DE10345704A1

DE10345704A1 - Verfahren und Einrichtung für eine Bildgebung mit mehrfachen Modalitäten

Info

Publication number: DE10345704A1
Application number: DE10345704A
Authority: DE
Inventors: Albert Henry Roger Lonn; Jiang Brookfield Hsieh; Charles William New Berlin Stearns; Edward Henry Oconomowoc Chao; Brian Waukesha Grekowicz
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-10-04
Filing date: 2003-10-01
Publication date: 2004-08-05
Also published as: CN1537514A; CN1292712C; US20040066909A1; DE10345704A8; US6856666B2

Abstract

Ein Verfahren enthält das Abtasten bzw. Scannen eines Objekts in einer ersten Modalität mit einem ersten Sichtfeld zum Erhalt von Daten der ersten Modalität unter Einschluß von Daten eines vollständig abgetasteten Sichtfeldes sowie von Daten eines teilweise abgetasteten Sichtfeldes. Das Verfahren enthält weiterhin das Abtasten bzw. Scannen des Objekts in einer zweiten Modalität mit einem zweiten Sichtfeld, das größer als das erste Sichtfeld ist, sowie das Rekonstruieren einer Abbildung von dem Objekt unter Verwendung der Daten der zweiten Modalität und der Daten der ersten Modalität von einem teilweise abgetasteten Sichtfeld.

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf Abbildungssysteme, die in der Lage sind, Objekte in mehrfachen Modalitäten zu scannen bzw. abzutasten, und insbesondere auf Mehrfachmodalitätssysteme, bei denen die Modalitäten unterschiedliche Sichtfelder besitzen.
Die vorliegende Erfindung ist gerichtet auf mit mehrfachen Modalitäten arbeitende Abbildungssysteme, die in der Lage sind, eine Abtastung unter Einsatz verschiedener Modalitäten durchzuführen, zum Beispiel der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) sowie der Computertomographie (CT), ohne jedoch darauf beschränkt zu sein. Der Unterschied zwischen Mehrfachmodus und Mehrfachmodalität besteht darin, daß Mehrfachmodussysteme benutzt werden, um Abtastungen bzw. Scans in verschiedenen Modi durchzuführen (zum Beispiel im Fluoreszensmodus sowie im Tomosynthesemodus), während ein mehrfach modales System (Mehrfachmodalitätssystem) verwendet wird, um Scans in verschiedenen Modalitäten (zum Beispiel CT und PET) durchzuführen. Es wird davon ausgegangen, daß die Vorteile aus der Erfindung für alle Abbildungssysteme mit Mehrfachmodalität erwachsen, zum Beispiel für ein CT/PET Abbildungssystem, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein.
Mindestens einige Mehrfachmodalitätsysteme besitzen unterschiedliche Sichtfelder (fields of views – FOVs) für die verschiedenen Modalitäten. Zum Beispiel kann ein CT/PET System ein CT FOV aufweisen, das kleiner ist als ein PET FOV, und unter einigen Abtastbedingungen können sich Teile von einem Patienten über das von einem CT Detektor gemessene Gebiet hinaus erstrecken, was zu Bildfehlern bzw. Bildartefakten sowie zu einer unvollständigen Darstellung des abgebildeten Objekts führen kann. Es sind einige bekannte Verfahren publiziert worden, welche die Verminderung der Artefakte ansprechen, nicht jedoch die Abbildung des Teils von dem Patienten, der außerhalb des CT FOV liegt.
Bei derartigen Multimodalitätssystemen, wie zum Beispiel bei einem integrierten PET-CT System, gibt es eine innewohnende Justierung der PET und der CT Bilder, welche das System gewinnt. Da der Patient während der PET- und CT-Anteile für die Datengewinnung ruhig auf demselben Tisch liegt, wird sich der Patient in einer gleichbleibenden Position und Orientierung während der beiden Gewinnungsvorgänge befinden, was den Prozeß der Korrelation sowie der Verschmelzung der CT und PET Bilder in großem Maße vereinfacht. Dies erlaubt es, das CT Bild dazu zu verwenden, eine Schwächungskorrekturinformation für die Rekonstruktion des PET Bildes zu benutzen, und erlaubt es ferner einem Bildleser, in einfacher Weise die von dem CT Bild dargestellte Information die Anatomie betreffend sowie die in dem PET Bild dargestellte funktionelle Information miteinander zu korrelieren. Es ist jedoch wünschenswert, Schwächungsinformationen für die Rekonstruktion des PET Bildes von dem Teil des Patienten zu gewinnen, der sich über das CT FOV hinaus erstreckt. Es ist weiterhin wünschenswert, genaue Schwächungsinformationen für das PET Bild innerhalb des FOV vorzusehen. (Man beachte, daß durch ein Abschneiden (truncation} verursachte Artefakte einseitig überwiegende (biased) Schwächungsinformationen erzeugen.)
KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Gemäß einem Aspekt enthält ein Verfahren das Abtasten eines Objekts in einer ersten Modalität mit einem ersten Sichtfeld, um Daten für diese erste Modalität zu erhalten unter Einschluß von Daten eines vollständig abgetasteten Sichtfeldes sowie von Daten eines teilweise abgetasteten Sichtfeldes. Das Verfahren enthält ferner das Abtasten des Objekts in einer zweiten Modalität mit einem zweiten Sichtfeld, das größer ist als das erste Sichtfeld, um zweite Modalitätsdaten zu erhalten, sowie die Rekonstruktion eines Bildes von dem Objekt unter Verwendung der zweiten Modalitätsdaten sowie der ersten Modalitätsdaten von dem teilweise abgetasteten Sichtfeld.
Gemäß einem weiteren Aspekt ist eine Abbildungseinrichtung vorgesehen. Die Einrichtung enthält ein Computertomographie (CT)-System, welches eine Röntgenquelle sowie einen auf Röntgenstrahlen ansprechenden Detektor enthält, der so positioniert ist, daß er die von der Quelle ausgesandten Röntgenstrahlen empfängt, ferner ein Positron-Emissions-Tomograhie (PET)-System, welches einen auf einen Gammastrahl ansprechenden Detektor enthält, sowie einen betriebsmäßig an das CT System sowie an das PET System angekoppelten Computer. Der Computer ist so konfiguriert, daß er Daten von einem CT Scan eines Objekts empfängt, wobei diese Daten die Daten von einem vollständig abgetasteten Sichtfeld sowie Daten von einem teilweise abgetasteten Sichtfeld enthalten, daß er ferner die empfangenen Daten aus dem teilweise abgetasteten Sichtfeld anreichert bzw. vermehrt unter Verwendung der Daten von dem vollständig abgetasteten Sichtfeld, daß er Daten von einem PET Scan des Objekts empfängt und ein Bild von dem Objekt rekonstruiert unter Verwendung der empfangenen PET Daten sowie der angereicherten Daten aus dem teilweise abgetasteten Sichtfeld.
Gemäß einem weiteren Aspekt ist ein mittels eines Computers lesbares, mit einem Programm kodiertes Medium vorgesehen. Das Programm ist so konfiguriert, daß es einen Computer anweist, Daten aus einem in einer ersten Modalität teilweise abgetasteten Sichtfeld unter Verwendung von Daten des in der ersten Modalität vollständig abgetasteten Sichtfeldes anzureichern, und ein Bild unter Verwendung der angereicherten Daten in der ersten Modalität in einer zweiten Modalität zu rekonstruieren.
Die Erfindung enthält weiter ein Verfahren zur Anwendung mit den ersten und zweiten Bilddatensätzen entsprechend den ersten bzw. zweiten Sichtfeldern (FOV), wobei der erste Datensatz eine Anzahl von Projektionsansichten enthält, die jede erste bis letzte Schwächungsmessungen entsprechend den ersten bis letzten parallelen Flugbahnen durch das erste FOV enthält bzw. das erste FOV, das kleiner als das zweite FOV und darin enthalten ist, und zwar derart, daß nur eine dem ersten und zweiten FOV gemeinsame Fläche von jeder der Projektionsansichten überstrichen wird und eine Fläche innerhalb des zweiten FOV und außerhalb des ersten FOV nur von einer Untergruppe der Projektionsansichten überstrichen wird. Das Verfahren enthält dabei die Schritte: Verwenden der Schwächungsmessungen von mindestens einer Projektionsansicht zum Anreichern der Schwächungsmessungen von mindestens einer anderen Projektionsansicht, um Schwächungsmessungen bzw. Meßwerte der mindestens einen weiteren Projektionsansicht hinzuzufügen, und zwar entsprechend den Flugbahnen die mindestens einen Teil des zweiten FOV überstrei chen; Verwenden der angereicherten Projektionsansichten zur Kompensation des zweiten Datensatzes für die Schwächung und Verknüpfen des kompensierten zweiten Datensatzes, um ein Bild zu erzeugen.
