DE112007001451B4

DE112007001451B4 - Vorrichtung und Verfahren zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes

Info

Publication number: DE112007001451B4
Application number: DE112007001451.2T
Authority: DE
Inventors: Jiang Hsieh; Jean-Baptiste Thibault; Ken David Sauer; Charles Addison Bouman
Original assignee: General Electric Co; University of Notre Dame; Purdue Research Foundation
Current assignee: General Electric Co; University of Notre Dame; Purdue Research Foundation
Priority date: 2006-06-22
Filing date: 2007-06-22
Publication date: 2016-05-25
Anticipated expiration: 2027-06-23
Also published as: CN103400401A; CN101478919B; US20070297660A1; DE112007001451T5; WO2007150037A2; US7583780B2; CN101478919A; JP2009540966A; CN103400401B; JP5198443B2; WO2007150037A3

Abstract

Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes unter Verwendung eines Tomographie-Bildgebungssystems, wobei das Verfahren aufweist: Erzeugen einer Näherung des Bildes, das einen anatomischen Bereich eines Objektes repräsentiert; Vergleichen der aktuellen Projektionsdaten von einem Detektor des Tomographie-Bildgebungssystems mit erwarteten Projektionsdaten der Näherung des Bildes; Anpassen der Näherung unter Verwendung des Vergleichs, wobei das Vergleichen aktueller Projektionsdaten mit erwarteten Projektionsdaten aufweist: Erzeugen einer virtuellen Röntgenstrahlungsquelle, die einer echten Röntgenstrahlungsquelle des Tomographie-Bildgebungssystems entspricht; Erzeugen einer virtuellen Röntgendetektorebene, die mehrere virtuelle Detektorelemente enthält, die einem echten Röntgendetektorarray des Tomographie-Bildgebungssystems entsprechen, wobei das echte Röntgendetektorarray mehrere Detektorzellen enthält, denen mehrere virtuelle Detektorelemente entsprechen; Bestimmen von Bildvolumendaten, die einen Wert enthalten, der eine Röntgenstrahlungsdichte eines Bildvoxels kennzeichnet, unter Verwendung der virtuellen Röntgenstrahlungsquelle und des virtuellen Röntgendetektors; Zuweisen einer ersten Gewichtung zu einem ersten Teil der aktuellen Projektionsdaten und einer ersten Vorwärtsprojektionsfunktion, wobei der erste Teil der aktuellen Projektionsdaten und die erste Vorwärtsprojektionsfunktion erzeugt werden, wenn sich die virtuelle Röntgenstrahlungsquelle an einer ersten Position befindet, und verwendet werden, um das Bildvoxel zu rekonstruieren; Zuweisen einer zweiten Gewichtung zu einem zweiten Teil der aktuellen Projektionsdaten und einer zweiten Vorwärtsprojektionsfunktion, wobei der zweite Teil ...

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die Erfindung betrifft allgemein Bildgebungsvorrichtungen und insbesondere Vorrichtungen und Verfahren zum Verbessern der Bildauflösung.
Eine Computertomographie-Bildgebungsvorrichtung (CT-Bildgebungsvorrichtung) enthält typischerweise eine Röntgenstrahlungsquelle, die einen fächerförmigen Röntgenstrahl durch einen Patient auf ein Array von Strahlungsdetektoren richtet. Der Strahl ist kollimiert, um in einer xy-Ebene zu liegen, die allgemein als ”Bildgebungsebene” bezeichnet wird. Die Strahlungsintensität des von dem Detektor-Array empfangenen Strahls ist von der Abschwächung des Strahls durch den Patient abhängig. Abschwächungsmessungen von mehreren Detektorzellen des Detektor-Arrays werden getrennt akquiriert, um ein Transmissionsprofil zu erzeugen.
Die Röntgenstrahlungsquelle und das Detektor-Array werden so innerhalb einer Gantry und um den bildgebend darzustellen Patient gedreht, dass sich ein Projektionswinkel, an dem der Strahl den Patienten durchquert, beständig ändert. Eine Gruppe von Abschwächungsmessungen der Röntgenstrahlen, die analoge Projektionsdaten von einem Detektor-Array bei einem Gantrywinkel oder einem Projektionswinkel sind, wird als eine ”Ansicht” bezeichnet. Ein ”Scan” des Patienten enthält einen Satz von Ansichten bei verschiedenen Projektionswinkeln während einer Drehung der Röntgenstrahlungsquelle und des Detektor-Arrays.
Um eine gesamte Scan-Zeit zu verringern, die verwendet wird, um mehrfache Schichten zu akquirieren, kann ein helikaler Scan durchgeführt werden. Helikale Scan-Techniken erlauben es, große abzutastende oder zu scannende Volumina bei einer schnelleren Rate unter Verwendung einer Einzel-Photonenquelle zu scannen. Um den helikalen Scan durchzuführen, wird ein Tisch, auf dem der Patient liegt, entlang einer z-Achse bewegt, um die die Gantry sich dreht, während analoge Projektionsdaten für eine vorher bestimmte Anzahl von Schichten akquiriert werden. Der helikale Scan erzeugt eine einzige Helix oder Schraube. Die Helix, die durch den Strahl abgefahren wird, führt zu analogen Projektionsdaten, aus denen Bilder in jeder vorher bestimmten Schicht rekonstruiert werden können. Zusätzlich zur Verringerung der Scan-Zeit kann der helikale Scan andere Vorteile, wie beispielsweise eine bessere Nutzung des injizierten Kontrastmittels, verbesserte Bildrekonstruktion an willkürlichen Orten und bessere dreidimensionale Bilder erzeugen. Ein Beispiel des helikalen Scans enthält einen helikalen Vielschicht-Scan. In dem helikalen Vielschicht-Scan erstreckt sich das Detektor-Array entlang der z-Achse. Typischerweise enthält das Detektor-Array in dem helikalen Vielschicht-Scan mehrfache Reihen, wobei jede Reihe zu einer anderen Position entlang der z-Achse und zu einer anderen gemessenen Schicht gehörig ist. In einem axialen Scan werden die analogen Projektionsdaten bearbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das zu einer zweidimensionalen Schicht gehört, die durch den Patient gelegt wird. Für diskrete Schichten kann die iterative Rekonstruktion eines gesamten Betrachtungsfeldes (field-of-view: FOV) durchgeführt werden, um die Bildqualität zu verbessern.
US 6 768 782 B1 zeigt ein Bildgebungssystem mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung, die das volle Sichtfeld mit einer ersten Auflösung und eine Region von Interesse innerhalb des vollen Sichtfelds mit einer zweiten Auflösung rekonstruiert.
Für fortlaufende Scans wird ein Scan-Muster erzeugt, in dem sich eine Position des Patienten entlang der z-Achse linear mit einer Drehung der Gantry ändert. Während der Datenakquisition wird das kontinuierliche Scan-Muster einer Quantisierung ausgesetzt oder quantisiert, und ein diskreter Satz von Projektionsansichten wird für eine begrenzte Anzahl von Positionen der Röntgenstrahlungsquelle um den Patienten erzeugt. Konventionelle direkte Rekonstruktionstechniken, wie beispielsweise die zweidimensionale und dreidimensionale gefilterte Rückprojektion, rekonstruieren Bildvoxel aus den Projektionsdaten durch interpolierende Elemente in den Projektionsdaten, um Beiträge von jedem Projektionswinkel in mehreren Bildvoxel zu akkumulieren, und folglich ein Bild oder ein Bildvolumen mit einem einzigen Durchgang durch die Projektionsdaten zu erzeugen. Eine klassische Auflösung des Bildes, das durch die Anwendung der gefilterten Rückprojektion erzeugt wird, erfolgt auf der Basis einer der Größe des Detektor-Arrays, einer Größe eines Brennfleckes, einer ”Sampling”-Rate oder Abtastrate der Datenakquisitionseinrichtung (data akquisition system: DAS) beim Aufnehmen der analogen Projektionsdaten und eines Kernels eines Filters, der die Projektionsdaten während der gefilterten Rückprojektion filtert. In einem typischen Szenario ist die klassische Auflösung nicht feiner oder genauer als die Größe einer Projektion von jeder Detektorzelle an einem Isozentrum der CT-Bildgebungsvorrichtung. Durch das Nyquist-Theorem ist es nicht notwendig, an mehr als dem Doppelten der begrenzenden klassischen Auflösung anzutasten oder zu sampeln. Das Bildvolumen jedoch, das durch die konventionelle direkte Bildrekonstruktionstechniken erzeugt wird, hat typischerweise keine hohe räumliche Auflösung. Aufgabe der Erfindung ist, ein Konzept für eine verbesserte Rekonstruktion eines Bildes anzugeben.
KURZE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Diese Aufgabe wird mit einem Verfahren zum Rekonstruieren. eines Bildes nach Anspruch 1 und einem Tomographie-Bildgebungssystem nach Anspruch 26 gelöst.
In einem Aspekt wird ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes in einer Tomographie-Bildgebungsvorrichtung beschrieben. Das Verfahren enthält die Verbesserung einer räumlichen Auflösung des Bildes durch iteratives Rekonstruieren des Bildes.
In einem weiteren Aspekt ist ein iteratives Rekonstruktions-Verfahren zum Abwägen oder trading-off einer Performance einer Tomographie-Bildgebungsvorrichtung beschrieben. Das Verfahren enthält die Anpassung eines Rauschens und einer Auflösung in einem Bereich eines iterativ rekonstruierten Bildes.
In einem weiteren Aspekt ist ein iteratives Rekonstruktionsverfahren zum Anpassen einer Auflösung einer Tomographie-Bildgebungsvorrichtung beschrieben. Das Verfahren enthält die Anpassung der Innerebenenauflösung in einem iterativ rekonstruierten Bild und die Anpassung der Zwischenebenenauflösung in dem iterativ rekonstruierten Bildes.
In einem weiteren Aspekt ist ein Verfahren zum Verbessern einer räumlichen Auflösung eines Bildes beschrieben. Das Verfahren enthält das iterative Rekonstruieren des Bildes und die Verbesserung der räumlichen Auflösung des Bildes. Das Verfahren verbessert die räumliche Auflösung des Bildes durch mindestens einen der nachfolgenden Parameter: Entwickeln einer Vorwärtsprojektionsfunktion, die eine glatte Kurve aufweist, und Entwickeln des Bildes mit einer glatten Kurve. Die Entwicklung der Vorwärtsprojektion enthält das Entwickeln der Vorwärtsprojektion durch Bestimmen eines Satzes von Projektionswerten. Die Entwicklung des Bildes enthält das Rekonstruieren des Bildes durch Bestimmen einer Inversen oder Umkehrfunktion des Satzes der Projektionswerte.
