 620, 630 drei Schichtsätze auf. Beispielsweise weist ein erster Datensatz 610 die Schichten 601, 602 und 603 auf. Ein zweiter Datensatz 620 umfasst die Schichten 604, 605 und 606. Ein dritter Datensatz 630 weist die Schichten 607, 608 und 609 auf. Diese drei Datensätze werden anschließend miteinander kombiniert, indem lediglich die Schicht von der nächsten Quelle verwendet wird oder indem eine gewichtete Mittelung vorgenommen wird. Bei drei Quellen entlang der z-Achse wird die Rekonstruktion von der mittleren Quelle Konusstrahlartefakte bei den oberen Schichten und den unteren Schichten haben. Jedoch ergibt das Rekonstruktionsvolumen von der oberen Quelle artefaktfreie obere Schichten, was analog auch für die untere Quelle gilt. So werden in dieser Ausführungsform für jede z-Position im Wesentlichen die besten Schichten 601, 605, 609 aus den drei Rekonstruktionsvolumina, die jeder Quelle zu geordnet sind, ausgewählt und zu einem einzelnen Volumen 640 miteinander kombiniert.
Ohne Korrektur weist diese Methode mehrere ungünstige Eigenschaften auf. Erstens hat die Geometrie unsymmetrische Konuswinkel. Wenn zu Veranschaulichungszwecken drei linear nebeneinanderliegende Röntgen-Punktquellen angenommen werden, haben die äußersten Röntgen-Punktquellen jeweils einen Konuswinkel, der doppelt so groß ist wie der für die mittlere Röntgen-Punktquelle. Zweitens nehmen einige Teile des Volumens mehr Röntgenstrahlung auf als andere, wobei ein Teil dieser Dosis in einer ineffizienten Weise verwendet wird, und das Bildrauschen ist nicht gleichmäßig.
Es sind weiterhin Verfahren zur Vergrößerung des Sichtfeldes (FOV) in IGCT-Systemen ohne Einbuße an der Bildqualität erforderlich. Ausführungsformen derartiger Verfahren sollten idealerweise auch gleichmäßige Konuswinkel, eine gleichmäßige Flussverteilung über einem gescannten interessierenden Bereich und ein gleichförmiges Bildrauschen ergeben.
KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Es sind Ausführungsformen von Verfahren zur Rekonstruktion von Röntgenprojektionsdaten (z.B. einem Sinogramm oder mehreren Sinogrammen) beschrieben, die unter Verwendung eines eine inverse Geometrie aufweisenden Computertomorgraphiescanners („IGCT"-Scanners) mit mehreren Quellen akquiriert werden. Eine Ausführungsform eines ersten Verfahrens verarbeitet ein IGCT-Sinogramm durch Rebinning zuerst in „z" und anschließend in „x-y", wobei während des „x-y"-Rebinnings ein Feathering angewandt wird. Dies er zeugt ein Äquivalent zu einem multiaxialen Sinogramm der dritten Generation, das unter Verwendung einer parallelen Ableitung und/oder Hilbert-Transformation weiter verarbeitet werden kann. Es kann auch eine TOM-Fenstertechnik (mit Feathering) sowie eine kombinierte Rückprojektionstechnik angewandt werden, um ein rekonstruiertes Volumen zu erzeugen. Eine Ausführungsform eines zweiten Verfahrens verarbeitet ein IGCT-Sinogramm unter Verwendung einer parallelen Ableitung und/oder Redundanzgewichtung. Das zweite Verfahren kann auch eine Signum-Gewichtung, eine TOM-Fensterung (mit Feathering), eine Rückprojektion und eine Hilbert-Transformationsumkehr verwenden, um ein rekonstruiertes Volumen zu erzeugen. Der Ausdruck „Signum-Gewichtung" bezieht sich auf ein Gewichtungsverfahren, das eine Funktion verwendet (ein Beispiel für eine derartige Funktion ist f(x)=sign⌀), die 1 für positive Werte und –1 für negative Werte ergibt. Ein Fachmann wird verstehen, dass die Ausdrücke „Hilbert-Transformation" und „Hilbert-Transformationsumkehr" nicht gegenseitig austauschbar sind. Die Hilbert-Transformation ist ihre eigene Inverse, wobei jedoch, wenn die Hilbert-Transformation in dem Bildbereich durchgeführt wird, sie nicht unter Verwendung einer einfachen Faltung vorgenommen werden kann, weil die Daten nicht in einem unendlichen Bereich verfügbar sind. Demgemäß wird eine Hilbert-Transformation, die in dem Bildbereich durchgeführt wird, als eine „Hilbert-Transformationsumkehr" bezeichnet.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine dreidimensionale Perspektivansicht eines IGCT-Systems mit mehreren Quellen;
2 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung einer Geometrie von Röntgenstrahlen, die durch mehrere einzelne Röntgen-Punktquellen in dem Mehrquellen-IGCT-System nach 1 erzeugt werden;
3 zeigt eine schematisierte Darstellung, die veranschaulicht, in welcher Weise Projektionsdaten von dem IGCT-System nach 2 exakt rebinnt werden können, um den Projektionsdaten zu entsprechen, die durch ein CT-System der dritten Generation mit lediglich einer einzelnen Röntgenquelle und mehreren Röntgendetektoren erhalten werden;
4 enthält zwei Darstellungen, von denen eine Mehrquellen-IGCT-Rohdaten repräsentiert, während die andere die Mehrquellen-IGCT-Projektionsda^ten nach einer Rebinning-Operation repräsentiert;
5 zeigt eine schematisierte Darstellung unter Veranschaulichung der Art und Weise, in der die rebinnten Mehrquellen-IGCT-Projektionsdaten nach 4 Röntgen-Punktquellen, die entlang der z-Achse versetzt angeordnet sind, zugeordnet und anschließend unter Verwendung eines herkömmlichen 3D-Konusstrahl-Rekonstruktionsalgorithmus rekonstruiert werden können;
6 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung eines Verfahrens zur Durchführung einer Rekonstruktion von Mehrschicht – IGCT-Bilddaten;
7 und 8 zeigen jeweils schematisierte Darstellungen, die eine Ausführungsform einer Trajectory-Opposite-Mapping(„TOM")-Fenster basierten Rekonstruktion veranschaulicht, die symmetrische Konuswinkel verwendet, die durch Röntgen-Punktquellen erzeugt werden, die auf einem isozentrischen Bogen angeordnet sind;
9 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung von TOM-Fenster-Grenzen für die in 7 veranschaulichten Röntgen-Punktquellen;
10 zeigt eine Darstellung unter Veranschaulichung, wie in einer Ausführungsform der TOM-Fenster basierten Rückprojektion einige Ansichten zu einem Voxel beitragen und andere nicht;
11 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens mit paralleler Ableitung und Hubert-Transformation;
12 zeigt eine Ausführungsform eines Verfahrens, das TOM-Fenster- und DBP-Methoden vereinigt;
13 und 14 zeigen schematisierte Darstellungen unter Veranschaulichung, dass eine binäre Fensterungsoperation Artefakte hervorbringen kann, weil beim tatsächlichen Scannen lediglich eine endliche Anzahl von diskreten Ansichtsabtastungen verwendet wird;
15 zeigt ein Flussdiagramm, das eine Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung einer gefeatherten Fensterungsoperation veranschaulicht;
16 zeigt ein Flussdiagramm, das eine Ausführungsform eines weiteren Verfahrens zur Durchführung einer gefeatherten Fensterungsoperation veranschaulicht;
17 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung einer Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung einer Multispot-Intervall-TOM-Fensterung;
18 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung einer Radon-Redundanzund/oder Fourier-Frenquenz-Kompensation;
19 zeigt ein Flussdiagramm unter Veranschaulichung einer Ausführungsform eines Verfahrens, das eine TOM-Fenster basierte Rekonstruktionsmethode mit Rebinning aufweist;
20 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens, das eine TOM-Fenster basierte Rekonstruktionsmethode ohne Rebinning aufweist; und
21 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung einer analytischen Rekonstruktion für einen multiaxialen IGCT-Datensatz.
Wenn es erforderlich ist, kann ein oder können mehrere Verfahrensschritte, wie sie in einer der Figuren veranschaulicht (und/oder hier beschrieben) sind, in einer beliebigen geeigneten Reihenfolge gemeinsam mit einem oder mehreren Verfahrensschritten kombiniert (und/oder durchgeführt) werden, die in einer der anderen beigefügten Figuren veranschaulicht (und/oder hier beschrieben) sind.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Ausführungsformen der Erfindung rekonstruieren analytisch durch ein IGCT-System erhaltene Projektionsdaten, um gegenüber vorstehend beschriebenen Methoden nach dem Stand der Technik mehrere Vorteile zu erzielen. Ein derartiger Vorteil liegt in der Möglichkeit, das Sichtfeld („FOV", Field-of-View) in IGCT-Systemen ohne Einbuße hinsichtlich der Bildqualität zu vergrößern. Weitere Vorteile umfassen die Erzielung gleichmäßiger Konuswinkel, einer gleichmäßigen Flussverteilung in einem gesamten gescannten interessierenden Bereich und eines gleichförmigen Bildrauschens.