Die Erfindung enthält ferner ein Verfahren zum Gebrauch mit einem die Struktur betreffenden Datensatz sowie einem die Funktion betreffenden Datensatz, welche jeweils strukturelle und funktionelle Charakteristiken eines abgebildeten Objekts anzeigen. Die die Struktur und Funktion betreffenden Sätze entsprechen den ersten bzw. den zweiten Sichtfeldern (FOV); der die Struktur betreffende Datensatz enthält eine Anzahl von Projektionsansichten, die jede erste bis letzte Schwächungsmeßwerte enthält entsprechend den ersten bis letzten parallelen Flugbahnen durch das erste FOV bzw. das erste FOV, das kleiner als das zweite FOV und darin enthalten ist derart, daß nur die den ersten und zweiten FOVs gemeinsame Fläche von jeder der Projektionsansichten überstrichen (traversed) wird, und daß die Fläche innerhalb des zweiten FOV und außerhalb des ersten FOV nur von einer Untergruppe der Projektionsansichten überstrichen wird. Das Verfahren enthält für jede Projektionsansicht die Schritte: Aufsummieren aller Schwächungsmeßwerte zum Erzeugen einer Schwächungsmessung der Ansicht; Identifizieren der maximalen Schwächungsmessung der Ansicht, und für jede der Schwächungsmessungen der Ansicht von mindestens einer Untergruppe, welche kleiner ist als die maximale Schwächungsmessung, Anreichern (augmenting) der zugehörigen Projektionsansicht zum Erzeugen einer vermehrten bzw. angereicherten Schwächungsansicht derart, daß die Summe aller Schwächungsmessungen der angereicherten Ansicht im wesentlichen gleich ist mit der maximalen Schwächungsmessung, wobei man die angereicherten Projektionsansichten sowie die nicht angereicherten Projektionsansichten benutzt zur Kompensation des zweiten Datensatzes hinsichtlich der Schwächung und wobei man den kompensierten zweiten Datensatz zur Konstruktion eines Bildes verknüpft.
Zusätzlich enthält die Erfindung ein Verfahren für den Gebrauch mit ersten und zweiten zum Sammeln von ersten und zweiten Datensätzen aus einer Anzahl von Projektionswinkeln für erste bzw. zweite Sichtfelder (FOV) angeordneten Detektoren. Die Daten bei jedem Projektionswinkel enthalten eine Projektionsansicht, wobei das zweite FOV größer ist als das erste FOV und dieses enthält, so daß jede von einer ersten Gruppe von Projektionsansichten nur einen Teil des zweiten FOV überstri chen. Das Verfahren zum Erzeugen einer Abbildung von einem Objekt, das sich innerhalb des zweiten FOV befindet umfaßt die Schritte: Sammeln der ersten und zweiten Datensätze, identifizieren von mindestens einem ersten Satz von Projektionsansichten, der wahrscheinlich das ganze Objekt als vollständige Projektionsansicht umfaßt, wobei sich das Objekt über das erste FOV hinaus erstreckt; identifizieren von ersten Projektionsansichten, die das Objekt als abgeschnittene Projektionsansichten darüber hinaus erstreckt; Verwenden der Daten der vollständigen Projektionsansicht zum Anreichern der Daten von jeder abgeschnittenen Projektionsansicht, wobei ein angereicherter erster Satz erzeugt wird; Verknüpfen des angereicherten ersten Satzes mit dem zweiten Satz zum Erzeugen eines kompensierten zweiten Satzes und Verknüpfen des kompensierten zweiten Satzes, um eine Abbildung zu erzeugen.
Darüber hinaus enthält die Erfindung eine Abbildungseinrichtung zum Gebrauch mit einem die Struktur betreffenden Datensatz sowie mit einem die Funktion betreffenden Datensatz, welche die strukturellen und funktionellen Charakteristiken eines abgebildeten Objekts anzeigen. Dabei entsprechen die strukturellen und funktionellen Sätze ersten bzw. zweiten Sichtfeldern (FOV), wobei der die Struktur betreffende Datensatz eine Anzahl von Projektionsansichten enthält, welche jede erste bis letzte Schwächungsmessungen enthält entsprechend ersten bis letzten parallelen Flugbahnen durch das erste FOV bzw. das erste FOV, welches kleiner als das zweite FOV und darin enthalten ist derart, das nur die den ersten und zweiten FOVs gemeinsame Fläche von jeder der Projektionsansichten überstrichen wird und die Fläche innerhalb des zweiten FOV und außerhalb des ersten FOV nur von einer Untergruppe der Projektionsansichten überstrichen wird. Die Einrichtung enthält einen Computer, der für jede Projektionsansicht so konfiguriert ist, daß er alle Schwächungsmeßwerte aufsummiert zum Erzeugen eines die Ansicht betreffenden Schwächungswertes, daß er den maximalen, die Ansicht betreffenden Schwächungsmeßwert identifiziert sowie für jede von mindestens einer Untergruppe der die Ansicht betreffenden Schwächungsmeßwerte denjenigen bestimmt, der kleiner ist als der maximale Schwächungsmeßwert, daß er die zugehörige Projektionsansicht anreichert zum Erzeugen einer angereicherten Schwächungsansicht, so daß die Summe aller Schwächungsmeßwerte für die angereicherte Ansicht im wesentlichen gleich ist mit dem maximalen Schwächungsmeßwert, daß er die angereicherten Projektionsansichten sowie die nicht angereicherten Projektionsansichten benutzt zum Kompensieren des zweiten Datensatzes für die Schwächung und den kompensierten zweiten Datensatz zur Erzeugung einer Abbildung verknüpft.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine bildliche Ansicht einer Ausführung eines CT Bildgebungssystems;
2 ist ein schematisches Blockschaltbild des in der 1 dargestellten Systems;
3 veranschaulicht durch Abschneiden verursachte Artefakte;
4 ist eine graphische Darstellung, welche eine über alle Kanäle als Funktion des Projektionswinkels integrierte totale Schwächung für ein Brustphantom(bild) zeigt;
5 ist eine Erläuterung eines Abschneidevorgangs in einer klinischen Umgebung;
6 ist eine graphische Darstellung, welche den Einfluß einer Abschneideprojektion auf eine Gesamtschwächung darstellt;
7 ist eine Darstellung einer Flanken- bzw. Neigungs- und Grenzbereichsabschätzung;
8 ist eine Darstellung eines angepaßten Wasserzylinders für eine abgeschnittene Projektion;
9 ist eine Darstellung einer Projektionserweiterung im Maßstab der erwarteten totalen Schwächung;
10 stellt eine Anzahl von Abbildungen dar;
11 ist eine Draufsicht auf das in den 1 und 2 gezeigte System und veranschaulicht eine Abtastebene einer ersten Modalität sowie eine Abtastebene einer zweiten Modalität;
12 veranschaulicht transaxiale Abbildungsfelder der ersten und zweiten Modalitäten;
13 stellt ein normal rekonstruiertes Bild eines CT Detektors dar, der auf ein vollständig abgetastetes Sichtfeld beschränkt ist;
14 stellt ein Flußdiagramm für eine CT-FI (Funktionalbild-) Rekonstruktion dar;
15 zeigt eine graphische Darstellung einer Anzahl von Umwandlungstabellen für die Umwandlung von Meßwerten bei verschiedenen CT kVp Einstellungen in Schwächungskoeffizienten bei 511 keV;
16 zeigt beispielhafte Abbildungen von dem in den 1 und 2 gezeigten PET CT System, wobei innerhalb eines 50cm CT Sichtfeldes FOV positionierte Phantomdarstellungen links liegen und außerhalb des 50cm CT Sichtfeldes FOV liegende Phantomstrukturen rechts liegen;
17 illustriert, daß eine in einem abgeschnittenen Schwächungsgebiet rekonstruierte Aktivität kleiner ist als in einem voll unterstützen Gebiet;
18 zeigt rekonstruierte CT Bilder unter Verwendung einer hier beschriebenen Detektor-Extrapolation;
19 zeigt eine aus einer PET Emissionsabtastung rekonstruierte Schwächungskorrektur, die aus einem erweiterten CT Bild abgeleitet ist.
DETAILIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Es werden hier Verfahren und Einrichtungen zur Kompensation von Abschneidevorgängen für ein erweitertes Sichtfeld in rotierenden (Bilddaten-) Gewinnungssystemen vorgesehen. Wie weiter unten in größerem Detail erläutert wird, basiert ein Verfahren zumindest teilweise auf einer Eigenschaft, wonach für eine parallele Abtastgeometrie der gesamte Betrag der über alle Kanäle integrierten Schwächung für eine parallele Abtastgeometrie unabhängig ist von dem Projektionswinkel. Die Einrichtungen und Verfahren werden veranschaulicht mit Bezug auf die Figuren, in denen gleiche Ziffern in allen Figuren dieselben Elemente bezeichnen. Diese Figuren sind als Erläuterung gedacht und keineswegs als Einschränkung; sie sind hier beigefügt, um die Erläuterung einer beispielhaften Ausführungsform der Einrichtungen sowie von Verfahren nach der Erfindung zu erleichtern.
