DE19827687A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Abtastung eines Gegenstands in einem Computer-Tomographie-System - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zur Abtastung eines Gegenstands in einem Computer-Tomographie-SystemInfo
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Description
Die Erfindung betrifft im allgemeinen eine Computer-
Tomographie-Abbildung (CT-Abbildung) und insbesondere die
Abtastung eines in Frage kommenden Gegenstands mit einer
CT-Abtasteinrichtung.
Bei zumindest einem bekannten CT-Systemaufbau projiziert eine
Röntgenstrahlquelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel
gerichtet ist, daß er in einer allgemein als Abbildungsebene
bezeichneten X-Y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems
zu liegen kommt. Der Röntgenstrahl fällt durch den abgebilde
ten Gegenstand, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch
den Gegenstand gedämpft wurde, trifft er auf ein Array von
Strahlungserfassungseinrichtungen. Die Erfassungseinrichtun
gen sind im allgemeinen rechteckig. Die Intensität der an dem
Erfassungsarray empfangenen gedämpften Strahlung hängt von
der Dämpfung des Röntgenstrahls durch den Gegenstand ab. Je
des Erfassungselement des Arrays erzeugt ein separates elek
trisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung an dem Erfas
sungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungseinrich
tungen werden zur Erzeugung eines Übertragungsprofils separat
erfaßt.
Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich
die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray in einem Faß
lager in der Abbildungsebene und um den abzubildenden Gegen
stand, so daß sich der Winkel, an dem der Röntgenstrahl den
Gegenstand schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Rönt
genstrahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Er
fassungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als Ansicht be
zeichnet. Eine Abtastung des Gegenstands umfaßt einen Satz
von Ansichten bei verschiedenen Faßlagerwinkeln während einer
Umdrehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungseinrich
tung. Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten
zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimen
sionalen Schnitt durch den Gegenstand entspricht. Typischer
weise kann die Konfiguration eines Schnitts variiert werden.
Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz
von Projektionsdaten wird in der Technik als gefiltertes
Rückprojektionsverfahren bezeichnet. Bei diesem Verfahren
werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen,
sogenannte CT-Zahlen oder Hounsfield-Einheiten umgewandelt,
die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bild
elements auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung
verwendet werden.
Zur Verringerung der Gesamtabtastzeit, die für mehrfache
Schnitte erforderlich ist, kann eine Wendelabtastung durchge
führt werden. Zur Durchführung einer Wendelabtastung wird der
Patient in der z-Achse synchron mit der Drehung des Faßlagers
bewegt, während die Daten für die vorgeschriebene Anzahl von
Schnitten erfaßt werden. Bei einem derartigen System wird ei
ne einzelne Wendel aus einer Fächerstrahlwendelabtastung er
zeugt. Die durch den Fächerstrahl ausgebildete Wendel liefert
Projektionsdaten, aus denen Bilder an jedem vorgeschriebenen
Schnitt rekonstruiert werden können. Zusätzlich zur Verringe
rung der Abtastzeit bietet die Wendelabtastung weitere Vor
teile, wie eine bessere Verwendung von injiziertem Kontrast
bzw. Kontrastmittel, eine verbesserte Bildrekonstruktion an
willkürlichen Orten und bessere dreidimensionale Bilder.
Die Röntgenstrahlquelle enthält typischerweise einen entleer
ten bzw. Vakuum-Röntgenstrahlmantel mit einer Anode und einer
Kathode. Röntgenstrahlen werden erzeugt, wenn Elektronen von
der Kathode gegen einen Brennpunkt auf der Anode durch das
Anlegen einer hohen Spannung über die Anode und die Kathode
beschleunigt werden. Die Röntgenstrahlen divergieren von dem
Brennpunkt in einem allgemein konischen Muster.