Diese und weitere Vorteile können zum Teil erzielt werden, indem eine Technik verwendet wird, die als Trajectory Opposite Mapping Window (Mapping basierend auf auf der Trajektorie gegenüberliegenden Stellen) bezeichnet wird (anschließend kurz „TOM-Fenster"). Das TOM-Fenster stellt eine Modifikation eines bekannten TAM-Fensters dar, das in einigen Spiral-Rekonstruktionsalgorithmen verwendet wird. Das TAM-Fenster wird nach einem seiner Erfinder, Kwok Tam, so bezeichnet und ist als die Projektion einer schraubenbzw. spiralförmigen Quellentrajektorie auf einen Detektor definiert. Wenn ein TAM-Fenster verwendet wird, wird lediglich der Teil bzw. werden lediglich die Teile des Detektors, der bzw. die durch die TAM-Grenzen (z.B. die Ränder der Projektionen auf der schraubenförmigen Quellentrajektorie) abgegrenzt sind, dazu verwendet, das gewünschte Volumen zu rekonstruieren. Das TOM-Fenster modifiziert und erweitert das Konzept des TAM-Fensters zur Handhabung von Mehrkreis-Akquisitionen, die in der z-Richtung zueinander versetzt sind.
7 und 8 zeigen jeweils schematisierte Darstellungen 700 bzw. 800, die eine Ausführungsform einer TOM-Fenster basierten Rekonstruktion veranschaulichen, die symmetrische Konuswinkel verwendet, die durch Röntgen-Punktquellen gebildet werden, die auf einem isozentrischen Bogen angeordnet sind. In der in den 7 und 8 beispielhaft veranschaulichten und hier beschriebenen Ausführungsform sind lediglich drei entlang einer einzelnen Achse (z-Achse) verteilte Röntgen-Punktquellen 705, 706, 707 der Einfachheit wegen veranschaulicht, wobei jedoch das gleiche Prinzip auf eine Ausführungsform mit zwei oder mehreren Röntgen-Punktquellen, die entlang einer einzigen Achse verteilt angeordnet sind, sowie auf eine Ausführungsform mit zwei oder mehreren Röntgen-Punktquellen auf zwei oder mehreren Bögen, die transaxial verteilt sind, angewandt werden kann.
Bezugnehmend auf 7 ist ein Satz 103 von benachbarten Röntgen-Punktquellen 705, 706, 707 in einer z-Richtung angeordnet und von einem einzigen Röntgendetektor 701 durch einen vorbestimmten Abstand getrennt. Zwischen dem Satz 103 von Röntgen-Punktquellen 705, 706, 707 und dem Röntgendetektor 701 ist ein Patient (oder ein zu bewertendes Objekt) 711 entfernbar positioniert. Röntgenstrahlen 704, die durch jede der Röntgen-Punktquellen 705, 706, 707 ausgesandt werden, treten durch einen Zielbereich 703 des Patientenkörpers hindurch, bevor sie auf den Röntgendetektor 701 auftreffen.
Die von den Röntgen-Punktquellen 705, 706, 707 ausgesandten Röntgenstrahlen 704 bilden symmetrische Konuswinkel 708, 709 bzw. 710. Obwohl 7 eine gleichzeitige Erzeugung von Röntgenstrahlen 704 für die Zwecke einer Veranschaulichung der Symmetrie der symmetrischen Konuswinkel 708, 709, 710 zeigt, sollte es verständlich sein, dass in der Praxis jede Röntgen-Punktquelle 705, 706, 707 zu einem anderen Zeitpunkt aktiviert werden kann.
Bezugnehmend nun auf 8 sind die benachbarten Röntgen-Punktquellen 705 und 706 (aus 7) gemeinsam mit ihren jeweiligen symmetrischen Konuswinkeln 708 und 709 veranschaulicht. Das in den 7 und 8 veranschaulichte Konzept der TOM-Fensterung basiert auf der Tatsache, dass der Zielbereich 703 (nach 7) vollständig abgedeckt werden kann, indem Röntgenstrahlen von einer Röntgen-Punktquelle (705) mit Röntgenstrahlen von einer benachbarten Röntgen-Punktquelle (706) nach etwa einer halben Umdrehung „zusammengestückelt" oder gruppiert werden.
In einer Ausführungsform wird das TOM-Fenster derart gewählt, dass keine Überlappung zwischen den Strahlen von zwei benachbarten Röntgen-Punktquellen 705, 706 vorliegt, wie dies in 8 veranschaulicht ist. Alternativ kann, wie gerade in dem transaxialen Fall, eine gewisse Überlappung vorgesehen sein, so dass in diesem Fall ein Feathering angewandt werden kann. Wenn diese Überlappung (lediglich aus Einfachheits- und Veranschaulichungsgründen) außer Acht gelassen wird, grenzen die symmetrischen Konuswinkel 708, 709 von einander ergänzenden Röntgen-Punktquellen 705, 706 derart aneinander an, dass die Projektionsdaten zwischen den TOM-Fenstergrenzen ausreichen, um das gesamte Volumen zu rekonstruieren. Dies bedeutet, dass Strahlen von benachbarten Röntgen-Punktquellen 705, 706 einander in dem Isozentrum 801 kreuzen.
Nach der Anwendung der TOM-Fenstertechnik, wie sie in 8 veranschaulicht ist, decken die Projektionsdaten von benachbarten Röntgen-Punktquellen sich gegenseitig ausschließende Abschnitte des Längsbereichs eines Scanns ab, wobei diese spezielle Detektorkollimation einige Vorteile ergibt. Erstens haben alle Röntgen-Punktquellen einen identischen (oder im ungünstigsten Fall im Wesentlichen ähnlichen) Konuswinkel. Zweitens ist der Röntgenfluss in dem gesamten Zielbereich des Objektes/Subjektes, das untersucht wird, sehr gleichmäßig. Schließlich und entsprechend ist das Bildrauschen verhältnismäßig gleichförmig. Somit kann durch Anwendung von Ausführungsformen der hier beschriebenen TOM-Fensterungstechniken eine verhältnismäßig gleichmäßige Röntgenstrahldosis über einem Zielbereich eines Objektes erreicht werden. Das Erreichen eines gleichmäßigen Röntgenflusses in dem Zielbereich bietet nicht nur den Vorteil, dass verhindert wird, dass ein Patient zu viel Strahlung abbekommt, sondern bietet auch den weiteren Vorteil einer Erhöhung der Effizienz der verabreichten Dosis.
9 zeigt eine schematisierte Darstellung 900, die TOM-Fenstergrenzen 711, 712 für die in 7 beispielhaft veranschaulichten Röntgen-Punktquellen 705, 706 und 707 veranschaulicht. In der Ausführungsform gemäß den 7 und 9 können zwei axiale Trajektorien – eine von der oberen Röntgen-Punktquelle 707 und eine weitere von der unteren Röntgen-Punktquelle 705 – auf den physikalischen Detektor 701 projiziert werden. Diese projizierten Trajektorien bilden TOM-Begrenzungen 711, 712, die das obere Ende und das untere Ende des Detektors 701 beschränken. Bei der mittleren Röntgen-Punktquelle 706 sind beispielsweise 3 Bereiche zu berücksichtigen. Der erste Bereich auf dem Detektor 701 ist der Bereich 713 außerhalb der oberen TOM-Begrenzung 711 (z.B. eine Projektion der Trajektorie der oberen Röntgen-Punktquelle 707). Der zweite Bereich auf dem Detektor 701 ist der Bereich 714 zwischen den beiden TOM-Begrenzungen 711, 712. Der dritte Bereich auf dem Detektor 701 ist durch den Bereich 715 außerhalb der unteren TOM-Begrenzung 712 (z.B. der Projektion der Trajektorie der unteren Röntgen-Punktquelle 705) gebildet. In dieser Ausführungsform wird bei einer Rekonstruktion eines Voxels (oder eines beliebigen Punktes in dem Bildvolumen), dessen Projektion auf den Detektor 701 in dem Bereich 713 liegt, diese spezielle Ansicht nicht verwendet (d.h. eine Rückprojektion dieser Ansicht wird auf dieses Voxel nicht angewandt), weil stattdessen Daten 716 von der oberen Röntgen-Punktquelle 707 dort verwendet werden (und hoffentlich auch bessere oder vollständigere Informationen für diesen speziellen Winkel ergeben). In ähnlicher Weise wird in dem Fall, dass die Projektion eines Voxels in den Bereich 715 fällt, diese Ansicht nicht rückprojiziert, weil stattdessen dort Daten 717 von der unteren Röntgen-Punktquelle 705 verwendet werden.