In einigen bekannten Konfigurationen für ein CT Bildgebungssystem projiziert eine Röntgenquelle ein fächerförmiges Bündel, das so gerichtet ist, daß es in einer im allgemeinen als die "Bildebene" bezeichneten X-Y Ebene eines Kartesischen Koordinatensystems liegt. Das Röntgenbündel verläuft durch ein gerade abgebildetes Objekt, zum Beispiel einen Patienten. Nachdem es durch das Objekt geschwächt bzw. gedämpft worden ist, trifft das Strahlenbündel auf ein Feld bzw. Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorfeld empfangenen ge schwächten Bündelstrahlung ist abhängig von der Schwächung eines Röntgenbündels durch das Objekt. Jedes Detektorelement von dem Feld erzeugt ein separates elektrisches Signal, das ein Maß für die Schwächung bzw. Dämpfung des Bündels an der Detektorstelle darstellt. Die Intensitätsmessungen von all den Detektoren werden getrennt gewonnen, um ein Übertragungsprofil zu erzeugen.
Bei CT Systemen der dritten Generation werden die Röntgenquelle sowie das Detektorfeld mit einem Gestell innerhalb der Bildebene sowie um das abzubildende Objekt herum so gedreht, daß sich der Winkel, unter dem das Röntgenbündel das Objekt schneidet, in konstanter Weise ändert. Eine Gruppe von Schwächungsmessungen der Röntgenstrahlen, d.h. die Projektionsdaten von dem Detektorfeld bei einem Gestellwinkel, wird als eine "Ansicht" (view) bezeichnet. Eine "Abtastung" bzw. ein "Scan" des Objekts umfaßt einen Satz von Ansichten, die während eines Umlaufs der Röntgenquelle und des Detektors unter verschiedenen Gestellwinkeln oder Ansichtswinkeln gemacht wurden.
Im Rahmen einer axialen Abtastung bzw. eines axialen Scans werden die Projektionsdaten weiter verarbeitet, um ein Bild zu erzeugen, das einem zweidimensionalen Schnitt (Slice) durch das Objekt entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird auf dem Fachgebiet bezeichnet als die gefilterte Rückproduktionstechnik. Dieses Verfahren setzt die Schwächungsmessungen von einem Scan um in "CT Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" genannte ganze Zahlen, die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Pixels auf einer Katodenstrahlröhrenanzeige benutzt werden.
Um die gesamte Abtastzeit zu verringern, kann eine "schrauben- oder wendelförmige" (helical) Abtastung durchgeführt werden. Um eine "schraubenförmige" Abtastung auszuführen, wird der Patient bewegt, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von Schnitten bzw. Slices gewonnen werden. Ein solches System erzeugt eine einzelne Schraubenlinie aus einer schraubenförmigen Abtastung mit einem Fächerbündel. Die von dem Fächerbündel erstellte Schraubenlinie liefert Projektionsdaten, aus denen Bilder in jedem vorgegebenen Schnitt rekonstruiert werden können.
Rekonstruktionsalgorithmen für eine schraubenförmige Abtastung verwenden in typischen Fällen schraubenförmige Gewichtungsalgorithmen, welche die gesammelten Daten als Funktion des Sichtwinkels sowie des Detektorkanalindex gewichten. Speziell werden vor einem gefilterten Rückprojektionsprozeß die Daten gemäß einem schraubförmigen Gewichtungsfaktor gewichtet, der eine Funktion sowohl des Gestellwinkels als auch des Detektorwinkels darstellt. Die gewichteten Daten werden sodann weiterverarbeitet, um CT Zahlen zu erzeugen und um ein Bild zu konstruieren, das einem zweidimensionalen Schnitt bzw. Slice durch das Objekt entspricht.
Um die Leistungsfähigkeit des CT Systems weiter zu verbessern, werden Mehrfachschnitt- bzw. Multislice-CT Systeme gebaut. In solchen Systemen werden mehrfache Projektionen gleichzeitig mit mehrfachen Detektorreihen gewonnen. Ähnlich wie im Falle der schraubenförmigen Abtastung werden vor dem gefilterten Rückprojektionsprozeß Gewichtungsfunktionen auf die Projektionsdaten angewendet.
Mindestens einige CT Systeme sind so konfiguriert, daß sie ebenfalls eine Positronen-Emissions-Tomographie (PET) durchführen, und werden als CT/PET Systeme (und PET/CT Systeme) angesprochen. Positronen sind positiv geladene Elektronen (Anti-Elektronen), die von Radionukliden emittiert werden, die unter Verwendung eines Zyklotrons oder einer anderen Vorrichtung präpariert worden sind. Die am häufigsten bei der diagnostizierenden Bildgebung benutzen Radionuklide sind Fluor-18 (18F), Kohlenstoff-11 (11C), Stickstoff-13 (13N) und Sauerstoff-15 (150). Radionuklide werden verwendet als radioaktive Marker, sogenannte "Radiopharmazeutika", indem man sie in Substanzen wie zum Beispiel Glukose oder Kohlenstoffdioxid einbringt. Eine gebräuchliche Anwendung liegt für Radiopharmazeutika auf dem Gebiet der medizinischen Bildgebung.
Um bei der Bildgebung ein Radiopharmazeutikum zu benutzen, wird das Radiopharmazeutikum in einen Patienten injiziert und sammelt sich an in einem Organ, einem Gefäß oder dergleichen, was abgebildet werden soll. Es ist bekannt, daß spezifische Radiopharmazeutika in bestimmten Organen konzentriert werden oder, im Fall eines Gefäßes, daß spezifische Radiopharmazeutika nicht von einer Gefäßwand absorbiert werden. Der Konzentrationsvorgang ist oft verbunden mit Prozessen, zum Beispiel dem Glukosestoffwechsel, dem Fettsäurestoffwechsel sowie der Proteinsynthese. Im Interesse einer Vereinfachung dieser Erklärung wird nachfolgend ein abzubildendes Organ, das ein Gefäß enthält, allgemein als ein "Organ von Interesse" bezeichnet, und die Erfindung wird beschrieben mit Hinblick auf ein hypothetisches Organ von Interesse.
Nachdem das Radiopharmazeutikum in einem Organ von Interesse angereichert worden ist und während die Radionuklide abklingen, emittieren die Radionuklide Positronen. Die Positronen laufen über eine sehr kurze Distanz, bevor sie auf ein Elektron treffen, und wenn das Positron auf ein Elektron trifft, wird das Positron ausgelöscht bzw. zerstrahlt (annihilated) und in zwei Photonen oder Gammastrahlen umgewandelt. Dieser Auslöschungsvorgang wird charakterisiert durch zwei Merkmale, die relevant sind für die medizinische Bildgebung und insbesondere für die medizinische Bildgebung unter Verwendung von Photonen-Emissions-Tomographie (PET). Erstens weist jeder Gammastrahl eine Energie von ungefähr 511 keV bei der Auslöschung auf. Zweitens sind die zwei Gammastrahlen im wesentlichen in entgegengesetzte Richtungen ausgerichtet.
Wenn bei der PET Bildgebung die generellen Auslöschungsstellen in drei Dimensionen identifiziert werden können, kann eine dreidimensionale Abbildung von dem interessierenden Organ für eine Beobachtung rekonstruiert werden. Zum Ermitteln von Auslöschungsorten wird eine PET Kamera verwendet. Eine beispielhafte PET Kamera enthält eine Anzahl von Detektoren sowie einen Prozessor, der unter anderem Koinzidenzschaltkreise enthält.
Die Koinzidenzschaltkreise identifizieren im wesentlichen gleichzeitige Impulspaare, welche den Detektoren entsprechen, die im wesentlichen auf gegenüberliegenden Seiten der Bildfläche liegen. Somit zeigt ein gleichzeitiges Impulspaar an, daß ein Auslöschvorgang auf einer geraden Linie zwischen einem zugehörigen Paar von Detektoren aufgetreten ist. Über eine (Daten-)Gewinnungsperiode von wenigen Minuten werden Millionen von Auslöschungen aufgezeichnet, wobei jede Auslöschung mit einem eindeutigen Detektorpaar assoziiert ist. Nach einer Gewinnungsperiode können die aufgezeichneten Löschvorgangdaten über irgendeines von vielen verschiedenen gut bekannten Rückprojektionsverfahren benutzt werden, um die dreidimensionale Abbildung des interessierenden Organs zu erzeugen.
