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Diese Erfindung bezieht sich allgemein
auf Verfahren und Einrichtungen zur Computer-Tomographie (CT)-Bildrekonstruktion
und insbesondere auf Verfahren und Einrichtungen für ein Abschneidungs-Kompensationsschema.
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Unter gewissen Abtast- bzw. Scanbedingungen
erstrecken sich Teile von einem Patienten über denjenigen Bereich hinaus,
der durch einen Detektor gemessen wird, was zu Bildartefakten und
einer unvollständigen
Darstellung des abgebildeten Objektes führen kann. Es sind einige bekannte
Verfahren veröffentlicht worden,
die auf die Artefakt-. Reduzierung gerichtet sind, aber nicht auf
die Bildgebung von demjenigen Abschnitt des Patienten, der ausserhalb
des Sichtfeldes (FOD von Field of View) sind. Es ist jedoch wünschenswert,
denjenigen Abschnitt des Patienten bildlich darzustellen, der sich über das
FOD hinaus erstreckt.
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KURZE BESCHREIBUNG DER
ERFINDUNG
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Gemäß einem Aspekt wird eine Verfahren
geschaffen. Das Verfahren enthält
ein teilweises Erweitern bzw. Anreichern (Augmentieren) teilweise
abgetasteter bzw. gesampelter Sichtfelddaten unter Verwendung von
vollständig
gesampelten Sichtfelddaten.
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Gemäß einem anderen Aspekt wird
eine Bildgebungseinrichtung geschaffen. Die Bildgebungseinrichtung
enthält
eine Strahlungsquelle, einen auf Strahlung ansprechenden Detektor,
der so angeordnet ist, daß er
von der Quelle emittierte Strahlung empfängt, und einen Computer, der
operativ mit der Strahlungsquelle und dem Detektor gekoppelt ist.
Der Computer ist konfiguriert, um Daten von einer Computer- Tomograhie-Abtastung
von einem Objekt zu empfangen, wobei die Daten vollständig gesampelte
Sichtfelddaten und teilweise gesampelte Sichtfelddaten enthalten.
Der Computer ist ferner konfiguriert, um die empfangenen, teilweise gesampelten
Sichtfelddaten unter Verwendung der vollständig gesampelten Daten zu erweitern
bzw. anzureichern und ein Bild des Objektes unter Verwendung der
vollständig
gesampelten Sichtfelddaten und der angereicherten, teilweise gesampelten
Sichtfelddaten zu rekonstruieren.
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Gemäß einem weiteren Aspekt ist
ein Computer-leasbares Medium vorgesehen, das mit einem so konfigurierten
Programm kodiert ist, um einen Computer zu instruieren, teilweise
gesampelte Sichtfelddaten anzureichern und ein Bild unter Verwendung
der vollständig
gesampelten Sichtfelddaten und der angereicherten, teilweise gesampelten
Sichtfelddaten zu rekonstruieren.
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1 ist
eine bildliche Ansicht einer Ausführung eines CT Bildgebungssystems;
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2 ist
ein schematisches Blockschaltbild des in der 1 dargestellten . Systems;
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3 veranschaulicht
durch Abschneiden verursachte Artefakte;
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4 ist
eine graphische Darstellung, welche eine über alle Kanäle als Funktion
des Projektionswinkels integrierte totale Schwächung für ein Brustphantombild) zeigt;
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5 ist
eine Erläuterung
eines Abschneidevorgangs in einer klinischen Umgebung;
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6 ist
eine graphische Darstellung, welche den Einfluß einer Abschneideprojektion
auf eine Gesamtschwächung
darstellt;
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7 ist
eine Darstellung einer Flanken- bzw. Neigungs- und Grenzbereichsabschätzung;
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8 ist
eine Darstellung eines angepaßten
Wasserzylinders für
eine abgeschnittene Projektion;
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9 ist
eine Darstellung einer Projektionserweiterung im Maßstab der
erwarteten totalen Schwächung;
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10 stellt
eine Anzahl von Abbildungen dar.