In einer weiteren Ausführungsform kann die TOM-Fensterung erzielt werden, indem eine binäre Maske auf das gefilterte Sinogramm angewandt wird, wobei diese Methode jedoch den Nachteil von Quantisierungsartefakten aufweist. In einer anderen Ausführungsform kann das TOM-Fenster implementiert werden, indem während der Rückprojektion jedes Voxels für jede Ansicht eine Entscheidung getroffen wird, die bestimmt, ob das Voxel innerhalb des TOM-Fensters projiziert wird oder nicht. Diese Implementierung weist weniger Quantisierungsfehler, jedoch eine höhere Rechenkomplexität auf. Die Grafik 1000 aus 10 veranschaulicht, wie in einer Ausführungsform der TOM-Fenster basierten Rückprojektion einige Ansichten von Röntgen-Punktquellenringen 705, 706 zu einem Voxel X beitragen und andere nicht.
Parallele Ableitung und Hilbert-Transformation
Ein bekannter FDK-Rekonstruktionsalgorithmus verwendet in seinem Filterungsschritt ein Rampenfilter, das bei einem vollständigen axialen Scann gut funktioniert. Eine Verwendung eines Rampenfilters ist jedoch nicht mehr optimal, wenn getrennte Quellenpfadsegmente durch TOM-Filterung in der vorstehend erläuterten Weise miteinander kombiniert werden. Eine Ausführungsform der Erfindung liefert deshalb eine andere und vorteilhafte Methode (z.B. ein Verfahren), die (in einem ersten Schritt) eine parallele Ableitung (auch bekannt als „ansichtsabhängige Ableitung") berechnet, indem sie eine Ableitung entlang einer Detektorreihe mit einer Ableitung in der Quellenkoordinate kombiniert und anschließend (in einem zweiten Schritt) eine Hilbert-Transformation anwendet.
In einer Ausführungsform dieses Verfahrens kann die ansichtsabhängige Ableitung an verschachtelten Abtaststellen berechnet werden. Wenn man beachtet, dass ein Axialscann, einfach ein Spiralscann mit Pitchfaktor = 0 ist, kann beispielsweise eine Technik zur Berechnung einer ansichtsabhängigen Ableitung in verschachtelten Intervallen für eine spiralförmige Trajektorie verwendet werden, wie sie in „Exact Helical Reconstruction Using Native Cone-Beam Geometries" von F. Noo, J. Pack, D. Heuscher in Phys. Med. Biol., Vol. 48 (2003), Seiten 3787-3818, beschrieben ist. Jedoch können in anderen Ausführungsformen auch andere Techniken, die für einen Fachmann bekannt sind, zur Berechnung der ansichtsabhängigen Ableitung verwendet werden.
Außerdem kann die Hilbert-Transformation mit einer Verschiebung von einem halben Pixel (ein Prozess, der eben falls in der vorstehend angegebenen Veröffentlichung beschrieben ist) unmittelbar entlang der Reihen des Detektors angewandt werden. In einer Ausführungsform kann dies bewerkstelligt werden, indem die differenzierten Sinogramme mit der Kernfunktion (dem Kernel) der Hilbert-Transformation gefaltet und das Ergebnis auf Abtastpositionen zurückgeführt wird, die um ein halbes Pixel in der Reihen- bzw. Zeilenrichtung zueinander versetzt sind.
Demgemäß ist es möglich, Ausführungsformen der hier beschriebenen TOM-Fensterungstechnik zu verwenden, ohne Artefakte infolge der diskontinuierlichen Ansichtsgewichtungen einzubringen, die bei auf einem Rampenfilter basierenden Methoden auftreten könnten.
Methode der ableitenden Rückprojektion (DBP, Derivative Backprojection)
11 zeigt ein Flussdiagramm 1100 einer Ausführungsform der vorstehend beschriebenen Technik mit paralleler Ableitung und Hilbert-Transformation, die zusammengefasst die folgenden Verfahrensschritte aufweist: (1101) Rebinning von Projektionsdaten zu einer mit wenigstens einem CT-System der dritten Generation kompatiblen Form, (1102) Berechnung paralleler Ableitungen und Anwendung einer Hilbert-Transformation sowie (1103) Rückprojektion mit TOM-Fensterung und/oder Feathering. Der erste Verfahrensschritt 1101 kann die Datenqualität verschlechtern, weil er auf einer Interpolation beruht. Wenn jedoch das Verfahren 1101 derart modifiziert wird, dass es eine ableitende Rückprojektionsmethode („DBP"-Methode) enthält, führt dies dazu, dass die Hilbert-Transformation in dem Bildbereich (nach der Rückprojektion) und nicht in dem Projektionsbereich an zuwenden ist. Dies lässt lediglich den Ableitungsschritt übrig, der in dem Projektionsbereich anzuwenden ist, und weil die Ableitung eine lokale Operation bildet, ermöglicht dies, dass die Rückprojektion für jede transaxiale Röntgen-Punktquelle unabhängig von den Daten von sonstigen Röntgen-Punktquellen vorgenommen werden kann. Somit wird der Rebinningschritt 1101 unnötig.
12 zeigt eine Ausführungsform eines Verfahrens 1200, die die TOM-Fenster-Technik und die DBP-Methode, wie sie hier beschrieben sind, miteinander kombiniert. Das Verfahren 1200 kann die folgenden Verfahrensschritte enthalten: Schritt 1201 einer unabhängigen Differenziation von Daten, die jeder Röntgen-Punktquelle entsprechen. In Schritt 1201 bezieht sich der Ausdruck „unabhängige Differenziation von Daten" auf die Durchführung einer Differenziation für die zu einer einzelnen Quellenposition zugehörigen Daten unabhängig von Daten von einer anderen Quellenposition. Die Differenziation, die durchgeführt wird, verwendet eine ansichtsabhängige Ableitung (d.h. die Berechnung umfasst mehr als eine einzelne Ansicht, wobei jedoch diese Ansichten von dem gleichen Quellenpunkt herrühren). Das Verfahren 1200 kann ferner einen Schritt 1202 der Anwendung einer Gewichtung enthalten, um eine Datenüberlappung in einer transaxialen Richtung zu berücksichtigen. (In einer Ausführungsform kann diese Gewichtung die gleiche wie die Gewichtung sein, die in dem Feathering-Teil des Rebinning-Schritts des oben beschriebenen Algorithmus nach dem Stand der Technik verwendet wird). Der Schritt 1202 kann eine Gewichtung jedes differenzierten Datenpunktes entweder mit 1 oder mit –1 basierend auf einer Ausrichtung seines zugehörigen Strahls in Bezug auf die ausgewählten Linien enthalten. In einer Ausführungsform kann der Gewichtungs schritt 1202 durch Multiplikation der differenzierten Daten mit signum(sin(alpha-alpha*)) durchgeführt werden, wobei alpha einen Fächerwinkel kennzeichnet, während alpha* ein Fächerwinkel eines Strahls ist, der parallel zu der Richtung, in der die Hilbert-Transformation durchgeführt wird, (oder orthogonal zu der Richtung der Hilbert-Transformationsumkehr) zeigt. In einer Ausführungsform kann der Fächerwinkel des Strahls in die +y-Richtung zeigen. (In einer alternativen Ausführungsform kann die –y-Richtung verwendet werden, vorausgesetzt dass die Richtung der Hilbert-Transformationsumkehr umgekehrt wird). Das Verfahren 1200 kann ferner einen Schritt 1203 einer Gewichtung der resultierenden Daten enthalten, um die Richtung der Strahlen in Bezug auf eine Richtung, die zu einer Richtung einer Hilbert-Transformationsumkehr orthogonal verläuft, zu berücksichtigen. Das Verfahren 1200 kann ferner einen Schritt 1204 der Anwendung einer Ausführungsform der hier beschriebenen TOM-Fensterungstechnik enthalten. Das Verfahren 1200 kann ferner einen Schritt 1205 der Durchführung einer 3D-Rückprojektion enthalten. Das Verfahren 1200 kann ferner einen Schritt 1206 der Durchführung einer Hilbert-Transformationsumkehr entlang des vordefinierten Liniensatzes enthalten. Das Verfahren 1200 kann ferner einen Schritt 1207 der Ausgabe eines rekonstruierten Volumens enthalten. Das rekonstruierte Volumen kann eine dreidimensionale Darstellung eines Objektes bilden, das durch ein Computertomographiesystem mit inverser Geometrie („IGCT"-System) gescannt worden ist. Das Verfahren 1200 kann ferner einen Schritt 1208 der Anwendung von Feathering auf einen Rand der TOM-Fensterung während der Rückprojektion enthalten.