In der hier benutzten Form sollte bei einem im Singular mit einem vorangestellten unbestimmten Artikel "ein" zitierten Element oder Schritt das so zu verstehen sein, daß dadurch nicht mehrere solche Elemente oder Schritte ausgeschlossen werden sollen, es sei denn, ein solcher Ausschluß ist explizit aufgeführt. Weiterhin sind Bezugnahmen auf "eine Ausführung" der vorliegenden Erfindung nicht so zu deuten, daß sie die Existenz von zusätzlichen Ausführungsformen ausschließen, die ebenfalls die zitierten Merkmale enthalten.
Weiterhin ist der hier benutze Ausdruck "Erzeugen bzw. Rekonstruieren eines Bildes" nicht so zu verstehen, daß er Ausführungen der vorliegenden Erfindung ausschließt, in denen die ein Bild darstellenden Daten zwar erzeugt werden, jedoch nicht ein ansehbares (wirkliches) Bild. Deshalb bezieht sich der hier verwendete Ausdruck "Bild" umfassend sowohl auf ansehbare Bilder als auch auf ein ansehbares Bild repräsentierende Daten. Viele Ausführungen erzeugen jedoch (oder sind entsprechend konfiguriert), mindestens ein ansehbares Bild.
Unter Bezugnahme auf die 1 und 2 ist ein mehrfach-modales Bildgebungssystem 10 dargestellt und enthält eine (nicht in 1 und 2 gezeigte) Einheit mit einer ersten Modalität sowie eine Einheit mit einer zweiten Modalität. Die Einheiten mit den zwei Modalitäten ermöglichen es dem System 10, ein Objekt unter Einsatz der Einheit erster Modalität in einer ersten Modalität abzutasten bzw. zu Scannen und das Objekt unter Einsatz der Einheit zweiter Modalität in einer zweiten Modalität abzutasten. Das System 10 erlaubt mehrfache Scans in unterschiedlichen Modalitäten, um eine gegenüber Systemen mit einer einzelnen Modalität erhöhte diagnostische Fähigkeit zu erleichtern. In einer Ausführung handelt es sich bei dem mehrfach Modalen Bildgebungssystem 10 um ein Computertomographie/Positronen-Emissions-Tomographie (CT/PET)-Bildgebungssystem 10, und das CT/PET System 10 ist gezeigt mit einem Gestell 12, welches System repräsentativ ist für ein CT Bildgebungssystem der "dritten Generation" in Verbindung mit einer PET Schaltung. In alternativen Ausführungen werden andere Modalitäten als CT und PET im Zusammenhang mit dem System 10 verwendet. Das Gestell 12 enthält die Einheit erster Modalität, die eine Röntgenquelle 14 besitzt, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in Richtung auf ein Detektorfeld 18 auf der gegenüberliegenden Seite des Gestells 12 projiziert. Das Detektorfeld 18 wird gebildet aus einer Anzahl von (nicht gezeigten) Detektorreihen, die eine Anzahl von Detektorelementen 20 enthalten, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen abfühlen, die durch ein Objekt, zum Beispiel einen medizinischen Patienten 22, hindurch verlaufen. Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgenbündels repräsentiert und damit eine Abschätzung der Schwächung bzw. Dämpfung des Bündels erlaubt, wie es durch das Objekt oder den Patienten 22 hindurchgeht. Um während eines Scans bzw. Abtastvorgangs Röntgenprojektionsdaten zu gewinnen, rotieren das Gestell 12 sowie die darauf angebrachten Komponenten um ein Rotationszentrum 24. 2 zeigt lediglich eine einzelne Reihe von Detektorelementen 20 (d.h. eine Detektorreihe). Jedoch enthält ein Detektorfeld 18 für mehrfache Schnitte bzw. Slices eine Anzahl von parallelen Detektorreihen mit Detektorelementen 20, so daß Projektionsdaten, die mehreren Schnitten entsprechen, gleichzeitig während eines Scans gewonnen werden können.
Die Drehung des Gestells 12 sowie der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden gesteuert von einem Steuermechanismus 26 des CT/PET Systems 10. Der Steuermechanismus 26 enthält eine Röntgensteuerung 28, welche die Spannungsversorgung sowie Zeitsteuersignale für die Röntgenquelle 14 bereitstellt, und eine Gestellsteuerung 30, welche die Drehgeschwindigkeit und Position des Gestells 12 steuert. Ein Datengewinnungssystem (DAS) 32 im Steuermechanismus 26 tastet die analogen Daten von den Detektorelementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale für die nachfolgende Verarbeitung um. Ein Bildrekonstruktor 34 empfängt die abgetasteten und digitalisierten Röntgenstrahlendaten vom DAS 32 und leistet die Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit. Das rekonstruierte Bild wird als ein Eingang an einen Computer 36 angelegt, der das Bild in einem Speichergerät 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt weiterhin Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über die Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Eine zugeordnete Kathodenstrahlröhrenanzeige 42 erlaubt es dem Bediener, die rekonstruierten Bilddaten sowie andere Daten von dem Computer 36 zu beobachten. Die vom Bediener eingegebenen Befehle und Parameter werden vom Computer 36 dazu benutzt, Steuersignale sowie Informationen zu liefern für das DAS 32, die Röntgensteuerung 28 sowie für die Gestellmotorsteuerung 30. Zusätzlich betreibt der Computer 36 eine Tischmotorsteuerung 44, die einen mit einem Motor ausgestatteten Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 im Gestell 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Bereiche des Patienten 22 durch die Gestellöffnung 48.
In einer Ausführung enthält der Computer 36 eine Vorrichtung 50, zum Beispiel ein Diskettenlaufwerk, ein CD-ROM Laufwerk, ein DVD Laufwerk, ein magnetooptisches Plattengerät (MOD) oder irgendein anderes digitales Gerät unter Einschluß eines Netzwerkanschlußgeräts, wie zum Beispiel ein Ethernet-Gerät zum Lesen der Instruktionen und/oder Daten von einem mittels eines Computers lesbaren Medium 52, zum Beispiel einer Diskette, einer CD-ROM,.einer DVD oder von einer anderen digitalen (Daten-) Quelle, wie zum Beispiel einem Netzwerk oder dem Internet, wie auch von noch zu entwickelnden digitalen Mitteln. in einer anderen Ausgestaltung führt der Computer 36 in Firmware gespeicherte Instruktionen aus (nicht gezeigt). Der Computer 36 ist zur Ausführung der hier beschriebenen Funktionen programmiert, und in der hier benutzten Form ist der Begriff Computer nicht begrenzt auf eben solche integrierten Schaltungen, auf die auf dem Fachgebiet als Computer Bezug genommen wird, sondern bezieht sich im breiten Sinne auf Computer, Prozessoren, Mikrokontroller, Mikrocomputer, programmierbare Logiksteuerungen, anwendungsspezifische integrierte Schaltungen sowie auf andere programmierbare Schaltungen, und diese Begriffe werden hier als untereinander austauschbar benutzt. Das CT/PET System 10 enthält weiterhin eine Anzahl von (nicht gezeigten} PET Detektoren, die mehrere Detektoren aufweisen. Beide, die PET Detektoren sowie das Detektorfeld 18 detektieren Strahlung, und auf beide wird hier Bezug genommen als Strahlungsdetektoren. In einer Ausführung handelt es sich bei dem CT/PET System 10 um ein LS CT/PET System, das im Handel erhältlich ist von General Electric Medical Systems, Waukesha WI, und das in der hier beschriebenen Weise konfiguriert ist. In einer weiteren Ausführung handelt es sich bei dem CT/PET System 10 um ein Hawkeye CT/PET System, das ebenfalls im Handel von General Electric Medical Systems, Waukesha WI, erhältlich und in der hier beschriebenen Weise konfiguriert ist.
Obwohl hier in einer medizinischen Umgebung beschrieben, ist zusätzlich ins Auge gefaßt, daß die Vorteile der Erfindung bei allen CT Systemen erwachsen, unter Einschluß von industriellen CT Systemen, zum Beispiel, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein, bei einem Gepäck abtastenden CT System, das in typischen Fällen in einem Transportzentrum benutzt wird, zum Beispiel auf einem Flughafen oder einem Bahnhof, ohne aber darauf beschränkt zu sein.