In einem weiteren Aspekt ist ein Prozessor zum Verbessern einer räumlichen Auflösung eines Bildes beschrieben. Der Prozessor ist eingerichtet, um iterativ das Bild zu rekonstruieren, und verbessert die räumliche Auflösung des Bildes. Der Prozessor ist eingerichtet, um die räumliche Auflösung des Bildes durch mindestens einen der nachfolgenden Parameter zu verbessern: Entwickeln einer Vorwärtsprojektionsfunktion, die eine glatte Kurve aufweist, und Entwickeln des Bildes mit einer glatten Kurve. Die Entwicklung der Vorwärtsprojektion enthält die Entwicklung der Vorwärtsprojektion durch Bestimmen eines Satzes von Projektionswerten. Die Entwicklung des Bildes enthält die Rekonstruktion des Bildes durch Bestimmen einer Inversen des Satzes von Projektionswerten.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
1 ist eine isometrische Ansicht einer Ausführungsform der Vielschicht-CT-Bildgebungsvorrichtung, die ein Verfahren zum Verbessern der Auflösung des Bildes implementiert.
2 ist ein Blockdiagramm der CT-Bildgebungsvorrichtung von 1.
3 ist ein Diagramm, das eine Ausführungsform eines Verfahrens zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes darstellt.
4 ist ein Diagramm, das das Verfahren von 3 darstellt.
5 ist ein Ablaufdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes.
6 ist eine Fortsetzung des Ablaufdiagramms von 5.
7 zeigt eine Darstellung von mehreren Bildern, die einen Effekt der Anwendung einer Ausführungsform eines Verfahrens zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes zeigt.
GENAUERE BESCHREIBIUNG DER ERFINDIUNG
Die iterative Rekonstruktion enthält ein Verfahren, das ein Bild durch wiederholtes Anpassen einer existierenden Näherung gemäß einer Qualität einer Anpassung zwischen den aktuellen Projektionsdaten und den erwarteten Projektionsdaten aus einer gegenwärtigen Näherung des Bildes bildet. Die Qualität der Anpassung kann ebenfalls durch die Berücksichtigung mehrerer Charakteristiken eines Bildes beeinflusst werden, wie beispielsweise eine Glätte des Bildes und/oder Erfüllung eines vorher etablierten Modells. Vielfache Iterationen werden durchgeführt, um ein Bild zu erzeugen, das am besten zu den aktuellen Projektionsdaten auf der Basis eines vorher definierten Kriteriums passt. Ein kompletter Satz der rekonstruierten Bilder wird als eine dreidimensionale Rekonstruktion bezeichnet, da der Satz in einer dreidimensionalen Darstellung eines Patienten gebildet wird, wobei jeder Bildpixel oder jedes Bildelement zu einem einzigen Voxel oder Volumenelement in der dreidimensionalen Rekonstruktion gehört.
Bezug nehmend auf die 1 und 2 ist eine Ausführungsform einer Computertomographie-(CT-)Bildgebungsvorrichtung 10 mit einer Vielschicht-Transmission (Vielschicht-Transmissions-CT-Bildgebungsvorrichtung) gezeigt, die ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes eines anatomischen Bereiches eines Objektes 12 verwendet, wie beispielsweise eines medizinischen Patienten oder eines Phantoms. Die CT-Bildgebungsvorrichtung 10 enthält eine Gantry 14, die einen sich drehenden inneren Bereich 16 aufweist, der eine Röntgenstrahlungsquelle 18 und ein Detektor-Array 20 enthält. Die Röntgenstrahlungsquelle 18 und das Detektor-Array 20 drehen sich mit der Drehung der Gantry 14. Die Röntgenstrahlungsquelle 18 richtet einen Strahl 32 von Röntgenstrahlen in Richtung des Detektor-Arrays 20. Die Röntgenstrahlungsquelle 18 und das Detektor-Array 20 drehen sich um das Objekt 12, das auf einem während des Betriebs verschiebbaren Tisch 22 platziert ist. Der Tisch 22 wird entlang einer z-Achse parallel zur z-Richtung zwischen der Quelle 18 und dem Detektor-Array 20 verschoben, um einen helikalen Scan des anatomischen Bereiches durchzuführen, oder verbleibt in derselben Position entlang der z-Achse während eines axialen Scans des anatomischen Bereiches. Der Strahl 32 wird in dem Detektor-Array 20 detektiert, nachdem dieser das Objekt 12 innerhalb einer PatientenÖffnung oder Patienten-Bohrung 24 durchquert hat, um analoge Projektionsdaten zu erzeugen, die verwendet werden, um ein CT-Bild des anatomischen Bereiches zu erzeugen.
Die Röntgenstrahlungsquelle 18 und das Detektor-Array 20 drehen sich um eine zentrale Achse 30, die parallel zu der z-Achse liegt. Der Strahl 32 wird von vielfachen Detektorzellen 34 in den vielfachen Detektorreihen des Detektor-Arrays 20 empfangen. Das Detektor-Array 20 enthält vielfache Reihen von Detektorzellen 34 und vielfache Kanäle von Detektorzellen 34. Die Detektorkanäle sind parallel zu einer Kanalachse, die parallel zu einer Ebene der Gantry 14 liegt. Die Detektorreihen sind parallel zu einer Achse der Reihen, die parallel zu der z-Achse liegen. Jede Detektorreihe ist zu allen anderen Detektorreihen in der z-Richtung entlang der z-Achse versetzt, um die die Gantry 14 sich dreht. Die Detektorzellen 34 erzeugen analoge Projektionsdaten, die elektrische Signale darstellen, die zu den Intensitäten des Strahls 32 gehören. Wenn der Strahl 32 das Objekt 12 durchquert, wird der Strahl 32 abgeschwächt. Die Drehung der Gantry 14 und der Betrieb der Quelle werden durch einen Steuermechanismus 36 durchgeführt. Der Steuermechanismus 36 enthält eine Röntgensteuereinheit 38, die eine Leistungsversorgung und Zeitsignale oder Timing-Signale für die Röntgenstrahlungsquelle 18 bereitstellt, und eine Gantrymotor-Steuereinheit 40, die eine Geschwindigkeit oder Drehung und eine Position der Gantry 14 steuert. Eine Datenakquisitionseinheit (data acquisition system: DAS) 42 nimmt analoge Projektionsdaten von den Detektorzellen 34 auf, und wandelt die analogen Projektionsdaten von einer analogen Form in digitale Signale um, um aufgenommene und digitalisierte Projektionsdaten zu erzeugen, die die aktuellen Projektionsdaten sind. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 44 empfängt die aktuellen Projektionsdatensätzen aus der DAS 42, und führt die Bildrekonstruktion durch, wie beispielsweise das Verfahren zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes, um das CT-Bild zu erzeugen. Eine Hauptsteuereinrichtung 46, die im Sinne der Erfindung auch als Haupt-Controller 46 bezeichnet wird, speichert das CT-Bild in einer Massenspeichereinrichtung 48. Beispiele von einer Massenspeichereinrichtung 48 enthalten einen permanenten Speicher, wie beispielsweise einen Lesespeicher (read only memory: ROM), und einen nicht permanenten Speicher, wie beispielsweise einen Arbeitsspeicher (random access memory: RAM). Andere Beispiele einer Massenspeichereinrichtung 48 enthalten eine Floppy-Diskette, einen Compact-Disketten-Lesespeicher (CD-ROM), eine magnetooptische Diskette (magneto-optical disk: MOD) und eine DVD (digital versatile disc: DVD).
Die Hauptsteuereinrichtung 46 empfängt ebenfalls Befehle und Abtast- oder Scan-Parameter von einem Bediener über eine Bedienkonsole 50. Ein Anzeige-Monitor oder Display-Monitor 52 erlaubt es dem Bediener, das CT-Bild und andere Daten von der Hauptsteuereinrichtung 46 zu beobachten. Der Anzeige-Monitor 52 kann eine Kathodenstrahlenröhre (cathode ray tube: CRT) sein oder alternativ eine Flüssigkristallanzeige (liquid crystal display: LCD). Die vom Bediener bereitgestellten Befehle und Parameter werden von der Hauptsteuereinrichtung 46 im Betrieb des DAS 42, der Röntgensteuereinheit 38 und der Gantrymotor-Steuereinheit 40 verwendet. Zusätzlich betreibt die Hauptsteuereinrichtung 46 eine Tisch-Motorsteuereinheit 54, die den Tisch 22 verschiebt, um den anatomischen Bereich in der Gantry 14 zu positionieren.
Jede der nachfolgenden Einheiten: Röntgen-Steuereinheit 38, Gantrymotor-Steuereinheit 40, Bildrekonstruktionseinrichtung 44, Hauptsteuereinrichtung 46 und Tischmotor-Steuereinheit 54 sind nicht auf solche Schaltungen beschränkt, die im Stand der Technik als eine Steuereinrichtung beschrieben sind, sondern beziehen sich in einer breiten Art und Weise auf einen Computer, einen Prozessor, einen Mikrocontroller, einen Mikrocomputer, eine programmierbare Logiksteuereinrichtung, eine anwendungsspezifische integrierte Schaltung und/oder jede andere programmierbare Schaltung. Die Röntgen-Steuereinheit 38, die Gantrymotor-Steuereinheit 40, die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 44, die Haupt-Steuereinrichtung 46 und die Tischmotor-Steuereinheit 54 können ein Teil einer zentralen Steuereinheit sein, oder können jede eine unabhängige oder autonome Komponente sein, wie dies gezeigt ist.