In einer Ausführungsform können die mehreren Röntgen-Punktquellen, auf die hier in Bezug auf die hier beschrie benen verschiedenen Verfahren verwiesen wird, wenigstens in Längsrichtung verteilt angeordnet sein. Außerdem können mehrere Röntgen-Punktquellen, die wenigstens in Längsrichtung verteilt angeordnet sind, ferner mehrere transaxiale Röntgen-Punktquellen enthalten. Die mehreren transaxialen Röntgen-Punktquellen können entlang eines isozentrischen Bogens verteilt angeordnet sein.
Ein Beispiel für eine Technik, die verwendet werden kann, um die Hilbert-Transformationsumkehr anzuwenden, ist in „A Two-Steg Hilbert Transform Method for 2D Image Reconstruction" von F. Noo, R. Clackdoyle und J. Pack in Phys. Med. Biol., Vol. 49 (2004), Seiten 3904-3923, beschrieben. Jedoch können in anderen Ausführungsformen andere Techniken zur Anwendung einer Hilbert-Transformationsumkehr entlang eines vordefinierten Satzes von Linien eingesetzt werden.
Diskrete Ansichtsabtastung
Die binäre Fensterungsoperation, auf die vorstehend Bezug genommen worden ist, kann Artefakte hervorrufen, weil lediglich eine endliche Anzahl diskreter Ansichtsabtastungen während des tatsächlichen Scanns verwendet wird. Um dies verständlich zu machen, werden die Darstellung 1300 nach 13 und die Darstellung 1400 nach 14 betrachtet. Bezugnehmend auf 13 ist ein Rekonstruktionspunkt X veranschaulicht. Eine Linie 1301 (die als die „verallgemeinerte Pi-Linie" bezeichnet wird) verläuft durch den Rekonstruktionspunkt X und entspricht diesem. In dem hier verwendeten Sinne bezieht sich der Ausdruck "verallgemeinerte Pi-Linie" auf ein Liniensegment, dessen beide Endpunkte auf der Quellentrajektorie liegen. Der Ausdruck Pi- Linie ist ähnlich, wird jedoch gewöhnlich nur für eine schrauben- bzw. spiralförmige Quellentrajektorie verwendet.
Quellenmuster 1303 und 1304 (die als Sterne veranschaulicht sind) sind auf derselben Seite des Rekonstruktionspunktes X an jedem Ende der Pi-Linie 1301 positioniert. Ein u-förmiges Segment 1302 (das als das „Pi-Segment" bezeichnet wird) erstreckt sich auf der entgegengesetzten Seite des Rekonstruktionspunktes X, verläuft durch zwei weitere Quellenmuster 1305 und 1306 und ist mit jedem Ende der Pi-Linie 1301 verbunden.
Die Endpunkte der Pi-Linie 1301 liegen näher an dem Paar von Quellenmustern 1303 und 1304 gerade noch außerhalb des Pi-Segmentes 1302 als an dem Paar von Quellenmuster 1305 und 1306 gerade noch innerhalb des Pi-Segmentes 1302. Jedoch verwirft die Anwendung der diskreten TOM-Fensterung die Information von den Quellenmustern 1303 und 1304 vollständig. Dadurch wird die wahre Pi-Linie 1301 effektiv als die gestrichelte Linie 1307 (z.B. die Pi-Linie durch Abtastung) angenähert, deren Endpunkte auf dem Pi-Segment 1302 liegen. Ein Endpunkt der durch Abtastung erhaltenen Pi-Linie 1307 liegt auf dem Pi-Segment 1302 zwischen dem Quellenmuster 1305 und dem einen Endpunkt der wahren Pi-Linie 1301; der andere Endpunkt der durch Abtastung erhaltenen Pi-Linie 1307 liegt auf dem Pi-Segment 1302 zwischen dem Quellenmuster 1306 und dem anderen Endpunkt der wahren Pi-Linie 1301.
14 zeigt eine schematisierte Darstellung, die eine Feathering-Region 1401 veranschaulicht, die auf die TOM-Fenstergrenzen 711, 712 angewandt werden kann, um dieses Artefakt (z.B. die Pi-Linie durch Abtastung 1307) zu ver ringern. In einer Ausführungsform kann die Feathering-Region 1401 unter Verwendung einer gefeatherten Fensterungsoperation erzeugt werden.
15 zeigt ein Flussdiagramm 1500, das eine Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung einer gefeatherten Fensterungsoperation veranschaulicht. In Schritt 1501 kann ein Feathering-Abstand in dem Bildbereich definiert werden. In Schritt 1502 kann dieser Feathering-Abstand anschließend auf einen Röntgendetektor projiziert werden. Auf diese Weise (und bezugnehmend auf 13 und 14) sind die Gewichtungen, die für ein gegebenes Voxel X verwendet werden, wenn sich eine Röntgen-Punktquelle in das Pi-Segment 1302 hineinbewegt, mit den Gewichtungen kompatibel, die für das Voxel X verwendet werden, wenn sich die Röntgen-Punktquelle aus dem Pi-Segment 1302 heraus bewegt. In dem hier verwendeten Sinne bedeutet der Ausdruck „kompatibel", dass eine Summe aus der Gewichtung in einer beliebigen Position der Röntgen-Punktquelle und der Gewichtung in einer konjugierten Position (z.B. der Position, die sowohl mit dem Voxel X als auch mit der Anfangsposition der Röntgen-Punktquelle eine gemeinsame Ebene aufweist, wobei die Ebene parallel zu der Drehachse verläuft) 1 beträgt. Wenn das Feathering-Fenster auf dem Detektor definiert wäre, könnte diese Gleichheit nicht vorliegen.
Eine beispielhafte Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung der Feathering-Operation wird nun in weiteren Einzelheiten beschrieben. Es werden eine Voxelposition V bei (x,y,z) sowie die folgenden beiden Punkte betrachtet: V+ bei (x,y,z+k) und V– bei (x,y,z-k). Der Punkt V+ liegt gerade noch über V, während der Punkt V– gerade noch unterhalb von V liegt. Die Projektionen dieser Punkte auf den Detektor werden als P, P+ bzw. P– bezeichnet. Wenn sowohl P+ als P– in dem TOM-Fenster liegen, wird den Daten vor der Rückprojektion eine Gewichtung von 1 gegeben. Wenn sowohl P+ als auch P– außerhalb des TOM-Fensters liegen, wird eine Gewichtung von 0 vor einer Rückprojektion angewandt (oder es wird keine Rückprojektion auf V vorgenommen). Wenn lediglich einer dieser beiden Punkte innerhalb des TOM-Fensters liegt, wird das eine innerhalb des Fensters liegende als P_i bezeichnet, während das eine außerhalb des Fensters liegende als P_o bezeichnet wird. Der Punkt an dem Schnittpunkt zwischen dem TOM-Fenster und dem Liniensegment, das P_o und P_i miteinander verbindet, wird als P* bezeichnet. „R" ist dann als das Verhältnis des Abstandes zwischen P_i und P* zu dem Abstand zwischen P_i und P_o definiert. Anschaulich ist R = 0,5, wenn P auf der Begrenzung des TOM-Fensters liegt, während R größer ist als 0,5, wenn P innerhalb des TOM-Fensters liegt, und R kleiner ist als 0,5, wenn P außerhalb des TOM-Fensters liegt. R wird anschließend in eine Gewichtung (W) umgerechnet, die dann vor der Rückprojektion mit den Daten multipliziert wird. Wenn eine lineare Feathering-Operation verwendet wird, ist W=R. Im Allgemeinen gilt W=f(R), wobei f eine in dem Bereich [0,1] definierte stetige Funktion (vorzugsweise eine steigende Funktion) ist, die derart ist, dass f(0)=0 und f(x)+f(1-x)=1. Beispielsweise könnte f definiert sein als (1-cos (Pi*x))/2.
In der vorstehenden Beschreibung ist k ein Feathering-Parameter, der mit dem Voxelabstand in z multipliziert ist. Wenn k nahezu 0 erreicht, wird der Fall einer binären TOM-Fensterung erreicht. Es ist festgestellt worden, dass die Verwendung eines Feathering-Parameters von 1 Restfehler in dem diskreten Ansichtsabtastungsproblem, das vorstehend be schrieben worden ist, vermeidet. In einer Ausführungsform kann ein Feathering-Parameter von 1 verwendet werden, um anzuzeigen, dass der Abstand zwischen V+ und V– exakt zwei Voxel für jeden Rekonstruktionspunkt beträgt.
16 zeigt ein Flussdiagramm 1600, das eine Ausführungsform eines weiteren Verfahrens zur Durchführung einer gefeatherten Fensterungsoperation veranschaulicht. Eine innere Schleife der Rückprojektion wird an der z-Stelle bzw. den z-Stellen des bzw. der Voxel durchgeführt. Dies verbessert die Effizienz, weil der z-Abstand zwischen V+ und V- für alle Voxel, die eine gemeinsame (x,y)-Stelle aufweisen, konstant ist.