Unter einigen Abtast- bzw. Scanbedingungen erstrecken sich Teile von dem Patienten 22 über das mittels des Detektors 18 gemessene Gebiet hinaus, was zu Bildartefakten sowie zu einer unvollständigen Darstellung des abgebildeten Objekts führen kann. Es sind einige bekannte Verfahren publiziert worden, welche die Verminderung der Artefakte ansprechen, nicht jedoch die Abbildung des Teils des Patienten, der sich außerhalb des Sichtfeldes (FOV) befindet. Es ist jedoch wünschenswert, den Teil des Patienten abzubilden, der sich über das FOV hinaus erstreckt. Dies ist in vielen Feldern nützlich, einschließlich der Onkologie, der Spin-Angiographie, bei Bildverschmelzungssystemen sowie bei in der Wirtschaftswelt angewendeten CT Scannern. Die derzeitige Hardware eines bekannten Mehrfach-Slice CT Scanners begrenzt das Rekonstruktions-Sichtfeld (FOV) auf etwa 50 Zentimeter (cm). Obwohl dies für die meisten klinischen Anwendungen ausreichend ist, ist es wünschenswert, das FOV zu erweitern, um Objekte außerhalb dieses FOV abzubilden. Dies kann besondere Vorteile für Anwendungen haben, zum Beispiel die Onkologie oder die CT/PET. Für onkologische Anwendungen ist ein größeres FOV erwünscht. Dies ist hauptsächlich so aufgrund der Tatsache, daß für die Planung einer Strahlungsbehandlung die Gliedmaßen (limbs) des Patienten für eine bessere Positionierung des Tumors oft außerhalb von dem Scan-FOV zu liegen kommen. Die bekannten CT Rekonstruktionsalgorithmen ignorieren die abgeschnittenen Projektionen und erzeugen Bilder mit schwerwiegenden Artefakten. Diese Artefakte können eine genaue Abschätzung des Schwächungspfades für eine Behandlungsplanung nachteilig beeinflussen. Ein Phantombeispiel ist in 3 gezeigt, die ein Abschneidungsartefakt (truncation artifact) darstellt. Für mit einer Verschmelzung arbeitende Bildgebungssysteme (Fused Imaging), zum Beispiel CT/PET (Computertomographie/Positronen-Emissions-Tomographie) kann es sein, daß das Sichtfeld FOV des PET Systems nicht übereinstimmt mit dem vorliegenden CT Design. Es ist wünschenswert, ein übereinstimmendes FOV zu haben zwischen dem CT und dem anderen Bildgebungssystem, z.B. CT/PET, CT/NUC (CT/Nuklear) oder CT/MR (CT/Magnetic Resonance). Diese Korrektur kann benutzt werden zur Justierung des FOV auf Übereinstimmung (match). Für PET ermöglicht dies eine bessere Schwächungskorrektur. Hierin beschrieben wird ein algorithmischer Lösungsansatz zum Vergrößern des rekonstruierten FOV über das durch die Detektorhardware begrenzte FOV hinaus. Dieser Korrektionsalgorithmus kann angewendet werden auf verschiedene Rekonstruktionsalgorithmen unter Einschluß von Algorithmen basierend auf einem vollen Scan, einem halben Scan/Segment und dem Herzsektor, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein. Zusätzlich ist das System 10 so konfiguriert, daß es die, hierin beschriebenen Algorithmen verwendet.
4 zeigt den gesamten Betrag der Schwächung (integriert über alle Kanäle) von einer parallelen Abtastgeometrie aufgezeichnet als Funktion des Projektionswinkels für einen Scan von einem Brustphantom. Die parallele Abtastung wird erhalten durch erneutes Ablegen (rebinning) der ursprünglichen Fächerbündeldaten mit auf dem Fachgebiet bekannten Techniken. Man beachte, daß die Kurve eine nahezu horizontale Linie darstellt. Diese Eigenschaft existiert jedoch nicht für die Fächerbündel-Abtastgeometrie. Wenn das abgetastete Objekt sich außerhalb des Scan/Sichtfeldes (FOV) befindet, ist diese Eigenschaft nicht mehr länger gültig. Das Ausmaß des Fehlbetrages bzw. Defizits ist gleich dem Anteil von dem Objekt, der sich außerhalb des Projektions-FOV befindet. In nahezu allen klinischen Fällen erfolgt die Projektionsabschneidung lediglich in einem Teil der Projektionswinkel, wie das in 5 gezeigt ist. In diesem Beispiel ist die bei der Stellung 3 Uhr genommene Projektion frei von einer Abschneidung (truncation), und die bei 12 Uhr genommenen Projektion ist schwerwiegend abgeschnitten. Deshalb kann man sich auf die nicht abgeschnittene Projektionen (d.h. die Positionen um z.B. 3 Uhr in 5) stützen, um das Ausmaß der Abschneidung für die abgeschnittenen Ansichten (zum Beispiel die Positionen um 12 Uhr für das Beispiel in 5) abzuschätzen. Ein früher Schritt in dem Korrekturprozeß besteht darin, eine softwaremäßige Umlagerung (rebinning) Fächerbündel-zu-Parallelbündel für die vor-prozessierten Projektionen durchzuführen. In einer Ausführung ist dieser frühe Schritt der erste Schritt. Dieser Prozeß ist auf dem Fachgebiet wohlbekannt und erfordert keine spezielle Datensammlung. Sobald die Umlagerung abgeschlossen ist, werden die Projektionen über alle Detektorkanäle integriert, um die gesamte Schwächungskurve zu erhalten, wie das in 6 gezeigt ist. Man beachte, daß die Absenkungen in der Kurve für die gesamte Schwächung korrespondieren zu den Ansichten mit einer Abschneidung (truncation).
Der flache Kurventeil korrespondiert zu den Ansichten, in denen keine Abschneidung des Objekts auftritt. Sobald das gesamte Ausmaß des Objekts außerhalb des FOV geschätzt ist, besteht der nächste Schritt darin, die Verteilung der fehlenden Projektion abzuschätzen. Um dieses Ziel zu erreichen, berechnet man in einer Ausführung zuerst die Rand- bzw. Grenzanzeige p_l und p_r, wie unten in der Gleichung 1 gezeigt, in der abgeschnittenen Projektion, wie sie in 7 gezeigt ist, die eine Neigungs- und Grenzabschätzung darstellt. Zur Verminderung von Rauschen wird in einer Ausführung eine durchschnittliche Zahl von m Proben bzw. Sampels benutzt. m = 3 hat sich empirisch als nützlich für die Rauschreduzierung gezeigt. In anderen Ausführungen ist m größer als 1 und kleiner als 5.
Dabei ist N die Anzahl von Detektorkanälen und k ist der Index der Projektionsansicht. Zusätzlich werden in einer Ausführung die Flanken s_l und s_r nahe beiden Enden ebenfalls abgeschätzt. Die Flanken- bzw. Neigungsabschätzung wird durchgeführt durch Anpassen (fitting) von n Sampels nahe den Enden mit einem Polynom erster Ordnung. n = 5 hat sich empirisch als nützlich gezeigt. In einer Ausführung ist n größer als 2 und kleiner als 8. In einer anderen Ausführung ist n größer als 3 und kleiner als 7.
Um die Zuverlässigkeit der Abschätzung weiter zu verbessern, werden Projektionen benutzt, die von benachbarten Detektorreihen gewonnen werden. Da sich die menschliche Anatomie in typischen Fällen über einen kleinen Abstand (einige wenige Millimeter) nicht schnell verändert, variieren in typischen Fällen die Sampels aus dem Grenzbereich und die von den benachbarten Reihen abgeschätzten Flanken nicht signifikant. Daher können die abgeschätzten Parameter (p_l, p_r, s_l und s_r) durchschnittlich gewichtet werden hinsichtlich der aus den verschiedenen Detektorreihen berechneten Werte. Basierend auf der Grenzbereichs- und Flankeninformation schätzt man eine Stelle sowie die Größe von einem zylindrischen Wasserobjekt ab, das am besten zu der abgeschnittenen Projektion paßt. Wenn wir den Schwächungskoeffizienten von Wasser mit μ_w, den Radius des Zylinders mit R und den Abstand von der Zylindermitte mit X bezeichnen, können der Projektionswert p(x) sowie die Flanke bzw. Neigung p'(x) beschrieben werden durch die folgende Gleichung:
Da sowohl p(x) als auch p'(x) an den abgeschnittenen Projektionsgrenzen berechnet werden, ist es das Ziel, R und x so abzuschätzen, daß man die Größe und Position des Zylinders erhält, der an die fehlende Projektion anzufügen ist. Die Formel zur Abschätzung dieser Parameter kann durch die folgenden Gleichungen beschrieben werden:
Die Variablen repräsentieren die geschätzte Position sowie die Größe von den zylindrischen Objekten, die von dem abgeschnittenen Objekt her verlängert werden müssen. Sobald diese Parameter bestimmt sind, können die erweiterten Projektionen unter Benutzung der Gleichung (2) berechnet werden. Der Prozeß ist in der 8 für einen mit Wasser gefüllten Zylinder für die abgeschnittene Projektion veranschaulicht.