Obwohl die spezifische Ausführungsform, die vorstehend genannt ist, sich auf eine dritte Generation der CT-Bildgebungsvorrichtung 10 bezieht, ist das Verfahren zur iterativen Rekonstruktion eines Bildes ebenfalls auf die vierte Generation der CT-Vorrichtungen anwendbar, die einen stationären Detektor und eine rotierende Röntgenstrahlungsquelle aufweisen, auf die fünfte Generation der CT-Vorrichtungen, die einen stationären Detektor und eine Röntgenstrahlungsquelle mit einem abgelenkten Elektronenstrahl aufweisen, und weitere Generation der CT-Vorrichtung, die vielfachen Röntgenstrahlungsquelle und/oder Detektoren verwenden, und eine Emissions-CT-Vorrichtung, wie beispielsweise eine Einzel-Photonenemissions-CT-Vorrichtung (single photon emission CT: SPECT) oder eine Positronenemissions-Tomographie-Vorrichtung (positron emission tomography: PET).
zusätzlich ist es vorgesehen, obwohl die Verfahren zur iterativen Rekonstruktion eines Bildes in einem medizinischen Zusammenhang beschrieben worden ist, dass mehrere technische Effekte der Verfahren sich auch auf nicht medizinische Bildgebungsvorrichtungen beziehen, wie beispielsweise derartige, wie sie typischerweise in einem industriellen Umfeld oder einen Transportumfeld verwendet werden, wie beispielsweise, aber nicht darauf beschränkt, einem nicht zerstörenden Test-System, einem Gepäck-Scan-System an einem Flughafen oder einer anderen Transporteinrichtung, an Regierungs- und Bürogebäuden. Die technischen Effekte entstehen ebenfalls bei Mikro-PET- und CT-Vorrichtungen, die von der Größe eingerichtet sind, um Labortiere im Gegensatz zu Menschen zu untersuchen.
Die 3 und 4 sind Diagramme und die 5 bis 6 sind Ablaufdiagramme, die eine Ausführungsform des Verfahrens zum iterativen Rekonstruieren eines Bildes darstellen. Eine Quelle 302 stellt eine virtuelle Darstellung einer Röntgenstrahlungsquelle 18 dar, eine Detektorebene 304 zeigt eine virtuelle Darstellung einer Ebene des Detektor-Arrays 20. Die Ebene des Detektor-Arrays 20 ist gegenüberliegend der Röntgenstrahlungsquelle 18 angeordnet. Die Detektor-Ebene 304 enthält mehrere Detektorelemente 306, 308, 310, 312 und 314, und jedes Detektorelement der Detektorebene 304 ist eine virtuelle Darstellung der Detektorzelle 34. Die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 44 empfängt eine Position der Röntgenstrahlungsquelle 18 aus experimentellen Daten, wie beispielsweise eine Änderung eines Schattens eines Drahtes, und erzeugt die virtuelle Darstellung der Röntgenstrahlungsquelle 18. Eine Änderung in einem Ort der Quelle 302 wird von den experimentellen Daten empfangen. Als ein Beispiel ist ein Ort der Quelle 302 durch Platzieren des Drahtes zwischen der Röntgenstrahlungsquelle 18 und dem Detektor-Array 20 bestimmt. Der Draht wird in Bezug auf die Röntgenstrahlungsquelle 18 und nicht in Bezug auf das Detektor-Arrays 20 fixiert. Eine Änderung in einem Ort des Schattens des Drahtes, der auf dem Detektor-Array 20 abgebildet ist, betrifft eine Änderung in einem Ort der Quelle 302.
Die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 44 empfängt ebenfalls eine Position des Detektor-Arrays 20 aus einem Positionskodierer, der die Position in Bezug auf die Röntgenstrahlungsquelle 18 detektiert. Die virtuelle Darstellung der Röntgenstrahlungsquelle 18 und des Detektor-Arrays 20 kann durch die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 44 aus der Position der Röntgenstrahlungsquelle 18 und des Detektor-Arrays 20 in Bezug auf ein xyz-Koordinatensystem erzeugt werden, das in 1 dargestellt ist. Eine Position der Quelle 302 ändert sich, um eine Änderung in einer Position der Röntgenstrahlungsquelle 18 anzupassen, und eine Position des Detektorebene 304 ändert sich, um eine Änderung in einer Position der Ebene des Detektor-Arrays 20 anzupassen. Eine Entfernung zwischen der Quelle 302 und der Detektorebene 304 ist proportional zu einer Entfernung zwischen der Röntgenstrahlungsquelle 18 und der Ebene des Detektor-Arrays 20.
Ein Optimierungsproblem in dem Verfahren zum iterativen Rekonstruieren eines Bildes unter einem bestimmten Betrachtungswinkel wird ausgedrückt als:
wobei r ein Bildvolumen 318 darstellt, das durch die Anwendung der Verfahren zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes rekonstruiert wird, und das den anatomischen Bereich des Objektes 12 repräsentiert. Das Bildvolumen 318 ist ein Beispiel des Bildvolumens r. Das Bildvolumen 318 enthält einen Wert, der eine Röntgenstrahlendichte darstellt, wie beispielsweise eine CT-Zahl in Hounsfield-Einheiten eines Bildvoxels 320. Obwohl der Bildvoxel 320 eine kubische Form aufweist, ist in einer alternativen Ausbildungsform ein Bildvoxel innerhalb des Bildvolumens 318 von anderer Gestalt, wie beispielsweise sphärisch, elliptisch, zylindrische, parallelflach oder parallelepiped, trapezförmig sowie oder alternativ mehrkantig oder polygon. In einer alternativen Ausführungsform enthält das Bildvolumen 318 mehrere Werte, die eine Röntgenstrahlendichte des Bildvoxels 320 darstellen, und mehrere Bildvoxel 322, 324, 326, 328, 330 und 332, die die anatomischen Bereiche darstellen. In einer alternativen Ausführungsform ist das Bildvoxel 320 parallel zu dem Bildvoxel 322 entlang einer der Achsen: x-, y- und z-Achse angeordnet. In einer anderen alternativen Ausführungsform kann das Bildvoxel 322 an einer Peripherie des Bildvolumens 318 angeordnet sein. In Gleichung (1) stellt F(r) eine Vorwärtsprojektionsfunktion oder ein Vorwärtsprojektionsmodell von r auf der Detektorebene 304 dar. Die Vorwärtsprojektion F(r) transformiert r in einer Art und Weise, die für eine CT-Bildgebungsvorrichtung 10 nachahmend ist.
In Gleichung (1) ist U(r) eine Regulierungsfunktion, die lokale Unterschiede der Bildvoxel, die im Rahmen der Erfindung als Bildvoxel-Unterschiede bezeichnet werden, straft. Ein Beispiel von U(r) enthält eine konvexe Funktion, wie beispielsweise ein Quadrat einer Differenz zwischen einer CT-Zahl des Bildvoxels 320 und einer CT-Zahl des Bildvoxels 328, das benachbart zu dem Bildvoxel 320 angeordnet ist.
Darüber hinaus ist in Gleichung (1) D ein Störungsmaß einer Fehlanpassung zwischen den aktuellen Projektionsdaten p und der Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) von einer Näherung eines Bildes. Beispiele des Störungsmaßes D enthalten eine nicht negative konvexe Funktion, einen negativen Logarithmus einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion und andere Straf-Funktionen. Als ein anderes Beispiel wird das Störungsmaß D in einer gewichteten quadratischen Form in einer Gleichung (2) wie folgt dargestellt:
worin W eine Gewichtsfunktion, und T eine Transponierungs-Funktion ist. Ein Beispiel der Gewichtsfunktion enthält eine diagonale Matrix, die mehrere diagonale Elemente aufweist, die das Inverse der aktuellen Projektionsdatensätze sind. In einer alternativen Ausführungsform enthält keine der Gleichungen (1) und (2) U(r). In einer anderen Ausführungsform enthält Gleichung (2) nicht die Gewichtsfunktion W und enthält (p – F(r))) an Stelle von W(p – F(r)).