Bezugnehmend auf 16 kann eine Implementierung des Feathering in der Rückprojektionsoperation in Schritt 1601 in der Rückprojektion oder den TOM-Fensteroperationen bewerkstelligt werden, indem zusätzliche „Falls"-Anweisungen („if"-Anweisungen) darin eingefügt werden um zu testen, ob jeder projizierte Datenpunkt in einem multiaxialen CT-Datensatz in einer Feathering-Region liegt. Die Feathering-Region kann auf jeder Seite einer TOM-Fenstergrenze um eine vorbestimmte Strecke vergrößert werden. In anderen Worten ist eine Feathering-Region in einer Ausführungsform ein schmales Band der Pufferregion auf der TOM-Grenzlinie. Wie nachstehend erläutert, bekommen einige Punkte, die deutlich innerhalb der TOM-Begrenzung liegen, eine volle Gewichtung, während einige Punkte, die klar weit außerhalb der TOM-Begrenzung liegen, eine Gewichtung von 0 bekommen. Einige Punkte, die in eine unscharfe Pufferregion, die als die „Feathering-Region" bezeichnet wird, fallen, bekommen eine Teilgewichtung.
In Schritt 1602 kann ein Punkt, der weit innerhalb der TOM-Fensterbegrenzung liegt, mit voller Gewichtung akzeptiert werden. In Schritt 1603 kann ein Punkt, der außerhalb der TOM-Fensterbegrenzung liegt, ohne Gewichtung verworfen werden. In Schritt 1604 kann, falls ein Punkt in die Feathering-Region fällt, die momentane Ansicht passend gewichtet werden, indem ein Abstand zwischen einer tatsächlichen Stelle, in der der Punkt liegt, und der TOM-Fensterungsgrenze berechnet wird. In einer Realisierung können die Gewichtungen durch eine lineare Interpolation gebildet werden; jedoch können andere Interpolationsarten, wie sie für einen Fachmann allgemein bekannt sind, auch verwendet werden.
Die obige Erläuterung dient lediglich Veranschaulichungszwecken und ist nicht dazu gedacht, das einzige Verfahren zur Implementierung dieses Algorithmus anzugeben. Vielmehr können in anderen Ausführungsformen andere Verfahren und/oder Modifikationen des obigen Verfahrens, wie sie für einen Fachmann bekannt sind, eingesetzt werden.
Multipunkt- Intervall -TOM-Fensterung
17 zeigt ein Flussdiagramm 1700 unter Veranschaulichung einer Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung einer Multipunkt-Intervall-TOM-Fensterung (Multispot Interval TOM-Windowing). Die durch das Flussdiagramm 1700 dargestellten Verfahrensschritte veranschaulichen, dass Ausführungsformen der TOM-Fensterungsmethode, wie sie vorstehend mit Bezug auf wenigstens die 15 und 16 beschrieben ist, dazu verwendet werden können, Daten von axialen Scanns miteinander zu kombinieren, die in der axialen Richtung voneinander getrennt sind. Wenn beispielsweise (wie vorstehend beschrieben) der Konuswinkel derart gewählt wird, dass die Strahlungskoni für benachbarte Axialscanns an der Scanner-Drehachse aneinander angrenzen, müssen lediglich Daten von den beiden nächsten Axialscanns verwendet werden, um ein gegebenes Voxel zu rekonstruieren, weil das Voxel in den entfernteren Axialscanns nicht gemessen wird. Wenn jedoch (wie nachstehend beschrieben) der Konuswinkel in Bezug auf den Scann-Trennabstand deutlich größer ist, ist es erwünscht, Daten von Scanns miteinander zu kombinieren, die in der axialen Richtung in einem größeren Abstand zueinander versetzt sind. Dies kann bewerkstelligt werden, indem Rekonstruktionstechniken verwendet werden, die zwar die vorstehend beschriebene TOM-Fensterungsmethode, jedoch mit einem größeren TOM-Fenster anwenden. Anschaulich heißt dies, dass, wenn zwei Quellen gewählt werden, die in Längsrichtung weiter voneinander beabstandet sind als vorstehend beschrieben, die TOM-Fenstergröße größer wird als zuvor. Somit können anstelle einer Auswahl von zwei benachbarten Quellen die beiden Quellen willkürlich gewählt werden, um ein TOM-Fenster zu bilden, das größer ist als ein von zwei benachbarten Quellen gebildetes TOM-Fenster.
In Schritt 1701 werden, wie in dem Fall des ursprünglichen TOM-Fensters, die Begrenzungen des größeren TOM-Fensters für jeden Axialscann durch die Projektionen auf einen Röntgendetektor eines Axialscannpfads oberhalb eines vorausgewählten Scanns und eines Axialscannpfads unterhalb des vorausgewähten Scanns gebildet. In Schritt 1702 werden jedoch für das größere TOM-Fenster nicht die benachbarten Scannpfade, sondern eher Scannpfade verwendet/ausgewählt, die um zwei oder mehrere Scanns voneinander beabstandet sind (wobei die tatsächliche Anzahl durch die Größe des TOM-Fensters begrenzt ist, das von dem Detektor erfasst werden kann). In Schritt 1703 besteht die einzige weitere Anpassung, die erforderlich ist, darin, die Werte (z.B. CT-Werte, Bildpixelwerte, etc.) in dem Endbild durch die halbe Anzahl von Scanns zwischen einer oberen TOM-Fensterbegrenzung und der unteren TOM-Fensterbegrenzung zu dividieren. In einer Ausführungsform, in der die obere TOM-Fensterbegrenzung und die untere TOM-Fensterbegrenzung um drei Scanns von dem gerade betrachteten Scann entfernt sind, beträgt der Gesamtabstand zwischen dem oberen und dem unteren Begrenzungsscann sechs Scanns. Demgemäß wird das Bild durch drei geteilt. In Schritt 1704 kann anschließend die in Bezug auf die Schritte 1601, 1602, 1603 und 1604 nach 16 vorstehend beschriebene Feathering-Operation in der gleichen Weise wie für das originale TOM-Fenster angewandt werden.
In einem optionalen Schritt 1705 können die TOM-Grenzen der äußeren Scanns reduziert werden, um eine Verabreichung einer Röntgendosis außerhalb eines gegebenen Raumzylinders zu vermeiden. In einer derartigen Ausführungsform muss jeder äußerste Scann (in Schritt 1706) mehrere darin definierte TOM-Fenster aufweisen, wobei jedes Fenster durch die Projektion eines anderen Scanns abgegrenzt ist. Jedem der mehreren TOM-Fenster wird dann (in Schritt 1707) eine andere Gewichtung verliehen. Beispielsweise kann in einer Ausführungsform dem kleinsten TOM-Fenster eine Gewichtung von N gegeben werden, während dem nächsten eine Gewichtung von N-1 verliehen werden kann und so weiter (wobei das größte TOM-Fenster eine Gewichtung von 1 erhält).
Radon Redundanz-Kompensation
Alle vorstehenden Methoden, einschließlich der Schicht basierten Rekonstruktion (Abschnitt 5), sind nicht exakt. Nur wenn ein Voxel zufällig in einer Ebene einer der Röntgen-Punktquellen liegt und Daten von anderen Röntgen-Punktquellen nicht verwendet werden, würde es artefaktfrei sein. Andererseits ist es zur Minimierung von Bildrauschen erwünscht, all die Strahlen zu verwenden, die durch ein gegebenes Voxel hindurchtreten, einschließlich derjenigen, die einen größeren Konuswinkel aufweisen. Dies reduziert das Rauschen, kann jedoch Konusstrahlartefakte verstärken.
18 zeigt ein Flussdiagramm 1800 einer Ausführungsform eines Verfahrens zur Durchführung einer Radon-Redundanz- und/oder Fourierfrequenz-Kompensation unter Verringerung der Verstärkung von Konusstrahlartefakten. In Schritt 1801 kann der Grad der Ungenauigkeit gekennzeichnet werden, indem an jeder Voxelstelle die Gewichtung berechnet wird, die den Radondaten (oder äquivalent Fourierdaten) verliehen wird, die der Ebene, die das Voxel schneidet, zugeordnet sind. In Schritt 1802 wird in dem Fall einer standardgemäßen TOM-Fensterung eine Gewichtung von 1 allen Ebenen gegeben, auf denen Daten verfügbar sind, während eine Gewichtung von 0 auf alle sonstigen Ebenen angewandt wird, weil die diesen Ebenen entsprechenden Daten nicht verfügbar sind. Infolgedessen kann durch Beeinflussung der Gewichtung der Daten wenig oder nichts gewonnen werden. Jedoch werden in anderen Fällen (wie bei der Intervall-TOM-Fensterung) die Radunebenen (oder die Fourierfrequenzen) in Abhängigkeit davon, wie oft sie gemessen werden, (in Schritt 1803) unterschiedlich gewichtet.