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DETAILIERTE BESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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Es werden hier Verfahren und Einrichtungen
zur Kompensation von Abschneidevorgängen für ein erweitertes Sichtfeld
in rotierenden (Bilddaten-) Gewinnungssystemen bereitgestellt. 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
unabhängig
ist von dem Projektionswinkel. Die Einrichtungen und Verfahren werden
veranschaulicht mit Bezug auf die Figuren, in denen gleiche Zahlen
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.
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In einigen bekannten Konfigurationen
für ein
CT Bildgebungssystem projiziert eine Strahlungsquelle 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 Strahlungsbündel 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 geschwächten
Bündelstrahlung
ist abhängig
von der Schwächung
eines Strahlungsbündels
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 Schwächungsmessungen von all den
Detektoren werden getrennt gewonnen, um ein Transmissionsprofil
zu erzeugen.
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Bei CT Systemen der dritten Generation
werden die Strahlungsquelle sowie das Detektorfeld mit einem Gestell
innerhalb der Bildebene sowie um das abzubildende Objekt herum so
gedreht, daß sich
der Winkel, unter dem das Strahlungsbündel das Objekt schneidet,
in konstanter Weise ändert.
Eine Gruppe von Strahlungsschwächungsmessungen,
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 Strahlungsquelle und des Detektors unter verschiedenen
Gestellwinkeln oder Ansichtswinkeln gemacht wurden.
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Im Rahmen einer axialen Abtastung
bzw. eines axialen Scans werden die Projektionsdaten weiter verarbeitet,
um ein Bild zu rekonstruieren, 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 Display-Vorrichtung benutzt werden.
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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.
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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.
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Weiterhin ist der hier benutze Ausdruck " 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.
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1 ist
eine Ansicht von einem CT Bildgebungssystem 10. 2 ist ein schematisches
Blockdiagramm von dem in 1 gezeigten
System 10. In dem Ausführungsbeispiel
ist eine Gestell 12 gezeigt, das ein CT Bildgebungssystem
der "dritten Generation" darstellt. Das Gestell 12 hat
eine Strahlungsquelle 14, die ein kegelförmiges Bündel 16 von
Röntgenstrahlen
in Richtung auf ein Detektorfeld 18 auf der gegenüberliegenden
Seite des Gestells 12 projiziert.
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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 Strahlungsbündels repräsentiert
und damit eine Abschätzung
der Schwächung
bzw. Dämpfung
des Bündels
erlaubt, wie es durch das Objekt oder den Patienten 22 hindurchgeht.
Ein Bildgebungssystem 10 mit einem Mehrscheiben-Detektor 18 ist
in der Lage, eine Anzahl von Bildern zu liefern, die ein Volumen
von dem Objekt 22 darstellen. Jedes Bild der Anzahl von Bildern
entspricht einer getrennten "Scheibe" des Volumens. Die "Dicke" oder Apertur der
Scheibe ist von der Dicke der Detektorreihen abhängig.
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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.
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Die Drehung des Gestells 12 sowie
der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden
gesteuert von einem Steuermechanismus 26 des CT Systems 10.
Der Steuermechanismus 26 enthält eine Röntgensteuerung 28, welche
die Spannungsversorgung sowie Zeitsteuersignale für die Strahlungsquelle 14 bereitstellt,
und eine Gestellmotorsteuerung 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 bzw. gesampelten 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.
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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
Strahlungssteuerung 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.
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In einer Ausführung enthält der Computer 36 eine
Vorrichtung 50, zum Beispiel ein Diskettenlaufwerk, ein
CD-ROM Laufwerk zum Lesen der Instruktionen und/oder Daten von einem
mittels eines Computers lesbaren Medium 52, zum Beispiel
einer Diskette oder einer CD-ROM. Im allgemeinen ist wenigstens
eines von dem DAS 32, dem Rekonstruktor 34 und dem Computer 36,
die in 2 gezeigt sind,
programmiert, um die unten beschriebenen Prozesse auszuführen. Selbstverständlich ist
das Verfahren nicht auf die Ausführung
im CT System 10 beschränkt
und kann in Verbindung mit vielen anderen Typen und Änderungen
von Bildgebungssystemen verwendet werden. In einem Ausführungsbeispiel
ist der Computer 36 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.