Ein Beispiel einer Beziehung zwischen r und p enthält eine lineare Beziehung, wie beispielsweise p = A·r + n, wobei A eine Matrix von Werten der Detektorelement-Beiträge der Detektorebene 304 ist, n einen Satz von mindestens einem Rauschwert darstellt, der eine willkürliche Fluktuation darstellt, wie beispielsweise eine Varianz, und p ein Mittel der aktuellen Projektionsdatensätzen ist. Während jeder Iteration der Gleichung (1), berechnet die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 44 eine Störung von r, die einen Wert von r ^(r) in Gleichung (1) mit jeder Iteration verringert. Die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 44 berechnet während einer gegenwärtigen Iteration die Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) und die Regulierungsfunktion U(r) aus einem Wert von r ^(r), der während einer vorherigen Iteration berechnet wurde, die vor der Berechnung der Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) und der Regulierungsfunktion U(r) durchgeführt wird. Die Bildgebungsrekonstruktionseinrichtung 44 ersetzt während der gegenwärtigen Iteration r ^(r) an Stelle von r in Gleichung (1). Während der vorhergehenden Iteration erzeugt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 r ^(r) aus dem Bildvolumen 318, das durch eine gefilterte Rückprojektion aus den aktuellen Projektionsdaten p rekonstruiert ist. In einer alternativen Ausführungsform während der vorherigen Iteration kann die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 r ^(r) aus dem Bildvolumen 318 erzeugen, das einen Wert aufweist, der durch den Bediener über die Bedienkonsole 50 ausgewählt wurde. Eine Qualität von r ^(r) hängt stark von einem Grad ab, zu dem die vorwärtsprojektionsfunktion F(r) eine physikalische Realität der CT-Bildgebungsvorrichtung 10 widerspiegelt.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 wendet die Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) auf den Bildvoxel 320 an, um einen Vorwärtsprojektionsbereich zu erzeugen, der ein Detektorelement 308 der Detektorebene 304 enthält. Als ein Beispiel wird der Vorwärtsprojektionsbereich durch einen Vorwärtsprojektions-Bildvoxel 320 gebildet, der in seiner Größe kleiner ist, wie beispielsweise in einer Fläche, als die klassische Auflösung. In einer alternativen Ausführungsform enthält der Vorwärtsprojektionsbereich mehr als ein Detektorelement, wie beispielsweise mindestens zwei der Detektorelemente 306, 308, 310 und 312. In einer Ausführungsform passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 im Schritt 502 eine Größe des Bildvoxels 320 entlang mindestens einer Detektorreihenachsen 329 und einer Detektorkanalachse 331 an, wie beispielsweise erhöht oder alternativ verringert. Die Detektorreihenachse 329 liegt parallel zu der z-Achse, und die Detektorkanalachse 331 liegt parallel zu der Ebene der Gantry 14. Detektorelemente, wie beispielsweise Detektorelement 308 und 310 liegen parallel zu der Detektorkanalachse 331. Detektorelemente, wie beispielsweise Detektorelemente 306 und 308 liegen parallel zu der Detektorreihenachse 329. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt eine Größe des Bildvoxels 320 entlang der Detektorkanalachse 331 an, indem entlang mindestens einer der x- und der y-Achse die Größe des Bildvoxels 320 angepasst wird. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt eine Größe des Bildvoxels 320 entlang mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 im Vergleich zu einer Größe der Form des Vorwartsprojektionsbereiches an, wie beispielsweise verringert. Beispielsweise verringert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Tiefe des Bildvoxels 320, die entlang der Detektorreihenachse 329 gemessen ist, um die Hälfte einer Länge des Vorwärtsprojektionsbereiches, der entlang der Detektorreihenachse 329 gemessen ist. Als ein anderes Beispiel verringert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Breite des Bildvoxels 320, der entlang der Detektorkanalachse 331 gemessen ist, auf ein Drittel der Breite des Vorwärtsprojektionsbereichs, der entlang der Detektorkanalachse 331 gemessen ist.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt während der gegenwärtigen Iteration eine Größe des Bildvoxels 320 an, um eine räumliche Auflösung zu verbessern, beispielsweise mindestens einen der folgenden Parameter: Auflösung zwischen den Ebenen (cross-plane resolution: Zwischenebenenauflösung) und Auflösung in der Ebene (in-plane resolution: Innerebenenauflösung) des Bildvoxels 220, im Vergleich zu einer Auflösung des Bildvoxels 320 während einer vorherigen Iteration von Gleichung (1), und im Vergleich zu einer konventionalen Rekonstruktionstechnik, wie beispielsweise einer gefilterte Rückprojektion. Zum Beispiel passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Größe des Bildvoxels 320 entlang der Detektorreihenachse 329 an, um eine Zwischenebenenauflösung des Bildvoxels 320 zu verbessern. Als ein anderes Beispiel passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Größe des Bildvoxels 320 entlang der Detektorkanalachse 331 an, um eine Innerebenenauflösung des Bildvoxels 320 zu verbessern. Als ein weiteres Beispiel passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Größe des Bildvoxels 320 entlang mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 so an, dass eine Innerebenenauflösung des Bildvoxels 320 gleich einer Zwischenebenenauflösung des Bildvoxels 320 ist. Eine Innerebenenauflösung ist eine Auflösung in einer Ebene entlang einer radialen Richtung in der Ebene und bei einem Azimut in der Ebene. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt eine Größe des Bildvoxels 320 so an, dass alle Dimension des Bildvoxels 320 verschieden von der Entfernung zwischen den Bildvoxeln 320 und 322 sind.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 bestimmt oder fährt in einer alternativen Ausführungsform eine Anzahl von Detektorelemente ab, die zu einer Auflösung des Bildvoxels 320 bei einem Projektionswinkel der Quelle 302 beitragen, indem der Bildvoxel 320 auf die Detektorebene 304 vorwärts projiziert wird. Als ein Beispiel projiziert die Bildrekonstruktionseinheit 44 ein Zentrum 321 des Bildvoxels 320 auf die Detektorebene 304, um einen Vorwärtsprojektionspunkt 334 zu erzeugen, und wählt eine vorher bestimmte Anzahl, wie beispielsweise zwei oder drei, der Detektorelemente innerhalb der Detektorebene 304 entlang mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 aus. In dem Beispiel wird die vorher bestimmte Anzahl von dem Bediener über die Bedienkonsole 50 empfangen. In dem Beispiel werden die Detektorelemente, die ausgewählt sind, angrenzend an das Detektorelement 308 angepasst, das den Vorwärtsprojektionspunkt 334 enthält. In dem Beispiel sind alternativ die Detektorelemente, die ausgewählt sind, nicht benachbart zu dem Detektorelement 308, das den Vorwärtsprojektionspunkt 334 enthält, aber sind entfernt von dem Detektorelement 308 durch eine Anzahl von Detektorelementen der Detektorebene 304. Als ein anderes Beispiel projiziert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 das Zentrum 321 des Bildvoxels 320 auf die Detektorebene 304, um einen Vorwärtsprojektionspunkt 334 zu erzeugen, und wählt eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs aus, die entlang von mindestens einer Detektorkanalachse 331 und einer Detektorreihenachse 329 ausgewählt sind, und die eine Größe proportional zu einer Größe des Bildvoxels 320 haben. In dem Beispiel enthält die Größe der Detektorelemente, die durch die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 ausgewählt und die proportional zu der Größe des Bildvoxel 320 sind, eine Tiefe entlang der Detektorreihenachse 329 der Detektorelemente. In dem Beispiel ist die Tiefe doppelt so groß oder alternativ drei Mal so groß wie eine Länge entlang der Detektorreihenachse 329 des Bildvoxels 320. Eine Änderung in einer Anzahl der Detektorelemente innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereiches ändert mindestens eine der folgenden Parameter: einer Größe des Vorwartsprojektionsbereichs und einer Form des Vorwärtsprojektionsbereichs. Als ein weiteres Beispiel projiziert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 einen Bildvoxel 320 vorwärts auf die Detektorebene 304, um einen Schatten des Bildvoxels 320 auf der Detektorebene 304 zu erzeugen, und wählt entlang mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 eine Anzahl von Detektorelementen aus, die innerhalb des Schattens des Bildvoxels 320 fallen. Der Schatten des Bildvoxels 320 hat dieselbe Größe entlang der Detektorreihenachse 329 und der Detektorkanalachse 331, wie die einer Grundfläche 336 des Bildvoxels 320. Die Grundfläche 336 ist gegenüberliegend der Detektorebene 304 angeordnet. Alternativ ist eine Größe des Schattens des Bildvoxels 320 entlang der Detektorreihenachse 329 mindestens gleich einer Größe der Grundfläche 336 entlang der Detektorreihenachse 329. In einer weiteren alternativen Ausführungsform ist eine Größe des Schattens des Bildvoxels 320 mindestens gleich einer Größe der Grundfläche 336 entlang der Detektorkanalachse 331. In dem Beispiel wählt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 Detektorelemente aus, die innerhalb der Detektorebene 304 liegen, und die innerhalb des Schattens des Bildvoxels 320 liegen. Als ein weiteres Beispiel projiziert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 den Bildvoxel 320 vorwärts auf die Detektorebene 304, indem mehrere der Strahlen von der Quelle 302 über mehrere der Kanten 339, 341, 343 und 345 des Bildvoxels 320 auf die Detektorebene 304 vorwärts projiziert werden, um eine Vorwärtsprojektionsfläche auf der Detektorebene 304 zu erzeugen. In dem Beispiel wählte die Bildrekonstruktionseinrichtung entlang mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 eine Anzahl von Detektorelementen aus, die innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche auf der Detektorebene 304 liegen. In einem weiteren Beispiel projiziert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 den Bildvoxel 320 vorwärts auf die Detektorebene 304, indem mehrere der Strahlen von der Quelle 302 über mehrere von Punkten auf den Kanten 339, 341, 343 und 345 des Bildvoxels 320 auf die Detektorebene 304 vorwärts projiziert werden, um eine Vorwärtsprojektionszone auf der Detektorebene 304 zu erzeugen. In dem Beispiel wählt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 entlang mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 eine Anzahl von Detektorelementen aus, die innerhalb der Vorwärtsprojektionszone der Detektorebene 304 liegen. Der Vorwartsprojektionspunkt 334 ist das Zentrum des Vorwärtsprojektionsbereichs. In einer alternativen Ausführungsform ist der Vorwärtsprojektionspunkt 344 nicht das Zentrum des Vorwärtsprojektionsbereichs.
100341 Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 wählt mindestens eine Anzahl von Reihen der Detektorelemente entlang der Detektorreihenachse 329 und eine Anzahl von Kanälen der Detektorelemente entlang der Detektorkanalachse 331 aus, indem Detektorelemente der Detektorebene 304 ausgewählt werden. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt eine Größe des Detektorelements 308 so an, dass dieses größer als eine Größe der Detektorzelle 34 ist. Beispielsweise erhöht die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 ein Volumen des Detektorelements 308 so, dass es größer als ein Volumen der Detektorzelle 34 ist. Alternativ passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Größe des Detektorelements 308 so an, dass diese kleiner als eine Größe der Detektorzelle 34 ist. Beispielsweise erhöht die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 ein Volumen des Detektorelements 308 so, dass dies kleiner als ein Volumen der Detektorzelle 34 ist. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 wendet eine Anzahl von Detektorelementen an, die ausgewählt sind, und die zu einer Auflösung des Bildvoxels 320 beitragen, um in Gleichung (1) zu rekonstruieren, und um eine räumliche Auflösung von im Vergleich zu der klassischen Auflösung zu verbessern, die durch gefilterte Rückprojektion erzeugt ist.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 bestimmt in einer anderen alternativen Ausführungsform in Schritt 504 mehrere der Werte der Detektorelemente, die innerhalb der Detektorebene 304 liegen, und die verwendet werden, um das Bildvolumen 318 zu rekonstruieren. Beispielsweise ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 willkürlich einen Wert, wie beispielsweise einen positiven Wert oder alternativ einen negativen Wert, jedem Detektorelement innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs, der Vorwärtsprojektionsfläche und der Vorwärtsprojektionszone der Detektorebene 304 zu. In einem weiteren Beispiel ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 jedem Detektorelement innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs und jedem Detektorelement, das innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche liegt, einen Wert auf der Basis einer Entfernung 333 zwischen dem Zentrum 321 des Bildvoxels 320 und der Quelle 302, und auf der Basis einer Entfernung 335 zwischen der Quelle 302 und einem Zentrum 337 des Bildvoxels 322 zu. Wenn die Entfernung 333 größer als die Entfernung 335 ist, ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 einer Anzahl von Detektorelementen innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche des Bildvoxels 320 Werte zu, und die Anzahl der Detektorelement ist größer als eine Anzahl der Detektorelement innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs des Bildvoxels 320. Eine Zuordnung von Werten zu der höheren Anzahl von Detektorelementen innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche des Bildvoxels 322 führt zu einer Auflösung des Bildvoxels 322, die größer ist als eine Auflösung des Bildvoxels 320. Eine Erhöhung einer Auflösung des Bildvoxels 322 führt zu einem Ansteigen des Rauschens innerhalb des Bildvoxels 322, und eine Verringerung der Auflösung des Bildvoxels 320 führt zu einer Verringerung des Rauschens innerhalb des Bildvoxels 320.