Dies kann (in Schritt 1804) für die Verwendung eines nicht stationären Operators berücksichtigt werden, der in dem Bildbereich angewandt wird, indem der Einfluss von Ebenen, die im Vergleich zu anderen Ebenen weniger Male gemessen werden, verstärkt wird. Eine ähnliche Argumentation ist für den Fourier-Bereich möglich: Wenn für eine gegebene Ebene mehrere Frequenzdaten verfügbar sind, können sie (in Schritt 1805) in einer Weise miteinander kombiniert werden, die durch die Abdeckung bzw. Reichweite des Fouriertransformationsraums vorgegeben ist. Beispielsweise können Ausführungsformen der hier beschriebenen Verfahren in der CT-Systemarchitektur nach 6 verwendet und/oder im Zusammenhang mit dieser erläutert werden. Wenn beispielsweise eine Ausführungsform des Verfahrens 1800 in der Systemarchitektur nach 6 verwendet wird, kann die zentrale Ebene 605 (in Schritt 1806 des Verfahrens 1800) rekonstruiert werden, indem Daten von dem mittleren bzw. zentralen Quellenring 605 und Daten von den äußeren Quellen 601 und 609 verwendet werden. In einer Ausführungsform ist eine Rekonstruktion unter Verwendung lediglich der Daten von dem zentralen Quellenring 605 exakt, während die Rekonstruktionen, die lediglich Daten von den äußeren Quellen 601 und 609 verwenden, aufgrund fehlender Ortsfrequenzen nicht exakt sind. In dem Frequenzraum betrachtet, steuert jeder Datensatz Informationen für einige Ortsfrequenzen bei. In einer Ausführungsform des Verfahrens 1800 liefern somit die Daten von dem zentralen Quellenring 605 Informationen für sämtliche Frequenzen, während die Daten von den anderen Quellen 601 und 609 Informationen für einige, jedoch nicht alle Frequenzen liefern.
In einer Ausführungsform können die lokalen Rekonstruktionen (in Schritt 1807) auf der Grundlage der in die sen enthaltenen Ortsfrequenzinformationen miteinander kombiniert werden, so dass die frequenzgewichtete Kombination sämtliche Frequenzen geeignet gewichtet, jedoch weniger Rauschen an den Frequenzen ergibt, die in redundanter Weise mittels mehrerer Quellenringe abgetastet werden. Eine Methode, um dies zu erreichen, faltet die Daten (in Schritt 1808) in dem Bildbereich mit einer Ortsvarianten Kernfunktion (sog. Kernel), die durch die inverse Fouriertransformation der gewünschten Fouriergewichtungen gebildet ist.
Eine weitere Methode erzielt den gleichen Effekt (in Schritt 1809) durch Hilbert-Transformation der abgeleiteten Projektionsdaten in mehrere Richtungen, was jeweils einen anderen Frequenzgehalt zur Folge hat, und durch Kombination in einer derartigen Weise, dass die Beiträge, wenn möglich, aufsummiert 1 ergeben. Als Beispiel werden ein Voxel in der Ebene einer ersten Röntgen-Punktquelle und Rekonstruktionen betrachtet, die mittels der folgenden vier (nicht darauf beschränkten, beispielhaften) Strategien erhalten werden:

(A) Eine Verwendung von Daten von einer Röntgen-Punktquelle 1 mit einer Hilbert-Transformation, die in zu dem Pfad der Röntgen-Punktquelle 1 tangentialen Ebenen angewandt wird, ergibt sämtliche gewünschte Frequenzen;
(B) Eine Verwendung von Daten von der Röntgen-Punktquelle 1 mit einer Hilbert-Transformation, die in zu dem Pfad einer Röntgen-Punktquelle 2 tangentialen Ebenen angewandt wird, beseitigt einige Frequenzen in der Nähe der z-Richtung;
(C) Eine Verwendung von Daten von der Röntgen-Punktquelle 2 mit einer Hilbert-Transformation, die in zu dem Pfad der Röntgen-Punktquelle 2 tangentialen Ebenen angewandt wird, weist einige fehlende Frequenzen nahe an der z-Richtung auf; und
(D) Eine Verwendung von Daten von der Röntgen-Punktquelle 2 im Zusammenhang mit einer schrägen bzw. geneigten Hilbert-Transformation, weist weiterhin einige fehlende Frequenzen in der Nähe der z-Richtung auf.

Eine Kombination, wie beispielsweise 2*A-B+C, ergibt einen gleichförmigeren Frequenzgehalt. In einer Ausführungsform kann dieses Verfahren für eine Rekonstruktion in anderen Ebenen modifiziert werden, indem die Neigung der Filterungsrichtungen in A-D in Abhängigkeit von der Stelle auf dem Detektor verändert und eine passende Kombination gebildet wird.
19 und 20 zeigen Blockschaltbilder von Ausführungsformen von Verfahren zur fensterbasierten Konusstrahl-Rekonstruktion für multiaxiale CT-Datensätze. Die CT-Datensätze können unter Verwendung von in Längsrichtung versetzten Röntgenstrahlen akquiriert werden, die von mehreren Röntgen-Punktquellen ausgestrahlt werden, die wenigstens in Längsrichtung entlang eines isozentrischen Bogens verteilt angeordnet sein können.
19 zeigt ein Flussdiagramm 1900 mit Verfahrensschritten, die eine TOM-Fenster basierte Rekonstruktionsmethode mit Rebinning aufweist. Bezugnehmend auf 19 wird in Schritt 1901 ein Mehrquellen-IGCT-Sinogramm erhalten. In Schritt 1902 wird eine Rebinning-Operation in „z" durchgeführt. In Schritt 1903 wird eine "x-y"-Rebinning-Operation mit Feathering durchgeführt, um ein multiaxiales Sinogramm der dritten Generation 1904 zu erhalten. Das multiaxiale Sinogramm der dritten Generation 1904 wird anschließend (in Schritt 1905) unter Verwendung paralleler Ableitungen und Hilbert-Transformationen verarbeitet. In Schritt 1906 wird eine TOM-Fensterungsoperation gemeinsam mit Feathering (in der vorstehend beschriebenen Weise) durchgeführt. In Schritt 1907 werden von der TOM-Fensterungsoperation mit Feathering herrührende Daten unter Verwendung einer der vorstehend beschriebenen kombinierten Rückprojektionstechniken rekonstruiert. Das Ergebnis der Schritte 1902, 1903, 1905, 1906 und 1907 ist ein rekonstruiertes Volumen 1908. Zusätzlich zu den vorstehend erwähnten Vorteilen kann das Rekonstruktionsvolumen 1908 im Wesentlichen frei von Artefakten sein.
20 zeigt ein Flussdiagramm 2000, das Verfahrensschritte veranschaulicht, die eine TOM-Fenster basierte Rekonstruktionsmethode ohne Rebinning aufweisen. In Schritt 2001 wird ein Mehrquellen-IGCT-Sinogramm gewonnen. In Schritt 2002 wird das Mehrquellen-IGCT-Sinogramm unter Verwendung paralleler Ableitungen und einer Redundanzgewichtung, wie vorstehend beschrieben, verarbeitet. In Schritt 2003 werden Daten, die sich aus dem Schritt 2002 ergeben, unter Verwendung einer Signum-Gewichtung weiter verarbeitet, und es wird eine TOM-Fensterung mit Feathering (wiederum in der vorstehend beschriebenen Weise) durchgeführt. In Schritt 2004 wird eine Rückprojektion durchgeführt. In Schritt 2005 wird eine Hilbert-Transformationsumkehr durchgeführt. Das Ergebnis der Schritte 2002, 2003, 2004 und 2005 ist ein rekonstruiertes Volumen 2006. Zusätzlich zu den vorstehend erwähnten Vorteilen kann das rekonstruierte Volumen 2006 im Wesentlichen frei von Artefakten sein.
21 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens 2100 zur Durchführung einer analytischen Rekonstruktion für einen multiaxialen Inversgeometrie-CT-Datensatz. Das Verfahren 2100 kann einen Schritt 2101 zur Gewinnung von Projektionsdaten aus dem multiaxialen Inversgeometrie-CT-Datensatz enthalten. Das Verfahren 2100 kann ferner einen Schritt 2102 enthalten, der wenigstens einen der folgenden Schritte aufweisen kann: a) Rebinning (Umsortierung) von Daten von einem oder mehreren transaxial versetzten Röntgen-Punktquellen zu einem Datensatz der dritten Generation (Schritt 2104), b) Anwendung einer Ableitung, die eine Trajektorie der einen oder der mehreren transaxial zueinander versetzten Röntgen-Punktquellen parallel ausrichtet, auf die Projektionsdaten (Schritt 2105) und c) Anwendung einer Hilbert-Transformation auf die Projektionsdaten nach dem Ableitungsschritt oder auf die Bilddaten nach der Rückprojektion (Schritt 2106). Das Verfahren 2100 kann ferner einen Schritt 2103 der Anwendung eines TOM-Fensters (Trajectory-Opposite-Mapping-Fensters) auf die Projektionsdaten vor oder während der Projektion enthalten. In einer Ausführungsform kann das TOM-Fenster mit einer Verschiebung von einem halben Pixel auf die Projektionsdaten angewandt werden. Das Verfahren 2100 kann ferner einen Schritt 2107 zur Ausgabe eines rekonstruierten Volumens enthalten, das frei oder im Wesentlichen frei von Artefakten ist. Das rekonstruierte Volumen kann eine dreidimensionale Darstellung eines durch ein Inversgeometrie-Computertomographie-System (IGCT-System) gescannten Objektes darstellen.