In diesem Beispiel wurde der Einfachheit halber ein zylindrisches Phantomgebilde aus Wasser benutzt. In Wirklichkeit können gleichermaßen andere Objektformen, zum Beispiel ein elliptischer Zylinder, benutzt werden, um die Flexibilität zu erhöhen. Wenn von vornherein Information über die Charakteristik des abgetasteten Objekts verfügbar ist, kann die Information natürlich bei der Auswahl der Form für das anzuhängende Objekt verwendet werden. Es können auch iterative Verfahren benutzt werden, um die fehlenden Projektionsdaten abzuschätzen.
Die abgeschätzten Zylinder an beiden Enden der Projektion geben nicht immer das gesamte Ausmaß der Schwächung für die ganze Projektion wieder, da diese Objekte allein aus den Sampels der Flanke und dem Grenzbereich bestimmt worden sind. Keine der von der gesamten Schwächungskurve (6) abgeleitete Information wird verwendet. Um eine passende Kompensation für den gesamten Schwächungsverlust sicher zu stellen, wird die Schwächungsverteilung auf der linken Seite T_l gegenüber der rechten Seite T_r bestimmt auf der Basis der Größe von p_l und p_r.
Dabei ist T der Gesamtwert des aus 6 bestimmten Schwächungsverlustes. Wenn der Schwächungsbetrag unter der erweiterten Kurve nicht zum Ausgleich für den Schwächungsverlust ausreichend ist, wird zusätzlich die abgeschätzte Projektion gestreckt, um die Schwächungsdefizite zu erfüllen, wie das in 9 gezeigt ist, worin die Projektionserweiterung im Maßstab zu der erwarteten gesamten Schwächung skaliert ist. In einer Ausführung ist der Berechnungsvorgang wie folgt. Man berechnet zuerst das Verhältnis der erwarteten gesamten Schwächung (gezeigt in Gleichung (5)) über der Fläche unter der erweiterten Projektionskurve (gezeigt als schattierter Bereich in 9). Wenn das Verhältnis größer als eins ist, wird die x-Achse skaliert in diesem Verhältnis, so daß die anfängliche abgeschätzte Projektion (gezeigt mittels der gestrichelten Linie in 9) weiter ausgedehnt wird (gezeigt mittels der durchgezogene dicken Linie in 9). In gleicher Weise kann die ausgedehnte Projektion in der Richtung x komprimiert werden, wenn das Verhältnis deutlich kleiner als eins ist.
10 zeigt ein Beispiel für die rekonstruierten Phantombilder ohne sowie mit einer Korrektur. Ein Schulterphantom wurde in einem axialen Abtastmodus mit einer 4 × 1,25 mm Detektorkonfiguration abgetastet. Ein 15 cm Plastikphantom wurde an das Schulterphantom in der Weise angebracht, daß die Kante des Plastikphantoms nahe bei der Grenze bzw. dem Rand des 65 cm FOV liegt. Das abgeschnittene Objekt ist nahezu vollständig wiederhergestellt. Man beachte, daß 10(A) rekonstruiert wurde mit einem 50 cm FOV ohne Abschneidekorrektur (derzeitige Produktgrenze), und das 10(B) rekonstruiert wurde mit einem 65 cm FOV mit den hier beschrie benen Verfahren und Einrichtungen. Zum Vergleich ist das Phantom, das teilweise abgeschnitten ist, in 10(C) dargestellt.
Obwohl das oben beschriebene System und seine Verfahren lediglich die Beibehaltung der totalen Schwächung verwendet, nämlich die Größe sowie die Flanke bzw. Neigung der Grenz- bzw. Randsampels zur Abschätzung der fehlenden Projektionsverteilung, können weiterhin zusätzliche Informationen für die Abschätzung verwendet werden. Man könnte zum Beispiel die Helgason-Ludwig Bedingung (HL Bedingung) für Tomographie benutzen, um die obige Technik noch weiter zu verfeinern. Zusätzlich können verschiedene Schwellen plaziert werden um sicher zu stellen, daß der Algorithmus unter fehlerhaften Meßbedingungen zutreffend funktioniert. Man könnte zum Beispiel die oberen und unteren Grenzen auf dem in 9 beschriebenen Dehnverhältnis setzen, um den Zustand eines erhöhten Fehlers aufgrund einer unzuverlässigen Messung zu verhindern. Zusätzlich kann die Flankenberechnung von s_l und s_r so eingestellt werden, daß sie in einen vernünftigen Bereich fällt. Wenn man von der Charakteristik des Materials bei dem abgetasteten Objekt weiß, daß es signifikant vom Wasser abweicht, kann man ebenfalls die Schwächungskoeffizienten des bekannten Materials (anstelle von Wasser) benutzen, um die in den Gleichungen (3) und (4) gezeigten Berechnungen zur Größe und Position auszuführen. Zusätzlich können von der anderen Modalität erhaltene Informationen dazu verwendet werden, die Abschätzung des fehlenden Objekts weiter zu verfeinern. Zum Beispiel könnten rekonstruierte PET Bilder (ohne Schwächungskorrektur) die Objektgrenze abzuschätzen helfen, wenn ein bestimmter radioaktiver Aufnahmepegel vorhanden ist. Diese Information kann in die CT Bildrekonstruktion eingeführt werden, um die Korrektur der Abschneidung (truncation) weiter zu verbessern.
Da die interpolierten Daten nicht dieselbe Bildqualität aufweisen wie die Daten innerhalb des voll abgetasteten FOV, kann es nützlich sein, das Bild an der Stelle zu kennzeichnen, wo das FOV extrapoliert wird. 10(D) veranschaulicht, wie die Grenze bzw. der Rand mittels einer gestrichelten Linie gekennzeichnet ist. Dies könnte ebenfalls mittels eines Farbcodes oder einer Verschiebung in der CT Zahl getan werden. Da die Kennzeichnung die Fähigkeit beeinträchtigen kann, die Bilddaten anzusehen, ist ein einfacher Weg vorgesehen, die Kennzeichnung ein- und auszuschalten. Ein Anwender des Systems 10 hat die Erlaubnis, die Kennzeichnung ein- oder auszuschalten.
11 ist eine Draufsicht auf das System 10 und stellt eine Abtastebene 60 einer ersten Modalität sowie eine Abtastebene 62 einer zweiten Modalität dar. In einer beispielhaften Ausführung handelt es sich bei der ersten Modalität um eine CT und bei der zweiten Modalität um eine PET.
12 stellt transaxiale Bildgebungsfelder für die ersten und zweiten Modalitäten dar. Die transaxiale Bildgebungsanordnung zeigt einen um eine Patientenöffnung 72 herum angeordneten PET Detektor 70 und bildet von dem Patienten 22 oder dem in der Patientenöffnung 72 positionierten Testobjekt ausgehende Photonen ab. Die Quelle 14 enthält eine (nicht gezeigte) Röntgenröhre mit einem Brennfleck 74, der in einem Fokus eines Feldes von Röntgendetektoren 18 positioniert ist, welche die übertragene Röntgenstrahlintensität durch den Patienten 22 mißt. Die Röntgenröhre und der Detektor 18 werden fest auf einem Rahmen zusammengehalten, der sich um die Patientenöffnung 72 dreht. Während der laufenden Umdrehung werden kontinuierlich Messungen innerhalb eines "voll abgetasteten Lichtfeldes" 76 vorgenommen. Die Schwächung von Röntgenstrahlen, die irgendwelche Bereiche des zwischen dem voll abgetasteten Sichtfeld 76 und der Patientenöffnung 72 positionierten Objekts 22 queren, wird in einem begrenzten Bereich von Drehwinkeln gemessen, und dieser Bereich wird bezeichnet als Bereich des "teilweise abgetasteten Sichtfeldes". Mit anderen Worten, Teile, die sich innerhalb des voll abgetasteten Sichtfeldes 76 befinden, liegen innerhalb eines Fächers 78, so daß Messungen unter allen Gestellwinkeln erhältlich sind, und die gesammelten Daten werden bezeichnet als voll abgetastete Sichtfelddaten. Einige Teile befinden sich jedoch bei einigen Winkeln innerhalb des Fächers 78, liegen jedoch bei anderen Winkeln außerhalb des Fächers 78, und die bezüglich dieser Teile gesammelten Daten werden bezeichnet als teilweise abgetastete Sichtfelddaten.
13 stellt ein normal rekonstruiertes Bild eines CT Detektors dar, das auf ein voll abgetastetes Sichtfeld 76 beschränkt ist, wobei der (in 13 nicht gezeigte) Patient 22 sich über das FOV hinaus nach außen erstreckt. Normalerweise rekonstruiert der CT Rekonstruktionsprozeß nur das voll abgetastete Sichtfeld 76, was ein Bild ähnlich dem in 13 ergibt, bei dem irgendein Objekt oder Teil eines Objektes, das sich in das teilweise abgetastete Sichtfeld erstreckt, nicht vorhanden ist. Ein anderer Bildfehler bzw. Artefakt, der bei einigen abgeschnittenen CT Rekonstruktionen zu beobachten ist, besteht in einer deutlichen Zunahme der Schwächung an der Verbindungsstelle von großen Schwächungsbeträgen aufgrund von Abschneidungen, wie das in 16 F beobachtet wird. Wenn das abgeschnittene Bild benutzt wird, um die Patientenschwächung zu messen, wird die Schwächung aufgrund der fehlenden Objekte unterschätzt und könnte bei einigen Linien im Antwortverhalten aufgrund des Überschusses an der Kante des CT FOV überschätzt werden.