Alternativ, wenn die Entfernung 335 größer als die Entfernung 333 ist, ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 einer Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs des Bildvoxels 320 Werte zu, und die Anzahl der Detektorelement ist größer als eine Anzahl der Detektorelement innerhalb des Satzes der Vorwärtsprojektionsfläche des Bildvoxels 322. Eine Zuordnung von Werten zu einer größeren Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs des Bildvoxels 320 führt zu einer Auflösung des Bildvoxels 320, die größer ist als eine Auflösung des Bildvoxels 322. Eine Erhöhung einer Auflösung des Bildvoxels 320 führt zu einem Anwachsen des Rauschens innerhalb des Bildvoxels 320, und eine Verringerung der Auflösung des Bildvoxels 322 führt zu einer Verringerung des Rauschens innerhalb des Bildvoxels 322.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 bildet die Vorwärtsprojektionsfläche auf der Detektorebene 304, indem ein Strahl von der Quelle 302 vorwärts von der Quelle 302 über den Bildvoxel 322 auf die Detektorebene 304 projiziert wird. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 rekonstruiert iterativ den Bildvoxel 322 von der Vorwärtsprojektionsfläche durch Anwenden der Vorrichtungen und der Verfahren zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes. Beispielsweise rekonstruiert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 iterativ den Bildvoxel 322 von der Vorwärtsprojektionsfläche, indem eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche geändert wird, um eine Auflösung des Bildvoxels 322 zu verbessern. Die Vorwärtsprojektionsfläche ist getrennt von dem Vorwärtsprojektionsbereich, und enthält nicht den Vorwärtsprojektionsbereich. Die Entfernung 333 zwischen der Quelle 302 und dem Zentrum 321 bestimmt einen Ort des Bildvoxels 320 innerhalb eines Betrachtungsfeldes (field-of-view: FOV) der Röntgenstrahlungsquelle 18. Das Betrachtungsfeld grenzt das Bildvolumens 318 ab. Darüber hinaus bestimmt die Entfernung 335 zwischen der Quelle 302 und dem Zentrum 337 des Bildvoxels 322 einen Ort des Bildvoxels 322 innerhalb des Betrachtungsfeldes.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 fährt fort, mehrere Werte der Detektorelemente zu bestimmen, die innerhalb der Detektorebene 304 liegen, und die verwendet werden, um das Bildvolumens 318 zu rekonstruieren. Als ein Beispiel bestimmt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 Werte der Detektorelemente innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs, indem Werte den Detektorelementen auf der Basis einer Entfernung entlang mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 der Detektorelemente von dem Vorwärtsprojektionspunkt 334 zugeordnet werden. Beispielsweise ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 während der Bestimmungen, dass eine Entfernung entlang der Detektorreihenachse 329 zwischen dem Detektorelement 306 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 334 kleiner als eine Entfernung entlang der Detektorreihenachse 329 zwischen dem Detektorelement 308 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 334 ist, dem Detektorelement 306 einen niedrigeren Wert zu, als dem Detektorelement 308. In einem anderen Beispiel ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 während der Bestimmungen, dass eine Entfernung entlang der Detektorkanalachse 331 zwischen dem Detektorelement 310 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 334 größer als eine Entfernung entlang der Detektorkanalachse 331 zwischen dem Detektorelement 308 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 334 ist, dem Detektorelement 310 einen niedrigeren Wert zu als dem Detektorelement 308.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 fährt weiter fort, um mehrere Werte der Detektorelemente zu bestimmen, die innerhalb der Detektorebene 304 liegen, und die verwendet werden, um das Bildvolumen 318 zu rekonstruieren. Als ein Beispiel ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 jedem Detektorelement innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs einen Wert zu, und jedem Detektorelement, das innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs liegt, auf der Basis einer Entfernung 338 zwischen dem Zentrum 331 des Bildvoxels 320 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 334 des Vorwärtsprojektionsbereichs und einer Entfernung 340 zwischen dem Zentrum 337 des Bildvoxels 322 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 342 der Vorwärtsprojektionsfläche. Wenn die Entfernung 338 größer als die Entfernung 340 ist, ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 den Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs höhere Werte zu, als den Detektorelementen innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche. Alternativ, wenn die Entfernung 340 größer ist als die Entfernung 338 ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 den Detektorelementen innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche größere Werte zu, als den Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs. Der Vorwärtsprojektionspunkt 342 ist das Zentrum der Vorwärtsprojektionsfläche. In einer alternativen Ausführungsform ist der Vorwärtsprojektionspunkt 342 nicht das Zentrum der Vorwärtsprojektionsfläche. Die Entfernung 338 zwischen dem Zentrum 321 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 334 bestimmt einen Ort des Zentrums 321, und die Entfernung 340 zwischen dem Zentrum 337 und dem Vorwärtsprojektionspunkt 342 der Vorwärtsprojektionsfläche bestimmt einen Ort des Zentrums 337. In einem weiteren Beispiel ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 den Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs mehrere Werte auf der Basis einer vorher bestimmten Kurve zu. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 empfängt die vorher definierte Kurve von dem Bediener über die Bedienkonsole 50. Die vorher bestimmte Kurve kann eine Funktion von mindestens einem der nachfolgenden Parameter sein: einer Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs, einer Größe entlang mindestens einer Detektorkanalachsen 331 und einer Detektorreihenachse 329 des Vorwärtsprojektionsbereichs und einer Größe entlang von mindestens einer der x-, y- und z-Dimensionen des Bildvoxels 320. Die x-Dimension liegt parallel zu einer x-Achse, die y-Dimension liegt parallel zu einer y-Achse und die z-Dimension liegt parallel zu einer z-Achse. Die y-Achse liegt senkrecht zu der z-Achse, und die x-Achse ist sowohl senkrecht zu der y-Achse als auch zu der z-Achse. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 ordnet Werte der vorher bestimmten Kurve Detektorelementen zu, die innerhalb der Detektorebene 304 liegen, und die mit der vorher bestimmten Kurve zusammenfallen oder koinzidieren.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 ordnet in einer alternativen Ausführungsform den Detektorelementen innerhalb der Detektorebene 304 Werte zu, um mindestens eine von zwei Bedingungen zu erfüllen. Die erste Bedingung ist die, dass die Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) eine glatte Kurve ist, die höhere Frequenzkomponenten, wie beispielsweise Impulse, ausschließt. Ein anderes Beispiel der höhere Frequenzkomponenten enthält mehrere der schnellen lokalen Variationen, die nicht zu mehreren der langsamen Änderungen gehören, die normalerweise in der Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) erwartet werden. Eine glatte Kurve ist ein Beispiel für die vorher bestimmte Kurve. Ein Beispiel der Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) ist A·r + n. Beim Setzen durch die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 von r = 1 und n = 0, bestimmt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 Werte von A, um die Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) als eine glatte Kurve zu erzeugen. Eine zweite der Bedingungen ist die, dass das Bildvolumen 318 eine glatte Kurve ist. Beim Setzen von n = 0 durch die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 bestimmt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 Werte von A^–1, um das Bildvolumen 318 als eine glatte Kurve zu erzeugen, die die hochfrequente Komponenten ausschließt.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 bestimmt in einer anderen alternativen Ausführungsform im Schritt 506 eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb der Detektorebene 304, um eine gleichförmige räumliche Auflösung über das Betrachtungsfeld entlang mindestens einer Detektorkanalachse 331 und einer Detektorreihenachse 329 zu erzielen. Beispielsweise bestimmt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44, dass eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs gleich der Anzahl der Detektorelemente innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche ist. Als ein anderes Beispiel bestimmt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44, dass eine Anzahl von Detektorelementen entlang der Detektorreihenachse 329 innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereiches gleich einer Anzahl von Detektorelementen entlang der Detektorreihenachse 329 innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche ist. Als ein weiteres Beispiel bestimmt die Bildrekonstruktionseinrichtung, dass eine Anzahl von Detektorelementen entlang der Detektorkanalachse 331 innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereiches gleich einer Anzahl von Detektorelementen entlang der Detektorreihenachse 329 innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche ist. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 empfängt eine Anfrage für eine gleichförmige räumliche Auflösung von dem Bediener über die Bedienkonsole 50.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 ändert in einer weiteren alternativen Ausführungsform eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereiches auf der Basis einer Triggerfrequenz eines Scans, der durch die CT-Bildgebungsvorrichtung 10 durchgeführt wird. Die Triggerfrequenz bestimmt eine diskrete Anzahl von Projektionsdatenansichten, die um das Objekt 12 für eine komplette Drehung der Röntgenstrahlungsquelle 18 um das Objekt 12 aufgenommen werden. Wenn sich zum Beispiel die Triggerfrequenz zur Akquirierung der aktuellen Projektionsdaten verringert, die verwendet werden, um den Bildvoxel 320 zu rekonstruieren, erhöht sich eine Anzahl von Detektorelementen, die innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereiches ausgewählt werden. Als ein anderes Beispiel erhöht sich eine Anzahl von Detektorelementen, die innerhalb des vorwärtsprojektionsbereiches ausgewählt werden, wenn sich die Triggerfrequenz zum Akquirieren der aktuellen Projektionsdaten verringert.