Bei bekannten CT-Systemen kann ein Röntgenstrahl während ei
nes Abtastvorgangs aus dem Mittelpunkt verschoben werden, was
unerwünscht ist. Erwärmt sich beispielsweise die Röntgen
strahlquelle, kann die thermische Expansion der Anode eine
Bewegung des Brennpunkts verursachen. Auch bei der Drehung
des Faßlagers können mechanische Spannungen auf das Faßlager
und die Röntgenstrahlquelle eine zusätzliche Brennpunktbewe
gung verursachen. Diese Brennpunktbewegung wird in eine Rönt
genstrahlbewegung auf der Erfassungseinrichtung entlang der
z-Richtung übertragen. Eine derartige Bewegung verursacht ty
pischerweise Bildartefakte, da sich die Erfassungseinrich
tungsempfindlichkeit, beispielsweise die Erfassungseinrich
tungsverstärkung bzw. der Erfassungseinrichtungsgewinn, über
die Erfassungseinrichtung in der z-Richtung verändert.
Viele CT-Systeme verwenden z-Achsen-Kalibrierungsvektoren,
die auch als Q-CAL-Vektoren bezeichnet werden, um die Brenn
punktbewegung zu korrigieren. Diese Vektoren stellen typi
scherweise den Erfassungseinrichtungsgewinn in der z-Richtung
dar und werden bei Projektionsdaten entsprechend der Entfer
nung zwischen dem Röntgenstrahl und seinem Bezugspunkt ange
wendet.
Beispielsweise erfordert ein Verfahren zur Bestimmung von
Q-CAL-Vektoren eine Identifikation eines Bereichs einer Rönt
genstrahlbewegung und die Erzeugung eines linearen
Q-CAL-Vektors unter Verwendung einer linearen Näherung. Der Bereich
der Röntgenstrahlbewegung wird durch die Durchführung eines
Ablesens der Verstärkung bzw. des Gewinns an zwei Orten auf
der Erfassungseinrichtung identifiziert. Insbesondere werden
die Gewinnablesungen an dem Ort des Röntgenstrahls, wenn die
Röntgenröhre abgekühlt bzw. kühl ist, und dem Ort des Rönt
genstrahls vorgenommen, wenn die Röntgenröhre heiß ist. Für
die Erfassungseinrichtungsgewinne zwischen diesen zwei Orten
wird eine lineare Funktion angenommen, und der Q-CAL-Vektor
wird derart erzeugt, daß er die Steigung der Erfassungsein
richtungsempfindlichkeit zwischen den zwei Orten darstellt.
Während einer CT-Abtastung wird der Röntgenstrahlort gemessen
und die Projektionsablesungen, d. h. die Projektionsdaten,
werden beruhend auf dem Q-CAL-Vektor und der Entfernung des
Strahls von seinem Bezugspunkt eingestellt bzw. angepaßt.
Während lineare Q-CAL-Vektoren bei einer Röntgenstrahlbewe
gung mit geringem Ausmaß allgemein effektiv sind, sind sie
oft bei einer Röntgenstrahlbewegung mit großem Ausmaß inef
fektiv. Insbesondere verändert sich der Erfassungseinrich
tungsgewinn typischerweise gemäß einer gekrümmten Funktion
anstatt einer linearen Funktion über die Erfassungseinrich
tung. Demnach kann der lineare Q-CAL-Vektor über große Flä
chen der Röntgenstrahlbewegung von der gekrümmten Erfassungs
einrichtungsgewinnfunktion wesentlich verschieden sein.
Zur besseren Näherung der gekrümmten Erfassungseinrichtungs
gewinnfunktion erzeugen manche CT-Systeme Q-CAL-Vektoren
zweiter oder höherer Ordnung. Im allgemeinen liefert ein
Q-CAL-Vektor höherer Ordnung eine bessere Schätzung des Erfas
sungseinrichtungs-z-Achsen-Profils. Allerdings sind die
Q-CAL-Vektoren höherer Ordnung manchmal instabil und in manchen
Fällen sogar den linearen Q-CAL-Vektoren unterlegen.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die durch ei
ne Brennpunktbewegung sowohl über einen kleinen Bereich als
auch einen großen Bereich der Erfassungseinrichtung verur
sachten Artefakte wesentlich zu verringern. Eine derartig
verbesserte Bildqualität soll ferner ohne das Erfordernis er
heblicher Hardware- und Softwareveränderungen bei bekannten
CT-Systemen erreicht werden.