Glossar
Die folgenden hier verwendeten Ausdrücke können wenigstens die folgenden Definitionen enthalten, die keinesfalls beschränkend aufzufassen sind:
Longitudinal bzw. in Längsrichtung – in der Richtung einer Drehachse, zu Veranschaulichungszwecken entlang einer z-Richtung, ausgerichtet;
Transaxial – in zwei Dimensionen und/oder in einer Ebene (x-y-Ebene), die senkrecht zu der Drehachse (zu Veranschaulichungszwecken der z-Achse) verläuft;
Fächerstrahlgeometrie – CT-Geometrie der dritten Generation mit einer einzelnen Röntgenquelle und einem linearen (1D) Detektorarray;
Konusstrahlgeometrie – CT-Geometrie der dritten Generation mit einer einzelnen Röntgenquelle und einem mehrreihigen (2D)-Detektor;
Axialscann – ein Drehscann ohne eine Bewegung eines Patiententisches;
Schraubenförmiger Scann bzw. Spiralscann – ein Drehscann mit einer Bewegung eines Patiententisches;
Rebinning – die Umorganisierung bzw. Umsortierung eines Datensatzes entsprechend einer neuen Akquisitionsgeometrie oder einem gleichgestellten System;
Feathering – graduelle Veränderung einer Gewichtung oder eines Beitrags von zwei einander teilweise überlappenden Datensätzen, um zwischen diesen einen sanften Übergang zu schaffen;
Isozentrischer Bogen – ein Bogen, dessen Zentrum auf der Drehachse eines CT-Scanners liegt.
Während Ausführungsformen der Erfindung mit Bezug auf ein System mit rotierender Gantry beschrieben worden sind, können Ausführungsformen der Erfindung auch auf Tischplattensysteme, bei denen das Objekt gedreht wird, oder auf eine beliebige sonstige medizinische oder nichtmedizinische Scannervorrichtung angewandt werden, bei der die Projektionsgeometrie der vorstehend beschriebenen Geometrie ähnlich ist oder entspricht.
Es sind verschiedene Ausführungsformen der Erfindung detailliert beschrieben worden; jedoch werden sich Personen mit einem gewöhnlichen Fachwissen in dem oben angegebenen technischen Feld zahlreiche Modifikationen erschließen, die in dem Rahmen der Erfindung liegen. Derartige Personen sollten erkennen, dass Merkmale, die im Zusammenhang mit einer Ausführungsform beschrieben sind, auf andere Ausführungsformen angewandt werden können.
Es sind Ausführungsformen von Verfahren 1100, 1200, 1500, 1600, 1700, 1800, 1900, 2000, 2100 zur Rekonstruktion von Röntgenprojektionsdaten (z.B. eines oder mehrerer Sinogramme) beschrieben, die unter Verwendung eines Mehrquellen-Inversgeometrie-Computertomorgraphie-Scanners („IGCT"-Scanners) akquiriert werden. Eine Ausführungsform eines ersten Verfahrens verarbeitet ein IGCT-Sinogramm durch Re binning zuerst in „z" und anschließend in „x-y", wobei während des „x-y"-Rebinning ein Feathering angewandt wird. Dies erzeugt ein Äquivalent zu einem multiaxialen Sinogramm der dritten Generation, das unter Verwendung einer parallelen Ableitung und/oder Hilbert-Transformation weiter verarbeitet werden kann. Es kann auch eine TOM-Fenstertechnik (mit Feathering) sowie eine kombinierte Rückprojektionstechnik angewandt werden, um ein rekonstruiertes Volumen zu erzeugen. Eine Ausführungsform eines zweiten Verfahrens verarbeitet ein IGCT-Sinogramm unter Verwendung einer parallelen Ableitung und/oder Redundanzgewichtung. Das zweite Verfahren kann ferner eine Signum-Gewichtung, eine TOM-Fensterung (mit Feathering), eine Rückprojektion und eine Hilbert-Transformationsumkehr verwenden, um ein anderes rekonstruiertes Volumen zu erzeugen.

100: Inversgeometrie-Computertomographiesystem
101: Detektor
102: Verteilte Röntgenquelle
103: Röntgen-Punktquellen
104: Röntenstrahl
105: Projektionsdaten/Sinogramm
106: Sichtfeld (FOV, Field-of-View)
107: Drehachse
200: Mehrquellen-IGCT-System
201: Detektorarray
202,204: Röntgenstrahlen
203: Röntgen-Punktquelle
300: CT-System der dritten Generation
301: Detektorarray
302,304: Röntgenstrahlen
303: Röntgenquelle
306: Isozentrischer Kreis
401: Mehrquellen- IGCT-Projektionsdaten
402: Rebinntes Sinogramm der dritten Generation
600: Schaubild
601-609: CT-Schicht
610: Erster Datensatz
620: Zweiter Datensatz
630: Dritter Datensatz
640: Einzelnes Volumen
700: Schaubild
701: Röntgendetektor
703: Zielbereich
705-707: Röntgen-Punktquellen
708-710: Symmetrische Konuswinkel
711,712: TOM-Fenstergrenzen
713: Region außerhalb der TOM-Fensterbegrenzung 711
714: Region zwischen den TOM-Fensterbegrenzungen 711, 712
715: Region außerhalb der TOM-Fensterbegrenzung 712
716: Daten von der Röntgenquelle 707
717: Daten von der Röntgenquelle 705
800: Schaubild
801: Isozentrum
1000: Diagramm
1100: Flussdiagramm für ein Verfahren
1101-1103: Verfahrensschritte
1200: Flussdiagramm für ein Verfahren
1201-1208: Verfahrensschritte
1300: Schaubild
1301: Pi-Linie
1302: Pi-Segment
1303-1306: Röntgen-Quellen
1307: Gestrichelte Linie
1305: Röntgen-Quelle
1400: Schaubild
1401: Feathering-Region
1500: Flussdiagramm für ein Verfahren
1501, 1502: Verfahrensschritte
1600: Flussdiagramm für ein Verfahren
1601-1604: Verfahrensschritte
1700: Flussdiagramm für ein Verfahren
1701-1706: Verfahrensschritte
1800: Flussdiagramm für ein Verfahren
1801-1809: Verfahrensschritte
1900: Flussdiagramm für ein Verfahren
1901-1908: Verfahrensschritte
2000: Flussdiagramm für ein verfahren
2001-2006: Verfahrensschritte
2100: Flussdiagramm für ein Verfahren
2101-2107: Verfahrensschritte

Claims

Verfahren zur fensterbasierten Konusstrahl-Rekonstruktion für einen multiaxialen CT-Datensatz, wobei der CT-Datensatz unter Verwendung in Längsrichtung versetzter Röntgenstrahlen akquiriert wird, die von mehreren Röntgen-Punktquellen ausgesandt werden, die wenigstens in Längsrichtung verteilt angeordnet sind, wobei das Verfahren aufweist: Gewinnung (2101) von Projektionsdaten aus dem multiaxialen CT-Datensatz; wenigstens einen der folgenden Schritte: a) Rebinning (2104) von Daten von einer oder mehreren transaxial versetzten Röntgen-Punktquellen zu einem Datensatz der dritten Generation, b) Anwendung (2105) einer Ableitung, die eine Trajektorie der einen oder mehreren transaxial zueinander versetzten Röntgen-Punktquellen parallelisiert, auf die Projektionsdaten, und/oder c) Anwendung (2106) einer Hilbert-Transformation entweder auf die Projektionsdaten nach dem Ableitungsschritt oder auf die Bilddaten nach einer Rückprojektion; und Ausgabe (2107) eines rekonstruierten Volumens, wobei das rekonstruierte Volumen eine dreidimensionale Darstellung eines durch ein Inversgeometrie-Computertomographie-System („IGCT"-System) gescannten Objektes bildet.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die mehreren Röntgen-Punktquellen (705, 706, 707), die wenigstens in Längsrichtung verteilt angeordnet sind, ferner mehrere transaxiale Röntgen-Punktquellen (705, 706) enthalten.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die mehreren transaxialen Röntgen-Punktquellen (705, 706, 707), in Längsrichtung entlang eines isozentrischen Bogens verteilt angeordnet sind.