Die Regulierungsfunktion U(r) legt eine Beschränkung auf den Bildvoxel 320 auf der Basis von Werten der Bildvoxel nahe dem Bildvoxel 320. Beispielsweise straft die Regulierungsfunktion U(r) einen Wert des Betrags des Bildvoxel 320 auf der Basis von einem Wert von mindestens einem der benachbarten Bildvoxel 324, 326, 328, 330 und 332. In einem anderen Beispiel straft U(r) einen Wert des Bildvoxels 320 auf der Basis von Werten der Bildvoxel, die nicht benachbart zu dem Bildvoxel 320 liegen, und die eine Anzahl von Bildvoxel, wie beispielsweise eins oder zwei, entfernt von dem Bildvoxel 320 liegen. Ein Beispiel einer Strafung eines Wertes des Bildwertes auf der Basis von Werten der Bildvoxel nahe dem Bildvoxel 320 enthält, dass ein Wert des Bildvoxel 320 nicht größer als ein Mittelwert der Werte der Bildvoxel nahe dem Bildvoxel 320 ist. Ein anderes Beispiel einer Strafung eines Wertes des Bildvoxel 320 enthält, dass ein Wert des Bildvoxel 320 nicht größer als ein Mittelwert der Werte der Bildvoxel nahe dem Bildvoxel 320 ist.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt in einer weiteren alternativen Ausführungsform im Schritt 508 eine Anzahl von Bildvoxel entlang von mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 an, die nahe des Bildvoxels 320 sind, und die einen Wert des Bildvoxels 324 straft, um eine räumliche Auflösung des Bildvoxels 320 zu verbessern. Als ein Beispiel passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Anzahl von Bildvoxel an, die entlang der Detektorreihenachse 329 liegen, um einen Wert des Bildvoxels 320 zu strafen. Als ein anderes Beispiel passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Anzahl von Bildvoxel an, die entlang der Detektorkanalachse 331 liegen, um einen Wert des Bildvoxel 320 zu strafen. Als ein weiteres Beispiel änderte die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 U(r) auf der Basis von mindestens einem der folgenden Parameter: einer Funktion einer Position des Bildvoxels 320 innerhalb des Betrachtungsfeldes und einer Größe, die entlang von mindestens einer der Achsen: x-Achse, y-Achse und z-Achse des Bildvoxel 320 gemessen ist. Als ein weiteres Beispiel ändert U(r) auf der Basis einer Funktion einer Größe einer Differenz zwischen dem Bildvoxel 320 und mindestens einem der Bildvoxel nahe des Bildvoxel 320. In einem Beispiel ist U(r) gegeben als:
Worin α eine Skalierungskonstante ist, wie beispielsweise eine positive reelle Zahl, p ein Exponentenparameter ist, wie beispielsweise eine positive reelle Zahl, und b_ij eine Richtungsgewichtungs-Koeffizient ist, wie beispielsweise eine positive reelle Zahl, r_i einen Wert des Bildvoxel 320 an einem Ort i innerhalb des Bildvolumens 318 darstellt, und r_j einen Wert des Bildvoxels j innerhalb des Bildvolumens 318 nahe dem Bildvoxel 320 darstellt, und C eine Nachbarschaft der Bildvoxel nahe dem Bildvoxel 320 ist, der ausgewählt ist, um den Bildvoxel 320 zu strafen. In dem Beispiel ändert die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 α und b_ij auf der Basis eines Ortes des Bildvoxels 320 innerhalb des Betrachtungsfeldes.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt in einer Ausführungsform eine Anzahl von Bildvoxel an, die nahe dem Bildvoxel 320 liegen, und die einen Wert des Bildvoxel 320 strafen, und eine Anzahl von Bildvoxel anpassen, die nahe dem Bildvoxel 322 liegen, und die einen Wert des Bildvoxel 322 strafen, um die gleichmäßige räumliche Auflösung entlang von mindestens einem der folgenden Parameter zu erreichen: eine radialen Richtung über das Betrachtungsfeld, eine Azimut-Richtung über das Betrachtungsfeld und eine z-Richtung über das Betrachtungsfeld. Beispielsweise bestimmt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44, dass eine Anzahl von Bildvoxel, die nahe dem Bildvoxel 320 liegen, und die einen Wert des Bildvoxels 320 strafen, gleich einer Anzahl von Bildvoxel ist, die nahe dem Bildvoxel 322 liegen, und die einen Wert des Bildvoxels 322 strafen. In einer alternativen Ausführungsform passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Anzahl von Bildvoxel an, die nahe dem Bildvoxel 320 liegen, und die einen Wert des Bildvoxel 320 strafen, und eine Anzahl der Bildvoxel anpassen, die nahe dem Bildvoxel 322 liegen, und die einen Wert des Bildvoxels 322 strafen, um eine isotrope räumliche Auflösung zu erreichen entlang mindestens zwei der nachfolgenden Parameter: radiale Richtung, azimutale Richtung und z-Richtung über das Betrachtungsfeld. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 empfängt mehrere der Werte der gewünschten räumlichen Auflösungen entlang mindestens zwei der nachfolgenden Parameter: radiale Richtung über das Betrachtungsfeld, azimutale Richtung über das Betrachtungsfeld und z-Richtung über das Betrachtungsfeld von dem Bediener über die Bedienkonsole 50. In einer weiteren alternativen Ausführungsform passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 eine Anzahl von Bildvoxel an, die nahe dem Bildvoxel 320 liegen, und die einen Wert des Bildvoxel 320 strafen, und passt eine Anzahl von Bildvoxel an, die nahe dem Bildvoxel 322 liegen, und die einen Wert des Bildvoxel 322 strafen, um eine gewünschte räumliche Auflösung entlang mindestens einem der nachfolgenden Parameter zu erreichen: radiale Richtung, azimutale Richtungen und z-Richtung über das Betrachtungsfeld. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 empfängt die gewünschte räumliche Auflösung von dem Bediener über die Bedienkonsole 50.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 kann ebenfalls eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs ändern, und eine Anzahl von Bildvoxel, die nahe dem Bildvoxel 320 liegen, und die einen Wert des Bildvoxel strafen, um eine räumliche Auflösung zu erreichen, wie beispielsweise die gleichförmige räumliche Auflösung, die gewünschte Auflösung und die isotrope Auflösung entlang mindestens einem der nachfolgenden Parameter: radiale Richtung über das Betrachtungsfeld, azimutale Richtung über das Betrachtungsfeld und z-Richtung über das Betrachtungsfeld.
In einer Ausführungsform ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 während einem halben Scan oder alternativ einem vollen Scan des anatomischen Bereichs im Schritt 510 einen hohen Vertrauensfaktor oder ein hohes Gewicht den aktuellen Projektionsdaten und der Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) zu, wobei der Bereich und die Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) erzeugt werden, wenn die Quelle 302 an einer ersten Position ist, und verwendet werden, um iterativ Bildvoxel 320 zu rekonstruieren. Der große Vertrauensfaktor ist größer als ein Vertrauensfaktor, den die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 einem Bereich der aktuellen Projektionsdaten und der Projektionsfunktion F(r) zuordnet, wobei sowohl der Bereich als auch die Vorwärtsprojektionsfunktion F(r) erzeugt werden, wenn die Quelle 302 an einer zweiten Position ist, und verwendet werden, um iterativ das Bildvoxel 320 zu rekonstruieren. Während beispielsweise bestimmt wird, dass der Bildvoxel 320 iterativ aus einem ersten Satz von aktuellen Projektionsdaten rekonstruiert wird, wenn die Röntgenstrahlungsquelle 18 an einem Projektionswinkel von 0° ist, und ebenfalls iterativ aus einem zweiten Satz von aktuellen Projektionsdaten rekonstruiert wird, wenn die Quelle 302 an dem Projektionswinkel 90° ist, und während bestimmt wird, dass die Quelle 302 näher an dem Bildvoxel 320 bei dem Projektionswinkel von 0° ist, als bei dem Projektionswinkel von 90°, ordnet die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 einen größeren Vertrauensfaktor dem ersten Satz der aktuellen Projektionsdaten zu, als dem zweiten Satz der aktuellen Projektionsdaten. Die erste Position ist naher an dem Bildvoxel 320 als die zweite Position. Eine Position des Bildvoxel 320 in Bezug auf die Quelle 302 ändert sich mit einem Projektionswinkel der Quelle 302. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 ändert das Störungsmaß D, das auf die aktuellen Projektionsdaten p und auf die Vorwärtspojektionsfunktion F(r) angewendet wird, um ein Vertrauen zu ändern. Beispielsweise erhöht die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 das Störungsmaß D vom Quadrat von (p – F(r)) in (p – F(r)) hoch drei, um ein Vertrauen zu erhöhen.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 passt in einer alternativen Ausführungsform eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs an, wie beispielsweise erhöht, um eine Auflösung des Bildvoxels 320 zu verbessern, der durch eine Änderung in einer Größe des Brennfleckes während der Akquisition der aktuellen Projektionsdaten verschlechtert wird, die zur iterativen Rekonstruktion des Bildvoxels 320 verwendet werden. Die Größe des Brennfleckes enthält eine Fläche der Röntgenstrahlungsquelle 18 und des Strahls 32, der von dieser Fläche herrührt. Ferner verschiebt oder verlagert in einer alternativen Ausführungsform die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 einen Ort entlang von mindestens einer Detektorreihenachse 329 und einer Detektorkanalachse 331 des Vorwärtsprojektionspunktes 334, um eine Auflösung des Bildvoxels 320 zu verbessern, die durch eine Änderung in dem Ort des Brennfleckes während der Akquisition der aktuellen Projektionsdaten verschlechtert wird, die zur iterativen Rekonstruktion des Bildvoxels 320 verwendet werden.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 verschiebt in einer weiteren alternativen Ausführungsform einen Ort des Vorwärtsprojektionspunktes 334 entlang der z-Achse, um eine Auflösung des Bildvoxels 320 zu verbessern, die durch einen Fehler in einer Messung eines Ortes entlang der z-Achse des Tisches 22 während der Akquisition der aktuellen Projektionsdaten verschlechtert wird, die zur iterativen Rekonstruktion des Bildvoxels 320 verwendet werden. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 verschiebt in einer Ausführungsform einen Ort der Vorwärtsprojektionspunktes 334 und/oder passt, wie beispielsweise erhöht, eine Anzahl der Detektorelemente entlang der z-Achse innerhalb der Vorwärtsprojektionsbereichs an, um eine Auflösung des Bildvoxels 320 verbessern, die durch eine Durchbiegung des Tisches 22 verschlechtert wird.
Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 verschiebt in einer alternativen Ausführungsform einen Ort des Vorwärtsprojektionspunktes 334 entlang der Detektorkanalachse 331 des Vorwärtsprojektionsbereiches mit einer Änderung in der Zeit und/oder einer Änderung in dem Projektionswinkel der Quelle 302, um eine Auflösung des Bildvoxels 320, die durch Vibrationen der Gantry 14 verschlechtert wird, die während der Akquisition eines Bereiches der aktuellen Produktionsdaten auftritt, um den Bildvoxel 320 zu rekonstruieren. Der Projektionswinkel der Quelle 302 ändert sich mit einer Änderung in einem Ort der Röntgenstrahlungsquelle 18. In einer weiteren alternativen Ausführungsform passt die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 mindestens eine Anzahl der Detektorelemente innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereichs und einen Ort des Vorwärtsprojektionspunktes 334 des Vorwärtsprojektionsbereiches, um eine Auflösung des Bildvoxels 320 zu verbessern, die durch mindestens einen der nachfolgenden Parameter verschlechtert ist: Änderung in der Größe des Brennfleckes, Änderung in einem Ort des Brennfleckes, Änderung in einem Ort des Tisches 22 entlang der z-Achse, eine Durchbiegung des Tisches 22 und mehrere Vibrationen der Gantry 14, die während der Akquisition der aktuellen Projektionsdaten, die zu Rekonstruktion des Bildvoxels 320 verwendet werden, auftreten.
7 zeigt eine Ausführungsform von mehreren Bildern 602, 604, 606 und 608, die durch Anwenden eines konventionellen Verfahren und des Verfahren zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes erzeugt werden. Die Bilder 602 und 608 sind aus demselben Scan rekonstruiert, der bei einer niedrigen Auflösungseinstellung des Detektors aufgenommen ist. Die Bilder 604 und 606 sind aus zwei getrennten Scans aufgenommen, die bei einer hohen Auflösung der Detektoreinstellung aufgenommen ist. Die Bilder 602, 604 und 606 sind durch Anwenden der Rekonstruktion auf Basis von Feldkamp rekonstruiert, und das Bild 608 ist durch Anwenden des Verfahrens zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes rekonstruiert. Es ist offensichtlich, dass das Bild 608 eine bessere Auflösung als das Bild 602 und eine ähnliche Auflösung im Vergleich zu den Bildern 604 und 606 aufweist.
Obwohl die Vorrichtungen und Verfahren zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes unter Verwendung einer Vielschicht-CT-Bildgebungsvorrichtung 10 beschrieben sind, sind die Vorrichtungen und Verfahren in der Lage an verschiedene Bildgebungsvorrichtungen angepasst zu werden, aber sind nicht auf die Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtungen (MR-Bildgebungsvorrichtung), optische Scan-Vorrichtungen, CT-Vorrichtungen, Radiotherapie-Vorrichtungen, Röntgen-Bildgebungsvorrichtungen, Ultraschall-Vorrichtungen, nuklearmedizinische Bildgebungsvorichtungen, Magnetresonanz-Spektroskopie-Vorrichtungen und Positronenemissionstomographie-Bildgebungsvorrichtungen (PET) beschränkt. Es sollte ebenfalls bemerkt werden, dass die Bild-Rekonstruktionseinrichtung 44 eine Position in Bezug auf die Quelle 302 und die Detektor-Ebene 304 von jedem Bildvoxel innerhalb des Bildvolumens 318 bestimmt. Es sollte ebenfalls bemerkt werden, dass in einer Ausführungsform der Bediener die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 über die Bedienkonsole 50 steuert, um eine Auflösung eines Bildes zu verbessern und zu entscheiden, ob die Auflösung verbessert wurde.
Technische Effekte der Vorrichtungen und Verfahren zum iterativen Rekonstruieren eines Bildes enthalten die Verbesserung einer Auflösung eines Bildes. Andere technische Effekte enthalten eine Verringerung der Varianz in der räumlichen Auflösung des Bildvoxels 320 durch die Erreichung der gleichförmigen räumlichen Auflösung. Ein Anwachsen einer Auflösung eines Bildes, das iterativ durch Anwenden der Vorrichtung und der Verfahren zum iterativen Rekonstruieren eines Bildes rekonstruiert wurde, resultiert in einer Verringerung des Rauschens in dem Bild. Die Varianz oder Streuung in einer räumlichen Auflösung des Bildvolumens 318 kann eine Funktion einer Entfernung zwischen einem Isozentrum der Gantry 14 und jedem der Bildvoxel 320 und 322 sein. Zum Beispiel verringert sich die räumliche Auflösung des Bildvoxels 320 mit einem Anwachsen der Entfernung von jedem der Bildvoxel 320 und 322 von dem Isozentrum. Die Entfernung zwischen dem Isozentrum und jedem der Bildvoxel 320 und 322 ändert sich aufgrund von mindestens einem der nachfolgenden Parameter: einem flachen Winkel des Strahls 32, einer endlichen Integrationszeit des DAS 42, Kanteneffekten und anderen Faktoren. Während der endlichen Integrationszeit integriert das DAS 42 einen Teil der aktuellen Projektionsdaten, die bei einem Projektionswinkel akquiriert sind. In Wirklichkeit jedoch wird ein Teil, der innerhalb der aktuellen Projektionsdaten liegt, und der integriert wird, nicht an einem exakten Projektionswinkel akquiriert, und deshalb wird eine azimutale Verzerrungen innerhalb des Bildvolumens 318 hervorgerufen. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 44 verringert die azimutalen Verzerrungen, indem eine Anzahl von Detektorelementen innerhalb des Vorwärtsprojektionsbereiches auf der Basis der DAS-Triggerfrequenz ausgewählt wird.
Während die Erfindung in Bezug auf verschiedene spezifische Ausführungsformen beschrieben wurde, ist für den Fachmann klar, dass die Erfindung auch mit Modifikationen, die innerhalb des Geistes der Erfindung und des Umfangs der Ansprüche liegen, durchgeführt werden kann.

Claims

Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes unter Verwendung eines Tomographie-Bildgebungssystems, wobei das Verfahren aufweist: Erzeugen einer Näherung des Bildes, das einen anatomischen Bereich eines Objektes repräsentiert; Vergleichen der aktuellen Projektionsdaten von einem Detektor des Tomographie-Bildgebungssystems mit erwarteten Projektionsdaten der Näherung des Bildes; Anpassen der Näherung unter Verwendung des Vergleichs, wobei das Vergleichen aktueller Projektionsdaten mit erwarteten Projektionsdaten aufweist: Erzeugen einer virtuellen Röntgenstrahlungsquelle, die einer echten Röntgenstrahlungsquelle des Tomographie-Bildgebungssystems entspricht; Erzeugen einer virtuellen Röntgendetektorebene, die mehrere virtuelle Detektorelemente enthält, die einem echten Röntgendetektorarray des Tomographie-Bildgebungssystems entsprechen, wobei das echte Röntgendetektorarray mehrere Detektorzellen enthält, denen mehrere virtuelle Detektorelemente entsprechen; Bestimmen von Bildvolumendaten, die einen Wert enthalten, der eine Röntgenstrahlungsdichte eines Bildvoxels kennzeichnet, unter Verwendung der virtuellen Röntgenstrahlungsquelle und des virtuellen Röntgendetektors; Zuweisen einer ersten Gewichtung zu einem ersten Teil der aktuellen Projektionsdaten und einer ersten Vorwärtsprojektionsfunktion, wobei der erste Teil der aktuellen Projektionsdaten und die erste Vorwärtsprojektionsfunktion erzeugt werden, wenn sich die virtuelle Röntgenstrahlungsquelle an einer ersten Position befindet, und verwendet werden, um das Bildvoxel zu rekonstruieren; Zuweisen einer zweiten Gewichtung zu einem zweiten Teil der aktuellen Projektionsdaten und einer zweiten Vorwärtsprojektionsfunktion, wobei der zweite Teil der aktuellen Projektionsdaten und die zweite Vorwärtsprojektionsfunktion erzeugt werden, wenn sich die virtuelle Röntgenstrahlungsquelle an einer zweiten Position befindet, und verwendet werden, um das Bildvoxel zu rekonstruieren, wobei die zweite Gewichtung kleiner ist als die erste Gewichtung und wobei die erste Position sich naher an dem Bildvoxel befindet als die zweite Position an dem Bildvoxel; Anpassen der Näherung unter Verwendung der Bildvolumendaten; und Ausgeben des Bildes auf der Basis der angepassten Näherung des Bildes, wobei das ausgegebene Bild eine verbesserte Rekonstruktion des Bildes ist.
Verfahren nach Anspruch 1, das ferner ein iteratives Anpassen der Näherung unter Verwendung einer Reihe nachfolgender Näherungen des Bildes aufweist.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei das wiederholte Anpassen der Näherung ferner ein Ersetzen einer vorherigen Näherung durch eine momentane Näherung zur Bestimmung einer nachfolgenden Näherung aufweist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anpassen der Näherung unter Verwendung der Bildvolumendaten ferner ein Anpassen der Näherung unter Verwendung einer Funktion der Bildvolumendaten aufweist, wobei die Funktion zum Anpassen der Näherung wenigstens eines der folgenden verwendet: aktuelle Projektionsdaten, eine Vorwärtsprojektionsfunktion, eine Regulierungsfunktion und/oder ein Störungsmaß.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Verwendung einer Funktion der Bildvolumendaten ferner die Verwendung von
als die Funktion aufweist, wobei r ^(r) die angepasste Näherung ist, r die Bildvolumendaten sind, D das Störungsmaß ist, p die aktuellen Projektionsdaten sind, F(r) die Vorwärtsprojektionsfunktion ist und U(r) die Regulierungsfunktion ist.
Verfahren nach Anspruch 5, das ferner aufweist, dass, wenn eine Reihe von Näherungen verwendet wird, um die Näherung anzupassen, r in einem momentanen Iterationsschritt durch r ^(r) von einer vorherigen Iteration ersetzt wird, um ein nachfolgendes r ^(r) zu bestimmen.
Verfahren nach Anspruch 4, das ferner ein Verwenden eines Störungsmaßes aufweist, das ein Maß für eine Fehlanpassung zwischen den aktuellen Projektionsdaten und der Vorwärtsprojektionsfunktion der Näherung des Bildes ist.
Verfahren nach Anspruch 4, das ferner ein Verwenden eines Störungsmaßes aufweist, das entweder eine nicht-negative konvexe Funktion und/oder ein negativer Logarithmus einer Wahrscheinlichkeitsfunktion und/oder eine gewichtete quadratische Funktion ist.
Verfahren nach Anspruch 4, das ferner ein Verwenden einer Regularisierungsfunktion aufweist, die einen Wert des Bildvoxels auf der Basis eines Wertes wenigstens eines benachbarten Bildvoxels benachteiligt.