Erfindungsgemäß werden diese und weitere Aufgaben durch ein
CT-System gelöst, das gemäß einem Ausführungsbeispiel einen
stückweisen Q-CAL-Korrekturalgorithmus implementiert. Das
heißt, ein Bereich einer Röntgenstrahlbewegung wird identifi
ziert und in unterbereiche eingeteilt. Dann werden lineare
Q-CAL-Vektoren für jeden Unterbereich erzeugt, so daß jeder
Vektor einen Erfassungseinrichtungsgewinn in einem der Unter
bereiche darstellt. Diese Q-CAL-Vektoren werden dann bei Pro
jektionsdaten zur Erzeugung von Bilddaten angewendet.
Der vorstehend angeführte Q-CAL-Korrekturalgorithmus verrin
gert Artefakte, die typischerweise durch eine Brennpunktbewe
gung sowohl über einen großen als auch einen kleinen Bereich
verursacht werden. Dieser Algorithmus ist auch stabiler als
die Verwendung von Q-CAL-Vektoren zweiter oder höherer Ord
nung. Außerdem liefert dieser Algorithmus eine verbesserte
Bildqualität ohne das Erfordernis erheblicher Hardware- und
Softwareänderungen bei bekannten CT-Systemen.
Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie
len unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher be
schrieben. Es zeigen:
Fig. 1 eine bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems,
Fig. 2 ein Blockschaltbild des in Fig. 1 dargestellten Sy
stems,
Fig. 3 eine schematische Darstellung eines
CT-Abbildungssystems mit einem Kollimator,
Fig. 4 eine graphische Darstellung eines typischen Erfas
sungseinrichtungs-Empfindlichkeitsprofils,
Fig. 5 eine graphische Darstellung einer bekannten linearen
Q-CAL-Schätzung, die über zwei unterschiedliche Gebiete der
Röntgenstrahlbewegung angewendet wird,
Fig. 6 eine graphische Darstellung einer stückweisen
Q-CAL-Schätzung über eine große Röntgenstrahlbewegung gemäß einem
Ausführungsbeispiel und
Fig. 7 eine bildliche Darstellung eines Bereichs einer Rönt
genstrahlbewegung, der entsprechend einem Ausführungsbeispiel
in unterbereiche eingeteilt ist.
In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie-
Abbildungssystem (CT-Abbildungssystem) 10 gezeigt, das ein
Faßlager 12 enthält, das eine CT-Abtasteinrichtung der drit
ten Generation darstellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgen
strahlquelle 14 auf, die einen Fächerstrahl von Röntgenstrah
len 16 in Richtung eines Erfassungsarrays 18 auf der entge
gengesetzten Seite des Faßlagers 12 projiziert. Das Erfas
sungsarray 18 ist aus Erfassungselementen 20 gebildet, die
zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch
einen medizinischen Patienten 22 hindurchgehen. Jedes Erfas
sungselement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das die In
tensität eines auftreffenden Röntgenstrahls und somit die
Dämpfung des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten
22 hindurchfällt. Während einer Abtastung zur Erfassung von
Röntgenstrahlprojektionsdaten drehen sich das Faßlager 12 und
die daran befestigten Komponenten um einen Drehmittelpunkt
24.