14 zeigt einen Ablaufprozeß 80 für eine CT-FI (Functional Image) Rekonstruktion, der erweiterte Sichtfelddaten aus einer CT benutzt, um die Schwächung in einem PET Bild oder in einem anderen funktionalen Bild, zum Beispiel aus einer Einzel-Photonen-Emissions-Computertomographie (SPECT) zu korrigieren. Ein Schritt 82 einer CT-FI Abtastvorschrift definiert ein zu scannendes Volumen sowie eine Anzahl von Rekonstruktionsparametern für ein funktionales Bild (FI) sowie ein dazu passendes CT Bild für die Verschmelzung (fusion), wobei ein optionales diagnostisches CT später gewonnen wird, falls gewünscht. Nach einer optionalen CT Erkundung (CT Scout) 84 wird ein CT Scan 86 mit niedriger Dosis ausgeführt, der zweimal rekonstruiert wird. Einmal werden dabei die vorgeschriebenen Rekonstruktionsparameter zur Erzeugung der CT Bilder für die Verschmelzung 87 verwendet, und ein zweites Mal wird dabei das oben beschriebene erweiterte FOV für die CT Bilder zur Schwächungskorrektur (CTAC) 88 benutzt. Ein CTAC Schritt 90 wandelt die CT Bilder um in Rohdatensätze für die Schwächung, und zwar unter Benutzung einer FI Scan-Vorschrift 92 (Rekonstruktionsdefinition) zum Erzeugen einer Datei für jede FI Schnitt- bzw. Slice-Position sowie zur Erzeugung von Eichungsdaten der CT-FI Eichung zur Ausrichtung der Schwächungsmessungen mit den FI Detektor-Ablesewerten. Ein FI Gewinnungsschritt 94 liefert die Emissionsdaten in einem Sichtfeld oder in mehreren FI FOVs unter Benutzung eines Ressourcen-Beschreibungsrahmen- (RDF) Modells. Ein FI Rekonstruktionsschritt 96 benutzt die CT-FI Rohdatensätze zur Korrektur der Emissionsdaten für die Schwächung und erzeugt ein korrigiertes funktionales Bild 98 sowie ein optionales Bild 100, das die Schwächung zeigt. In einem CT-FI Verschmelzungsschritt 102 werden sowohl die CT als auch die PET Bilder erhalten, die in sich justiert sind und die, wie in der CT-FI Scan-Vorschrift 82 spezifiziert, bereinigt (panned), vergrößert und gefiltert worden sind.
Der CTAC Schritt 90 wandelt die CT Bilder um in Schwächungskorrekturdateien für die Korrektur der Emissionsschwächung. Die folgenden Ausführungen beschreiben ein Verfahren, um die Umwandlung von den CT Zahlen zur Schwächung bei der erforderlichen Emissionsenergie abzuleiten. Das CT Bild wird geeicht in Hounsfield-Einheiten, was repräsentativ ist für die Schwächung des Röntgenbündels bezogen auf die Schwächung von Luft und Wasser. Die CT Zahl eines bestimmten Materials, CT [material], wird wie folgt errechnet, wobei μ den linearen Schwächungskoeffizienten darstellt.
Das CT Gerät ist bei jeder kV Einstellung kalibriert, um CT Zahlen von 0 für Wasser (water) und –1000 für Luft (air) zu ergeben. Einige Materialien, zum Beispiel Knochen (und in einem geringeren Ausmaß Fett) weisen eine unterschiedliche Energieabhängigkeit der Schwächung auf, und die CT Zahl von diesen Materialien ändert sich mit der Energie. Es werden zwei verschiedene Skalierungsalgorithmen benutzt, um den Bereich von Gewebe umzusetzen in Schwächungskoeffizienten der Emission.
Für CT Werte kleiner als 0 nimmt man an, daß die Materialien eine Energieabhängigkeit ähnlich der des Wassers aufweisen (zum Beispiel Wasser und Gewebe), und die Schwächungswerte bei der geforderten Emissionsenergie in keV werden wie folgt erhalten:
Wenn die Schwächung von Luft ignoriert wird, erfordert diese Umwandlung lediglich die Kenntnis der Schwächung von Wasser bei der Emissionsenergie. Die effektive Energie des Scanners ist nicht erforderlich, da der Scanner so kalibriert ist, daß er dieselben CT Zahlen für weiches Gewebe ergibt, und zwar ungeachtet der Abtasttechnik. Die Emissionsenergie in keV wird abgeleitet aus der Kenntnis der Radioisotope und des Typs der Detektion. Im Falle von PET Detektoren beträgt die Emissionsenergie 511 keV und im Falle der SPECT Detektoren ist die Emissionsenergie abhängig von dem Isotop und den Einstellungen des Detektors für die Energieakzeptanz. Somit könnten PET Detektoren einen festen Wert für die Schwächung von Wasser bei 511 keV benutzen. SPECT Detektoren könnten eine Tabelle von Schwächungswerten mit einem Bereich von keV verwenden.
Für die Skalierung von Knochenmaterial (bone scaling) werden CT Zahlen oberhalb 0 behandelt als eine Mixtur von Knochen und Wasser darstellend, und die Schwächungswerte werden wie folgt umgewandelt aus Messungen bei der effektiven Röntgenenergie kV_eff in Schwächungswerte bei der erforderten Emissionsenergie keV:
Dabei ist CT[kVp] die CT Zahl des bei der Hochspannungseinstellung von kVp (Kilo-Volt Potential) gemessenen Materials. Diese Formel erfordert Werte für die Schwächung von Knochen (bone) und Wasser (water) sowohl bei der effektiven Energie des CT Scanners als auch bei der Emissionsenergie. Diese Werte können in der Form von Tabellen wie folgt zur Verfügung gestellt werden. Eine Tabelle für die Schwächung von Knochen und Wasser bei jeder kVp Einstellung (abgeleitet von einer Messung der effektiven Energie) sowie eine Tabelle für die Schwächung von Knochen und Wasser für jede Emissionsenergie (511 keV für den Fall von PET).
Die Umwandlung der CT Zahlen in Schwächungswerte läßt sich erzielen durch die Anwendung der oben beschriebenen Formeln und/oder durch die Verwendung von Nachschlagetabellen, die einen Eintrag für die Schwächung entsprechend jeder CT Zahl enthalten. Ein Beispiel einer graphischen Darstellung der Umwandlungstabellen für die Umwandlung der Messungen bei verschiedenen CT kVp Einstellungen in Schwächungskoeffizienten bei 511 keV ist in 15 dargestellt.
Nachdem die CT Werte in Schwächungswerte entsprechend der 511 keV Photonenenergie umgewandelt worden sind, schreitet die PET Rekonstruktion wie folgt weiter. Die Schwächungsaufzeichnungen werden geglättet, um zu der Auflösung für das funktionale Bild zu passen. Es werden Linienintegrale für die Schwächung errechnet durch die glatteren Schwächungsaufzeichnungen und in Sinogramme sortiert, um zu den Sinogrammen der funktionalen Emission zu passen. Die Daten für die funktionale Emission werden für die Schwächung korrigiert durch eine Multiplikation mit den Schwächungskorrekturfaktoren. Die korrigierten funktionalen Daten werden unter Benutzung einer tomographischen Rekonstruktion rekonstruiert, zum Beispiel als eine gefilterte Rückprojektion (FBP) oder als eine geordnete Untergruppen-Erwartungsmaximierung (ordered subset expectation maximation – OSEM).
16 veranschaulicht beispielhafte Bilder vom PET CT System 10 (gezeigt in den 1 und 2), wobei auf der linken Seite innerhalb eines 50 cm CT FOV positionierte Phantome liegen und sich auf der rechten Seite außerhalb des 50 cm CT FOV liegende Phantome befinden. A und B repräsentieren eine PET Emissionsrekonstruktion ohne eine Korrektur der Schwächung. In der mittleren Reihe repräsentieren C und D eine PET Emissionsrekonstruktion mit einer Korrektur der Schwächung aus einer CT, in der unteren Reihe stellt E ein CT Bild eines zentrierten Phantoms dar und F ist ein CT Bild eines versetzten Phantoms.