Verfahren nach Anspruch 4, das ferner ein Verwenden einer Regularisierungsfunktion aufweist, die einen Wert des Bildvoxels auf der Basis eines Wertes wenigstens eines Bildvoxels benachteiligt, das sich nicht benachbart zu dem Bildvoxel befindet und von dem Bildvoxel durch einen vorbestimmten Abstand getrennt ist.
Verfahren nach Anspruch 4, das ferner ein Anpassen einer Anzahl von Bildvoxeln aufweist, die sich in der Nähe des Bildvoxels befinden und die einen Wert des Bildvoxels benachteiligen, um wenigstens entweder eine räumliche Auflösung des Bildvoxels im Vergleich zu einer ersten räumlichen Auflösung des Bildvoxels zu verbessern und/oder eine gleichmäßige räumliche Auflösung über einem Sichtfeld des Bildes zu erreichen und/oder eine isotrope räumliche Auflösung über dem Sichtfeld des Bildes zu erreichen und/oder eine vorbestimmte räumliche Auflösung über dem Sichtfeld des Bildes zu erreichen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anpassen der Näherung unter Verwendung der Bildvolumendaten ferner ein Anwenden einer Vorwärtsprojektionsfunktion auf das Bildvoxel aufweist, um einen Vorwärtsprojektionsbereich zu erzeugen, der wenigstens ein virtuelles Detektorelement der virtuellen Detektorebene enthält.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei das Anwenden einer Vorwärtsprojektionsfunktion auf das Bildvoxel ferner ein Anpassen einer Größe des Bildvoxels relativ zu dem Vorwärtsprojektionsbereich entlang wenigstens entweder einer virtuellen Detektorreihe und/oder eines virtuellen Detektorkanals der virtuellen Detektorebene aufweist.
Verfahren nach Anspruch 13, wobei das Anpassen einer Größe des Bildvoxels ferner ein Anpassen der Größe des Bildvoxels aufweist, um eine räumliche Auflösung des Bildvoxels im Vergleich zu einer vorherigen räumlichen Auflösung des Bildvoxels, die während eines früheren Iterationsschritts der Anpassung der Näherung bestimmt wurde, zu erhöhen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anpassen der Näherung unter Verwendung der Bildvolumendaten ferner ein Bestimmen eines Satzes der virtuellen Detektorelemente, die zu einer Auflösung des Bildvoxels beitragen, durch Vorwärtsprojektion des Bildvoxels auf die virtuelle Detektorebene unter einem Projektionswinkel von der virtuellen Röntgenstrahlenquelle aus aufweist.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Bestimmen eines Satzes der virtuellen Detektorelemente ferner aufweist: Projizieren des Bildvoxels auf die virtuelle Detektorebene, um einen Schatten des Bildvoxels auf der virtuellen Detektorebene zu erzeugen; und Auswählen eines Satzes der virtuellen Detektorelemente innerhalb des erzeugten Schattens als der bestimmte Satz der virtuellen Detektorelemente.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Bestimmen eines Satzes der virtuellen Detektorelemente ferner aufweist: Projizieren des Bildvoxels auf die virtuelle Detektorebene durch Projizieren mehrerer Strahlen von der virtuellen Röntgenquelle auf die virtuelle Detektorebene, um eine Vorwärtsprojektionsfläche auf der virtuellen Detektorebene zu erzeugen; und Auswählen der virtuellen Detektorelemente innerhalb der Vorwärtsprojektionsfläche als der bestimmte Satz der virtuellen Detektorelemente.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anpassen der Näherung unter Verwendung der Bildvolumendaten ferner ein Anpassen einer Größe eines der virtuellen Detektorelemente derart aufweist, dass diese entweder größer oder kleiner als eine entsprechende einzelne der Detektorzellen des echten Röntgendetektorarrays ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anpassen der Näherung unter Verwendung der Bildvolumendaten ferner ein Bestimmen mehrerer Werte eines Satzes der virtuellen Detektorelemente aufweist, die sich innerhalb der virtuellen Detektorebene befinden und die verwendet werden, um das Bildvolumendaten zu rekonstruieren.
Verfahren nach Anspruch 19, wobei das Bestimmen mehrerer Werte eines Satzes der virtuellen Detektorelemente ferner ein Zuweisen eines Wertes zu jedem der virtuellen Detektorelemente, die sich innerhalb eines vorbestimmten Abschnitts der virtuellen Detektorebene befinden, aufweist.
Verfahren nach Anspruch 19, wobei das Bestimmen mehrerer Werte eines Satzes der virtuellen Detektorelemente ferner ein Zuweisen eines Wertes zu jedem der virtuellen Detektorelemente auf der Basis einer Entfernung jedes der virtuellen Detektorelemente von einem vorbestimmten Punkt auf der virtuellen Detektorebene entlang entweder einer virtuellen Detektorreihenachse oder einer virtuellen Detektorkanalachse aufweist.
Verfahren nach Anspruch 19, wobei das Bestimmen mehrerer Werte eines Satzes der virtuellen Detektorelemente ferner ein Zuweisen eines Wertes zu jedem der virtuellen Detektorelemente innerhalb eines vorbestimmten Abschnitts der virtuellen Detektorebene auf der Basis einer vorbestimmten Kurvenfunktion aufweist.
Verfahren nach Anspruch 19, wobei das Bestimmen mehrerer Werte eines Satzes der virtuellen Detektorelemente ferner ein Zuweisen eines Wertes zu jedem der virtuellen Detektorelemente innerhalb der virtuellen Detektorebene entsprechend mehreren vorbestimmten Bedingungen aufweist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anpassen der Näherung unter Verwendung der Bildvolumendaten ferner ein Bestimmen einer Anzahl der virtuellen Detektorelemente innerhalb der virtuellen Detektorebene aufweist, um eine gleichmäßige räumliche Auflösung über einem Sichtfeld des Bildes zu erreichen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei des Zuweisen einer ersten Gewichtung ferner ein Verwenden eines ersten Störungsmaßes aufweist, um die erste Gewichtung zuzuweisen, und wobei das Zuweisen der zweiten Gewichtung ferner ein Verwenden eines zweiten Störungsmaßes zur Zuweisung der zweiten Gewichtung aufweist, wobei sich das zweite Störungsmaß von dem ersten Störungsmaß unterscheidet.
Tomographie-Bildgebungssystem, das aufweist: eine Röntgenquelle, die konfiguriert ist, um ein Strahlungsbündel zu erzeugen; ein Detektorarray, das konfiguriert ist, um das Strahlungsbündel zu empfangen; und eine Bildrekonstruktionseinrichtung in Kommunikationsverbindung mit der Röntgenstrahlungsquelle und dem Detektorarray zum Empfang von Bilddaten, wobei die Bildrekonstruktionseinrichtung konfiguriert ist, um: eine Näherung des Bildes zu erzeugen, das einen anatomischen Bereich eines Objektes repräsentiert; aktuelle Projektionsdaten von dem Detektorarray und erwartete Projektionsdaten der Näherung des Bildes miteinander zu vergleichen; die Näherung unter Verwendung des Vergleichs anzupassen; wobei, um aktuelle Projektionsdaten und erwartete Projektionsdaten zu vergleichen, die Bildrekonstruktionseinrichtung konfiguriert ist, um: eine virtuelle Röntgenstrahlungsguelle zu erzeugen, die einer echten Röntgenstrahlungsquelle des Tomographie-Bildgebungssystems entspricht; eine virtuelle Röntgendetektorebene zu erzeugen, die mehrere virtuelle Detektorelemente enthält, die einem echten Röntgendetektorarray des Tomographie-Bildgebungssystems entsprechen, wobei das echte Röntgendetektorarray mehrere Detektorzellen enthält, denen mehrere virtuelle Detektorelemente entsprechen; Bildvolumendaten, die einen Wert enthalten, der eine Röntgenstrahlungsdichte eines Bildvoxels kennzeichnen, unter Verwendung der virtuellen Röntgenstrahlungsquelle und des virtuellen Röntgenstrahlungsdetektors zu bestimmen; und die Näherung anzupassen durch: Anwendung einer Vorwärtsprojektionsfunktion auf das Bildvoxel, um einen Vorwärtsprojektionsbereich zu erzeugen, der wenigstens ein virtuelles Detektorelement der virtuellen Detektorebene enthält; Bestimmung eines Satzes der virtuellen Detektorelemente, die zu einer Auflösung des Bildvoxels beitragen, durch Vorwärtsprojektion des Bildvoxels auf die virtuelle Detektorebene unter einem Projektionswinkel von der virtuellen Röntgenstrahlungsquelle aus; Anpassung einer Größe eines der virtuellen Detektorelemente derart, dass dieses entweder größer oder kleiner ist als eine entsprechende einzelne der Detektorzellen des echten Röntgendetektorarrays ist; Bestimmung mehrerer Werte eines Satzes der virtuellen Detektorelemente, die sich innerhalb der virtuellen Detektorebene befinden und die zur Rekonstruktion der Bildvolumendaten verwendet werden; Zuweisung einer ersten Gewichtung zu einem ersten Teil der aktuellen Projektionsdaten und einer ersten Vorwärtsprojektionsfunktion, wobei der erste Teil der aktuellen Projektionsdaten und die erste Vorwärtsprojektionsfunktion erzeugt werden, wenn sich die virtuelle Röntgenstrahlungsquelle an einer ersten Position befindet, und verwendet werden, um das Bildvoxel zu rekonstruieren; und Zuweisung einer zweiten Gewichtung zu einem zweiten Teil der aktuellen Projektionsdaten und einer zweiten Vorwärtsprojektionsfunktion, wobei der zweite Teil der aktuellen Projektionsdaten und die zweite Vorwärtsprojektionsfunktion erzeugt werden, wenn sich die virtuelle Röntgenstrahlungsquelle an einer zweiten Position befindet, und verwendet werden, um das Bildvoxel zu rekonstruieren, wobei die zweite Gewichtung kleiner ist als die erste Gewichtung und sich die erste Position naher an dem Bildvoxel befindet, als die zweite Position an dem Bildvoxel liegt; und das Bild auf der Basis der angepassten Näherung des Bildes auszugeben, wobei das ausgegebene Bild eine verbesserte Rekonstruktion des Bildes ist.