Die Rotation des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgen
strahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des
CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 beinhaltet
eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die die Röntgen
strahlquelle 14 mit Energie und Zeitsignalen versorgt, und
eine Faßlagermotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwin
digkeit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datener
fassungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet
analoge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt
die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung
um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgeta
stete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem Datener
fassungssystem 32 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher
Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte Bild wird einem
Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in ei
ner Massenspeichereinrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von
einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur auf
weist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung
42 ermöglicht es dem Bediener, das rekonstruierte Bild und
andere Daten von dem Computer 36 zu überwachen. Die von dem
Bediener zugeführten Befehle und Parameter werden durch den
Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informatio
nen für das Datenerfassungssystem 32, die Röntgenstrahlsteu
ereinrichtung 28 und die Faßlagermotorsteuereinrichtung 30
verwendet. Außerdem bedient der Computer 36 eine Tischmotor
steuereinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur
Positionierung des Patienten 22 in dem Faßlager 12 steuert.
Das heißt, der Tisch 46 bewegt Abschnitte des Patienten 22
durch eine Faßlageröffnung 48.
Wie es in Fig. 3 gezeigt ist, geht unter Berücksichtigung des
Betriebs der Röntgenstrahlquelle 14 ein Röntgenstrahl 16 von
einem Brennpunkt 50 der Quelle 14 aus. Das heißt, der Rönt
genstrahl 16 geht von dem Brennpunkt 50 einer Anode oder
Röntgenröhre aus. Der Röntgenstrahl 16 wird durch einen Kol
limator 52 parallel gerichtet und der parallel gerichtete
Strahl 16 wird in Richtung des Erfassungsarrays 18 entlang
einer Fächerstrahlachse 54 projiziert, die in dem Fächer
strahl 16 zentriert ausgerichtet ist.
Wie es vorstehend beschrieben ist, kann ein Röntgenstrahl
während eines Abtastvorgangs aus dem Mittelpunkt verschoben
werden, was unerwünscht ist. Wenn sich beispielsweise die
Röntgenstrahlquelle erwärmt bzw. erhitzt, kann die thermische
Expansion der Anode die Bewegung des Brennpunkts verursachen.
Auch wenn sich das Faßlager dreht, können mechanische Span
nungen an dem Faßlager und der Röntgenstrahlquelle eine zu
sätzliche Brennpunktbewegung bewirken. Diese Brennpunktbewe
gung geht in eine Röntgenstrahlbewegung auf der Erfassungs
einrichtung entlang der z-Richtung über.
Fig. 4 zeigt eine graphische Darstellung eines typischen Er
fassungseinrichtungs-Empfindlichkeitsprofils 56, d. h. den Er
fassungszellengewinn gegenüber dem Röntgenstrahlort auf der
Erfassungseinrichtung 18. Wie es dargestellt ist, ist das Er
fassungseinrichtungs-Empfindlichkeitsprofil 56 entlang der
z-Richtung nicht gleichmäßig. Der Erfassungseinrichtungsgewinn
ist also eine Funktion des Orts des Röntgenstrahls 16 auf der
Erfassungseinrichtung 18. Das Fehlen korrekter Projektionsda
ten entsprechend dem Erfassungseinrichtungsprofil 56 verur
sacht typischerweise Bildartefakte.
Wie es vorstehend beschrieben ist, wird bei bekannten
CT-Systemen ein lineares Q-CAL-Korrekturschema zur Bewältigung
der Ungleichmäßigkeit des Erfassungseinrichtungs-z-Achsen
Profils verwendet. Das Korrekturschema erfordert typischer
weise die Durchführung von Gewinnablesungen an zwei Orten auf
der Erfassungseinrichtung 18 vor der Abtastung eines Gegen
stands. Typischerweise sind die Orte der Ort des Röntgen
strahls 16 auf der Erfassungseinrichtung 18, wenn die Rönt
genröhre abgekühlt ist, und der Ort des Röntgenstrahls 16 auf
der Erfassungseinrichtung 18, wenn die Röntgenröhre heiß ist.
Dann wird eine lineare Funktion des Erfassungseinrichtungsge
winns zwischen diesen zwei Orten angenommen, und ein
Q-CAL-Vektor wird derart erzeugt, daß er die Steigung der Erfas
sungseinrichtungsempfindlichkeit zwischen den zwei Orten dar
stellt. Während einer CT-Abtastung des Gegenstands wird der
Ort des Röntgenstrahls 16 auf der Erfassungseinrichtung 18
gemessen und die Projektionsablesungen, d. h. Projektionsda
ten, werden beruhend auf dem Q-CAL-Vektor und der Entfernung
des Strahls 16 von seinem Bezugspunkt eingestellt bzw. ange
paßt.