Es wurden zwei 20 cm im Durchmesser betragende radioaktive Phantome sowohl mittels PET als auch CT abgebildet. Es wurden Schwächungskarten (maps), abgeleitet aus den standardmäßigen 50 cm FOV Bildern, die außerhalb des 50 cm Durchmessers, wie in 16F gezeigt, eine Schwächung von Null aufweisen, benutzt, um die PET Emission hinsichtlich der Schwächung zu korrigieren und um die folgenden Emissionsrekonstruktionen zu erzeugen. 17 veranschaulicht, wie die in dem abgeschnittenen Schwächungsbereich rekonstruierte Aktivität geringer ist als in dem voll unterstützen Gebiet (d.h. die teilweise gesampelten Daten). 18 stellt die CT Bilder dar, wie sie unter Verwendung der vorher beschriebenen Detektor-Extrapolation rekonstruiert wurden, um die Rekonstruktion mit einem erweiterten Feld zu erzeugen. Ein zweiter Satz von PET Rekonstruktionen benutzte Schwächungsaufzeichnungen, die abgeleitet wurden von den über ein 65 cm FOV erweiterten CT Daten, und 19 zeigt eine PET Emissionsabtastung, die rekonstruiert wurde mit einer von dem erweiterten CT Bild abgeleiteten Schwächungskorrektur.
Hier ist in mindestens einigen Fällen der Ausdruck "Projektionsansicht" benutzt worden, um hinzuweisen auf einen Satz von Bilddaten oder Schwächungsmessungen, die zu parallelen Flugbahnen durch ein FOV korrespondieren, wobei jede Ansicht erste bis letzte Schwächungsmessungen entsprechend zu ersten bis letzten parallelen Flugbahnen enthält. Zusätzlich wird der Ausdruck "angereicherte Projektionsansicht" benutzt, um eine Projektionsansicht zu bezeichnen, die geändert worden ist (siehe erneut die 8 und 9, wo Kurven, die den Projektionsansichten entsprechen, angereichert oder erweitert sind), und zwar in typischen Fällen durch Hinzufügen von zusätzlichen Schwächungsmessungen, die korrespondieren zu den Flugbahnen benachbart entweder zu der ersten oder letzten Flugbahn in einer ursprünglichen Ansicht. In gleicher Weise wird der Ausdruck "nicht angereicherte Projektionsansicht" verwendet, um hinzuweisen auf Projektionsansichten, zu denen keine zusätzlichen Messungen hinzugefügt worden sind. Der Ausdruck "Schwächungsmessung der Ansicht" (siehe 6, welche Ansichtsschwächungsmessungen zeigt als Funktion des CT Projektionswinkels) wird benutzt, um sich zu beziehen auf die kombinierten Schwächungsmessungen aus einer einzelnen Projektionsansicht. Der Ausdruck "Schwächungsprojektionsansicht" wird benutzt für den Bezug auf einen vorwärts projizierten Satz von Ansichten, der abgeleitet wird von einer Schwächungsaufzeichnung (map) – ein 2D Bild wird dabei in Ansichten separiert. Der Ausdruck "Schwächungskurve" wird benutzt für den Bezug auf eine Kurve wie die in 7 dargestellte Kurve, in der die zu einer einzelnen Projektionsansicht korrespondierende Schwächungsmessungen aufgezeichnet sind, so daß die Kurve sich erstreckt zwischen den ersten und letzten korrespondierenden Schwächungsmessungen, und so erste und zweite Flanken s_l und s_r nahe bei den ersten bzw. zweiten Messungen vorliegen.
Obwohl die Erfindung anhand von verschiedenen besonderen Ausführungen beschrieben worden ist, werden Fachleute auf dem Gebiet erkennen, daß die Erfindung in ihrem wesentlichen Inhalt und Umfang der Ansprüche auch mit Abänderungen ausgeführt werden kann.

Claims

Bildgebungseinrichtung (10) enthaltend: ein Computertomographie (CT)- System mit einer Röntgenquelle (14) und einem auf Röntgenstrahlen ansprechenden Detektor(18), der zum Empfangen der von der Quelle emittierten Röntgenstrahlen (16) angeordnet ist; ein Positronen-Emissions-Tomographie (PET)- System mit einem auf eine Gammastrahlung ansprechenden Detektor (70); und einem Computer (36), der betriebsmäßig mit dem CT System und dem PET System gekoppelt ist, wobei der Computer konfiguriert ist zum: Empfangen von Daten aus einem CT Scan eines Objekts(22), wobei diese Daten Daten von einem vollständig abgetasteten Sichtfeld (76) sowie Daten von einem teilweise abgetasteten Sichtfeld enthalten; Vermehren bzw. Anreichern der empfangenen Daten des teilweise abgetasteten Sichtfeldes unter Verwendung der Daten des vollständig abgetasteten Sichtfeldes; Empfangen von Daten aus einem PET Scan des Objekts; und Rekonstruieren einer Abbildung von dem Objekt unter Verwendung der empfangenen PET Daten und der angereicherten Daten von dem teilweise abgetasteten Sichtfeld.
Einrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner konfiguriert ist zum Vorsehen einer Abgrenzung bzw. Skizzierung in dem rekonstruierten Bild zwischen Bereichen, die Daten von dem vollständig abgetasteten Sichtfeld (76) darstellen, sowie von Bereichen, die angereicherte Daten von dem teilweise abgetasteten Sichtfeld darstellen.
Einrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei der Computer (36) ferner konfiguriert ist zum Empfangen eines Signals, das die Röntgenröhrenspannung darstellt; und Umwandeln mindestens einer CT Zahl in eine auf der Röntgenröhrenspannung basierende PET Schwächungszahl.
Bildgebungseinrichtung (10) zur Anwendung mit einem Strukturdatensatz und einem Funktionsdatensatz, welche strukturelle sowie funktionelle Charakteristiken eines abgebildeten Objekts (22) angeben, wobei die Struktur- und Funktionssätze ersten bzw. zweiten Sichtfeldern (FOV) entsprechen, der Strukturdatensatz eine Anzahl von Projektionsansichten enthält, die jeweils erste bis letzte Schwächungsmessungen enthalten in Entsprechung jeweils zu den ersten bis letzten parallelen Flugbahnen durch das erste FOV, wobei das erste FOV kleiner als das zweite FOV und darin enthalten ist, so daß nur eine den ersten und zweiten FOVs gemeinsame Fläche von jeder der Projektionsansichten erfaßt bzw. überquert wird und eine innerhalb des zweiten FOV und außerhalb des ersten FOV liegende Fläche lediglich von einer Untergruppe der Projektionsansichten erfaßt wird, wobei die Einrichtung einen Computer (36) enthält, der konfiguriert ist zum: Aufsummieren aller Schwächungsmessungen für jede Projektionsansicht, um eine Ansichtsschwächungsmessung zu erzeugen; Identifizieren der maximalen Ansichtsschwächungsmessung; für mindestens jede Ansichtsschwächungsmessung einer Untergruppe der Ansichtsschwächungsmessungen, die kleiner ist als die maximale Schwächungsmessung: Vermehren bzw. Anreichern der zugeordneten Projektionsansicht, um eine angereicherte Schwächungsansicht zu erzeugen, so daß die Summe aller Schwächungsmessungen der angereicherten Ansicht im wesentlichen gleichartig mit der maximalen Schwächungsmessung ist; Anwenden der angereicherten Projektionsansichten sowie der nicht angereicherten Projektionsansichten zum Kompensieren des zweiten Datensatzes bezüglich der Schwächung; und Verknüpfen des zweiten Datensatzes, um eine Abbildung zu konstruieren.
Einrichtung (10) nach Anspruch 4, wobei die Schwächungsmessungen, die jede Projektionsansicht enthalten, eine Schwächungskurve zwischen den entsprechenden ersten und letzten Schwächungsmessungen bestimmen, wobei die Kurve erste und zweite Flanken bzw. Neigungen benachbart zu den ersten und letzten Schwächungsmessungen bestimmt, und wobei der Computer (36) so konfiguriert ist, daß er die Projektionsansichten anreichert, indem er für jede Projektionsansicht feststellt, ob die ersten und letzten Schwächungsmessungen nicht Null sind, und indem er für jede nicht Null betragende erste und letzte Schwächungsmessung die Größe der Schwächungsmessung sowie die Kurvenflanke benachbart zur Schwächungsmessung abschätzt und Schwächungsmessungen entsprechen den Flugbahnen hinzufügt, die zumindest einen Teil von dem zweiten FVO zu der Projektionsansicht angrenzend an die nicht Null betragende Schwächungsmessung überstreichen.
Einrichtung (10) nach Anspruch 5, wobei der Computer (36) so konfiguriert ist, daß er den Schritt des Hinzufügens von Schwächungsmessungen ausführt, indem er für jede identifizierte Projektionsansicht Schwächungsmessungen als Funktion der relativen Größen der ersten und letzten Schwächungsmessungen hinzufügt.