Obwohl die hier beschriebenen Verfahren in einer medizinischen Einrichtung
beschrieben werden, ist es möglich,
die Vorteile der Erfindung in nicht-medizinischen Bildgebungssystemen
zu nutzen, wie beispielsweise Sytemen, die üblicherweise in einer industriellen
Einrichtung oder einer Transproteinrichtung verwendet werden, wie
beispielsweise, ohne darauf beschränkt zu sein, ein Gepäck-Abtast-CT-System für ein Flughafen- oder ein anderes
Transportzentrum.
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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. Die Röntgenröhre und
der Detektor 18 sind fest zusammengehalten auf einem Rahmen,
der um die Patientenöffnung 72 rotiert.
Im Laufe der Rotation werden kontinuierlich Messungen gemacht innerhalb
eines "vollständig gesampelten
Sichtfeldes" 76.
Die Schwächung
von Röntgenstrahlen,
die irgendwelche Bereiche des Objektes 22 durchqueren,
die ausserhalb des vollständig
gesampelten Sichtfeldes 76 positioniert sind, wird an einem
eingeschränkten
Bereich von Drehwinkeln gemessen, und dieser Bereich wird als der
teilweise gesampelte Sichtfeld-Bereich" genannt. Mit anderen Worten, Bereiche, die
sich innerhalb des vollständig
gesampelten Sichtfeldes 76 befinden, sind in einem Fächer 16 angeordnet, so
daß Messungen
an allen Gestellwinkeln erhältlich
sind, und die gesammelten Daten sind als vollständig gesampelte Sichtfelddaten
definiert. Einige Abschnitte sind jedoch an gewissen Winkeln innerhalb
des Fächers 16,
aber ausserhalb des Fächers 16 an
anderen Winkeln, und die Daten, die bezüglich dieser Abschnitte gesammelt
sind, werden als teilweise gesampelte gesampelte Sichtfelddaten
definiert.
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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. 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 Vollscan, einem Halbscan/Segment,
Wendelscan und dem Herzsektor, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein.
Zusätzlich ist
das System 10 so konfiguriert, daß es die hierin beschriebenen
Algorithmen verwendet.
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4 zeigt
den gesamten Betrag der Schwächung
aufgezeichnet als Funktion des Projektionswinkels für einen
Scan von einem Brustphantom. Man beachte, daß die Kurve eine nahezu horizontale
Linie darstellt. Diese Eigenschaft existiert jedoch n icht 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
genomme ne 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 pl und pr , wie unten in der Gleichung 1 gezeigt,
in der abgeschnittenen Projektion, wie sie in 7 gezeigt ist. 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.
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Dabei ist N die Anzahl von Detektorkanälen und
k ist der Index der Projektionsansicht. Zusätzlich werden in einer Ausführung die
Flanken sl und sr 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.
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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 μw,
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:
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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:
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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 veranschaulicht.
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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.
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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 Tl gegenüber der
rechten Seite Tr bestimmt auf der Basis
der Größe von pl und pr.
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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.
Wenn andererseits der Betrag der Schwächung unter der verlängerten
Kurve den Schwächungsverlust überschreitet,
ist die geschätzte
Projektion in einer ähnlichen
Weise komprimiert. 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.
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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 beschriebenen Korrektur.
Zum Vergleich ist das Phantom, das teilweise abgeschnitten ist,
in 10(C) dargestellt.
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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 sl und sr 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.
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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. In einem Ausführungsbeispiel
ist eine Delinearisierung in einem rekonstruierten Bild zwischen
Bereichen vorgesehen, die voll gesampelte Sichtfelddaten und teilweise
gesampelte Sichtfelddaten darstellen. 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.
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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.
konfiguriert ist, wobei m eine Anzahl von Samples ist, N eine Anzahl der Detektorkanäle ist und k ein Projektionssichtindex ist.