Fig. 5 zeigt eine graphische Darstellung einer bekannten li
nearen Q-CAL-Schätzung, die über zwei unterschiedliche Berei
che der Röntgenstrahlbewegung auf einer Erfassungseinrichtung
mit einem Empfindlichkeitsprofil 58 angewendet wird. Hin
sichtlich eines kleinen Bereichs der Röntgenstrahlbewegung A-B
wird eine erste Gewinnablesung an einem ersten Ort A und
eine zweite Gewinnablesung an einem zweiten Ort B auf der Er
fassungseinrichtung durchgeführt. Unter der Annahme einer li
nearen Funktion zwischen den Orten A und B wird ein
Q-CAL-Vektor erzeugt, so daß er die Steigung der Erfassungseinrich
tungsempfindlichkeit 58 zwischen den Orten A und B, d. h. der
Geraden AB darstellt. Der für den kleinen Bereich der Bewe
gung A-B erzeugte Q-CAL-Vektor nähert das Erfassungseinrich
tungs-Empfindlichkeitsprofil 58 zwischen dem Ort A und dem
Ort B nahe an, und ist im allgemeinen für andere kleine Be
reiche der Röntgenstrahlbewegung akzeptabel.
Die bekannte lineare Q-CAL-Schätzung ist allerdings oft bei
großen Bereichen einer Röntgenstrahlbewegung nicht annehmbar.
Beispielsweise wird bezüglich eines großen Bereichs einer
Röntgenstrahlbewegung A-C eine erste Gewinnablesung an einem
ersten Ort A und eine zweite Gewinnablesung an einem zweiten
Ort C auf der Erfassungseinrichtung durchgeführt. Unter der
Annahme einer linearen Funktion zwischen den Orten A und C
wird ein Q-CAL-Vektor erzeugt, so daß er die Steigung der Er
fassungseinrichtungsempfindlichkeit 58 zwischen den Orten A
und C, d. h. der Geraden AC darstellt. Der für den großen Be
reich der Bewegung A-C erzeugte Q-CAL-Vektor nähert das Er
fassungseinrichtungs-Empfindlichkeitsprofil 58 zwischen dem
Ort A und dem Ort C wie gezeigt nicht nahe an. Bisher wurde
angenommen, daß zur besseren Näherung des Erfassungseinrich
tungs-Empfindlichkeitsprofils 58 über einen großen Bereich
der Röntgenstrahlbewegung, d. h. einem Bereich A-C, ein
Q-CAL-Schätzalgorithmus zweiter oder sogar höherer Ordnung erfor
derlich ist. Wie es vorstehend beschrieben ist, sind aller
dings derartige Schätzalgorithmen höherer Ordnung oft insta
bil und somit manchmal linearen Q-CAL-Schätzalgorithmen un
terlegen.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird ein stück
weiser Q-CAL-Korrekturalgorithmus zur Näherung des Erfas
sungseinrichtungs-Empfindlichkeitsprofils sowohl über einen
kleinen Bereich als auch einen großen Bereich der Röntgen
strahlbewegung verwendet. Der vorliegende Korrekturalgorith
mus ist nicht auf einen besonderen Bildrekonstruktionsalgo
rithmus beschränkt. Vielmehr kann der vorliegende Korrek
turalgorithmus in Verbindung mit vielen verschiedenen Wendel
rekonstruktionsalgorithmen und axialen Rekonstruktionsalgo
rithmen verwendet werden. Obwohl der vorliegende Korrektural
gorithmus hier manchmal in Verbindung mit einem CT-System der
dritten Generation beschrieben wird, kann der vorliegende Al
gorithmus auch in Verbindung mit anderen CT-Systemen, ein
schließlich den CT-Systemen der vierten Generation angewendet
werden. Ferner ist der Korrekturalgorithmus bei einem Ausfüh
rungsbeispiel in dem Computer 36 implementiert und verarbei
tet beispielsweise in der Massenspeichereinrichtung 38 ge
speicherte Daten. Es sind aber auch viele andere alternative
Implementationen möglich.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird ein Be
reich einer Röntgenstrahlbewegung identifiziert und in Unter
bereiche eingeteilt. Für jeden Unterbereich werden dann li
neare Q-CAL-Vektoren erzeugt, so daß jeder Vektor einen Er
fassungseinrichtungsgewinn in einem der Unterbereiche dar
stellt. Das heißt, anstatt der Behandlung eines gesamten Be
reichs der Röntgenstrahlbewegung in einem Stück wird ein der
artiger Bereich in Unterbereiche eingeteilt, und eine lineare
Q-CAL-Korrektur bei jedem Unterbereich durchgeführt.