Verfahren nach Anspruch 1, das ferner aufweist: Anwendung (2103) eines Trajectory-Opposite-Mapping-Fensters („TOM"-Fensters) auf die Projektionsdaten vor oder während der Rückprojektion.
Verfahren nach Anspruch 1, das ferner aufweist: Anwendung (1102) der Hilbert-Transformation mit einer Verschiebung von einem halben Pixel.
Verfahren zur analytischen Rekonstruktion eines multiaxialen CT-Datensatzes, das einen oder mehrere Axialscanns umfasst, wobei der CT-Datensatz unter Verwendung von in Längsrichtung versetzten Röntgenstrahlen akquiriert wird, die von mehreren Röntgen-Punktquellen ausgesandt werden, die wenigstens in Längsrichtung verteilt angeordnet sind, wobei das Verfahren aufweist: unabhängige Differenziation (1201) von Daten, die jeder Röntgen-Punktquelle entsprechen; Anwendung (1202) einer Gewichtung auf die differenzierten Daten, um eine Datenüberlappung zu berücksichtigen; Gewichtung (1203) der resultierenden Daten, um eine Richtung von Röntgenstrahlen in Bezug auf eine Richtung, die zu einer Richtung einer Hilbert-Transformationsumkehr orthogonal verläuft, zu berücksichtigen; Anwendung (1204) einer Trajectory-Opposite-Mapping-Fensterung („TOM"-Fensterung); Durchführung (1205) einer Rückprojektion; Durchführung (1206) der Hilbert-Transformationsumkehr entlang eines Satzes von vordefinierten Linien; und Ausgabe (1207) eines rekonstruierten Volumens, wobei das rekonstruierte Volumen eine dreidimensionale Darstellung eines durch ein Inversgeometrie-Computertomographiesystem („IGCT"-System) gescannten Objektes bildet.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die mehreren wenigstens in Längsrichtung verteilten Röntgen-Punktquellen (705, 706, 707) ferner mehrere transaxiale Röntgen-Punktquellen (705, 706) enthalten.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei die mehreren transaxialen Röntgen-Punktquellen (705, 706, 707) entlang eines isozentrischen Bogens in Längsrichtung verteilt angeordnet sind.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Schritt (1202) der Anwendung einer Gewichtung auf die differenzierten Daten ferner aufweist: Gewichtung jedes differenzierten Datenpunktes entweder mit 1 oder mit –1 basierend auf einer Ausrichtung seines zugehörigen Strahls in Bezug auf die ausgewählten Linien.
Verfahren nach Anspruch 6, das ferner aufweist: Anwendung (1208) von Feathering auf die TOM-Fensterung während der Rückprojektion.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei der Schritt (1208) des Feathering ferner aufweist: Einfügung (1601) einer „Falls"-Anweisung, um zu testen, ob ein Datenpunkt in einer Feathering-Region sowie innerhalb einer TOM-Fenstergrenze liegt; Übernahme (1602) eines Punktes, der außerhalb der Feathering-Region liegt, mit voller Gewichtung; und Verwerfung (1603) eines Punktes, der außerhalb der Feathering-Region und außerhalb der TOM-Fenstergrenze liegt, ohne Gewichtung.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei die volle Gewichtung berechnet wird, indem ein Abstand zwischen einer tatsächlichen Stelle, in die der Datenpunkt fällt, und der TOM-Fenstergrenze bestimmt wird (1604).
Verfahren nach Anspruch 10, wobei der Schritt der Anwendung von Feathering ferner aufweist: Definition (1501) eines Feathering-Abstandes auf jeder Seite der vorbestimmten TOM-Fenstergrenze in einem Bildbereich; und Projektion (1502) des Feathering-Abstandes auf einen Röntgendetektor.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Schritt (1204) der Anwendung einer TOM-Fensterung ferner aufweist: Schaffung (1701) einer oberen und einer unteren Begrenzung eines TOM-Fensters für jeden axialen Scann eines multiaxialen CT-Datensatzes durch Projektion eines axialen Scannpfads oberhalb eines vorausgewählten Scannpfads sowie eines axialen Scannpfads unterhalb des vorausgewählten Scannpfads auf einen Röntgendetektor; Auswahl (1702) von Scannpfaden, die um zwei oder mehreren Scanns voneinander beabstandet sind; Teilen (1703) von Werten in einem Endbild durch die halbe Anzahl von Scannpfaden zwischen der oberen TOM-Fensterbegrenzung und der unteren TOM-Fensterbegrenzung; und Reduktion (1705) von TOM-Fensterbegrenzungen eines oder mehrerer äußerer Scannpfade des Axialscanns, um eine Verabreichung einer Röntgendosis außerhalb eines vorbestimmten Raumzylinders zu vermeiden.
Verfahren nach Anspruch 14, das ferner aufweist: Definition (1706) mehrerer TOM-Fenster in jedem äußeren Scannpfad, wobei jedes Fenster durch eine Projektion eines anderen Scannpfades beschränkt ist; und Zuweisung (1707) einer anderen Gewichtung zu jedem der mehreren TOM-Fenster.
Verfahren zur analytischen Rekonstruktion eines multiaxialen CT-Datensatzes, das einen oder mehrere axiale Scanns beinhaltet, wobei der CT-Datensatz unter Verwendung in Längsrichtung versetzter Röntgenstrahlen akquiriert wird, die von mehreren Röntgen-Punktquellen ausgesandt werden, die wenigstens in Längsrichtung entlang eines isozentrischen Bogens verteilt angeordnet sind, wobei das Verfahren aufweist, dass: an einer Voxelstelle innerhalb des multiaxialen CT-Datensatzes eine Gewichtung, die wenigstens einem von Radondaten gegeben wird, die einer Ebene zugeordnet sind, die die Voxelstelle schneidet, sowie eine Gewichtung berechnet wird (1801), die Fourierdaten verliehen wird, die einer Ortsfrequenz zugeordnet sind, die der Ebene entspricht, die die Voxelstelle schneidet.
Verfahren nach Anspruch 16, das ferner aufweist: Zuweisung (1802) einer Gewichtung von 1 zu einer Ebene, auf der Radondaten verfügbar sind; Zuweisung (1802) einer Gewichtung von 1 zu einer Frequenz, für die Fourierdaten verfügbar sind; und Zuweisung (1802) einer Gewichtung von 0 zu allen anderen Ebenen und Frequenzen.
Verfahren nach Anspruch 16, das ferner aufweist: Zuweisung (1803) unterschiedlicher Radongewichtungen zu einer oder mehreren Ebenen, auf der bzw. denen Radondaten verfügbar sind (z.B. „Radon-Ebenen"), wobei die unter schiedlichen Radongewichtungen in Abhängigkeit davon zugewiesen werden, wie häufig die Radonebenen gemessen werden; Zuweisung (1803) unterschiedlicher Frequenzgewichtungen zu zwei oder mehreren Frequenzen, auf denen Fourierdaten verfügbar sind (z.B. „Fourier-Frequenzen"), wobei die unterschiedlichen Frequenzgewichtungen in Abhängigkeit davon zugewiesen werden, wie viele Male die Fourierfrequenzen gemessen werden.
Verfahren nach Anspruch 16, das ferner aufweist: Verstärkung (1804) eines Einflusses von Radon-Ebenen, die weniger Male gemessen werden als andere Radon-Ebenen.
Verfahren (1800) nach Anspruch 16, das ferner aufweist: Kombination (1805) mehrerer Frequenzdaten, die für eine gegebene Ebene verfügbar sind, in einer durch eine Abdeckung des Fourier-Transformationsraums bestimmten Weise.
Verfahren nach Anspruch 16, das ferner aufweist: Rekonstruktion (1806) einer zentralen Ebene unter Verwendung von Daten von einer zentralen Röntgen-Punktquelle sowie von Daten von wenigstens zwei weiteren Röntgen-Punktquellen.
Verfahren nach Anspruch 21, das ferner aufweist: Kombination (1807) lokaler Rekonstruktionen auf der Basis von Fourier-Frequenzinformationen, die darin enthalten sind, wobei weniger Rauschen bei Frequenzen geschaffen 2wird, die in redundanter Weise durch mehrere Röntgen-Punktquellen abgetastet werden.
Verfahren nach Anspruch 22, das ferner aufweist: Faltung (1808) der rekonstruierten Daten der Zentralebene in dem Bildbereich mit einer Ortsvarianten Kernfunktion, die eine inverse Fourier-Transformation der zugewiesenen Frequenz-Gewichtungen darstellt.
Verfahren nach Anspruch 23, das ferner aufweist: Hilbert-Transformation (1809) von abgeleiteten Projektionsdaten in mehreren Richtungen, wobei jede der mehreren Richtungen einen anderen Frequenzgehalt ergibt; und Kombination (1809) der Hilbert-transformierten abgeleiteten Projektionsdaten, so dass sie sich zu 1 aufaddieren.