Fig. 6 zeigt eine graphische Darstellung einer stückweisen
Q-CAL-Schätzung, die über einen großen Bereich der Röntgen
strahlbewegung A-C auf einer Erfassungseinrichtung mit einem
Empfindlichkeitsprofil 60 gemäß einem Ausführungsbeispiel an
gewendet wird. Eine erste Gewinnablesung wird an einem ersten
Ort A durchgeführt, beispielsweise dem Ort des Röntgenstrahls
16 auf der Erfassungseinrichtung 18, wenn die Röntgenröhre
abgekühlt ist. Eine zweite Gewinnablesung wird an einem zwei
ten Ort C durchgeführt, beispielsweise dem Ort des Röntgen
strahls 16 auf der Erfassungseinrichtung 18, wenn die Rönt
genröhre heiß ist. Der Bereich A-C definiert wesentlich den
Bereich der Röntgenstrahlbewegung.
Der Bereich A-C wird in zwei Unterbereiche durch die Durch
führung einer dritten Gewinnablesung an einem dritten Ort B
durchgeführt, der sich zwischen dem ersten Ort A und dem
zweiten Ort C befindet. Demnach wird der Bereich A-C in einen
ersten Unterbereich A-B und einen zweiten Unterbereich B-C
eingeteilt. Selbstverständlich kann der Bereich A-C auch in
mehr als zwei, beispielsweise drei, vier oder mehr Unterbe
reiche unterteilt werden.
In jedem Unterbereich A-B und B-C wird eine lineare
Q-CAL-Schätzung zur Erzeugung eines Q-CAL-Vektors durchgeführt, der
das Empfindlichkeitsprofil in dem jeweiligen Bereich A-B und
B-C wesentlich nähert. Beispielsweise wird für den ersten Un
terbereich A-B eine lineare Funktion zwischen den Orten A und
B angenommen, und ein erster linearer Q-CAL-Vektor wird er
zeugt, der die Steigung der Erfassungseinrichtungsempfind
lichkeit zwischen den Orten A und B darstellt. Der erste
Q-CAL-Vektor, d. h. die Gerade A-B, nähert das Erfassungsein
richtungs-Empfindlichkeitsprofil 60 zwischen dem Ort A und
dem Ort B nahe bzw. gut. Gleichermaßen wird für den Unterbe
reich B-C eine lineare Funktion zwischen den Orten B und C
angenommen, und ein zweiter linearer Q-CAL-Vektor wird er
zeugt, der die Steigung der Erfassungseinrichtungsempfind
lichkeit zwischen den Orten B und C darstellt. Der zweite
Q-CAL-Vektor, d. h. die Gerade BC, nähert das Erfassungseinrich
tungs-Empfindlichkeitsprofil (gestrichelte Linie) zwischen
dem Ort B und dem Ort C nahe bzw. gut.
Während einer CT-Abtastung werden der erste und der zweite
Q-CAL-Vektor bei den an der Erfassungseinrichtung erhaltenen
Projektionsdaten entsprechend dem Ort des Röntgenstrahls zur
Erzeugung eines Bildes angewendet. Beispielsweise wird der
erste Q-CAL-Vektor bei Projektionsdaten angewendet, die er
halten werden, wenn sich der Röntgenstrahl in dem Unterbe
reich A-B befindet, und der zweite Q-CAL-Vektor wird bei den
Projektionsdaten angewendet, die erhalten werden, wenn sich
der Röntgenstrahl in den Unterbereich B-C befindet.
Ein stetiger Verlauf zwischen dem Unterbereich A-B und dem
Unterbereich B-C wird grundlegend sichergestellt, da der
dritte Ort B als Bezugspunkt für beide Unterbereiche A-B und
B-C verwendet wird. Da außerdem eine lineare Q-CAL-Korrektur
in jedem Unterbereich A-B und B-C durchgeführt wird, wird
nicht angenommen, daß der stückweise
Q-CAL-Korrekturalgorithmus Stabilitätsprobleme aufweist, die oft
bei Q-CAL-Algorithmen zweiter oder höherer Ordnung auftreten.
Stückweise Interpolations-Q-CAL-Korrekturalgorithmen
(IPQ-Algorithmen) können zur besseren Näherung des Erfassungsein
richtungs-Empfindlichkeitsprofils 60 über den Röntgenstrahl
bewegungsbereich A-C verwendet werden. Insbesondere kann ein
Korrekturterm zu der linearen Q-CAL-Schätzung in jedem Unter
bereich A-B und B-C zur besseren Näherung der Erfassungsein
richtungsempfindlichkeit jeweils in den Unterbereichen A-B
und B-C hinzugefügt werden. Bezüglich des ersten Unterbe
reichs A-B liegt das Erfassungseinrichtungs-
Empfindlichkeitsprofil 60 für den ersten Unterbereich A-B
zwischen der linearen Q-CAL-Schätzung für den Unterbereich
A-B, beispielsweise der Geraden AB, und einer Verlängerung der
linearen Q-CAL-Schätzung von dem angrenzenden Unterbereich
B-C, beispielsweise einer Geraden bzw. Strecke zwischen B und
C'. Der Korrekturterm wird unter Verwendung der Verlängerung
der linearen Q-CAL-Schätzung von dem angrenzenden Unterbe
reich B-C bestimmt, die lediglich eine lineare Verlängerung
der Geraden bzw. Strecke BC ist, und zu der stückweisen
Q-CAL-Schätzung für den Unterbereich A-B hinzugefügt.
Gleichermaßen liegt das Erfassungseinrichtungs-
Empfindlichkeitsprofil 60 für den zweiten Unterbereich B-C
zwischen der linearen Q-CAL-Schätzung für den Unterbereich
B-C, beispielsweise der Geraden BC, und einer Verlängerung der
linearen Q-CAL-Schätzung aus dem angrenzenden Unterbereich
A-B, beispielsweise einer Geraden bzw. Strecke zwischen B und
A'. Der Korrekturterm wird demnach unter Verwendung der Ver
längerung der linearen Q-CAL-Schätzung von dem angrenzenden
Unterbereich A-B bestimmt, die lediglich eine lineare Verlän
gerung der Geraden bzw. Strecke AB ist, und zu der stückwei
sen Q-CAL-Schätzung für den zweiten Unterbereich B-C hinzuge
fügt.
Der Korrekturterm wird zur Erfüllung der folgenden Bedingun
gen ausgewählt: an den Orten A, B und C ist der Korrekturterm
grundlegend 0. Außerdem ist der Korrekturterm im Bereich der
Bewegung A-C grundlegend stetig. Derartige Bedingungen stel
len weitgehend sicher, daß die Schätzung das Erfassungsein
richtungsprofil 60 an den Orten A und B und C treu nachbil
det. Der Korrekturterm kann beispielsweise in der Massenspei
chereinrichtung 38 oder in einem Speicher des Computers 36
gespeichert werden.
Fig. 7 zeigt als bestimmtes Beispiel eine bildliche Darstel
lung einer Erfassungseinrichtung 62, die entlang der z-Achse
in vier Unterbereiche SR0, SR1, SR2 und SR3 unterteilt ist.
Der Unterbereich SR0 erstreckt sich zwischen einem Ort z0 und
einem Ort z1, der Unterbereich SR1 erstreckt sich zwischen
dem Ort z1 und einem Ort z2, der Unterbereich SR2 erstreckt
sich zwischen dem Ort z2 und einem Ort z3, und der Unterbe
reich SR3 erstreckt sich zwischen dem Ort z3 und einem Ort z4.
Der Ort z2 befindet sich im wesentlichen am Mittelpunkt der
Erfassungseinrichtung 62, und die Unterbereiche SR1 und SR2
überdecken jeweils ungefähr 1 mm des zentralen Abschnitts der
Erfassungseinrichtung 62 und somit näherungsweise 2 mm der
Röntgenstrahlbewegung entlang der Erfassungseinrichtung 62.
Bezeichnet Q1(z) eine stückweise Q-CAL-Schätzung des Erfas
sungseinrichtungsprofils am Ort z beruhend auf dem Unterbe
reich SR1, beispielsweise eine Gerade bzw. Strecke A-A' (Fig.
6), und bezeichnet Q2(z) die stückweise Q-CAL-Schätzung des
Erfassungseinrichtungsprofils am Ort z beruhend auf dem Un
terbereich SR2, beispielsweise die Gerade bzw. Strecke C-C'
(Fig. 6), kann eine stückweise Interpolations-Q-CAL-Korrektur
durch folgende Gleichung ausgedrückt werden:
wobei:
zmX einen Mittelpunkt eines Unterbereichs SRx darstellt,
β eine Skalierungskonstante ist,
Δ1 = Q2(zm1)-Q1(zm1); und
Δ2 = Q1(zm2)-Q2(zm2).
zmX einen Mittelpunkt eines Unterbereichs SRx darstellt,
β eine Skalierungskonstante ist,
Δ1 = Q2(zm1)-Q1(zm1); und
Δ2 = Q1(zm2)-Q2(zm2).
Gemäß einem Ausführungsbeispiel ist die Skalierungskonstante
β=0,3. Natürlich kann die Skalierungskonstante β auch von 0,3
verschiedene Werte haben. Demnach werden Korrekturterme zu
der stückweisen Q-CAL-Schätzung für die Unterbereiche SR1 und
SR2 hinzugefügt, während keine Korrekturterme zu der stück
weisen Q-CAL-Schätzung für die Unterbereiche SR0 und SR3 hin
zugefügt werden. Natürlich können viele verschiedene Glei
chungen bzw. IPQ-Algorithmen die vorstehend definierten Be
dingungen erfüllen, und es können Korrekturterme entweder zu
weniger oder mehr Unterbereichen SR0, SR1, SR2 und SR3 addiert
werden.
Der vorstehend beschriebene stückweise
Q-CAL-Korrekturalgorithmus und der IPQ-Algorithmus verringern die
Artefakte, die typischerweise durch eine Brennpunktbewegung
sowohl über große als auch kleine Bereiche verursacht werden.
Derartige Algorithmen sind auch stabiler als die Verwendung
von Q-CAL-Vektoren zweiter oder höherer Ordnung. Außerdem
liefern derartige Algorithmen eine verbesserte Bildqualität
ohne das Erfordernis erheblicher Hardware- und Softwareände
rungen bei bekannten CT-Systemen.
Ferner erleichtern derartige Algorithmen die Verbesserung der
Bildqualität selbst in den Fällen, in denen das Faßlager
schlechter gewordene Erfassungseinrichtungen enthält. Insbe
sondere zeigen schlechter gewordene Erfassungseinrichtungen
typischerweise viel größere Empfindlichkeitsveränderungen in
der z-Richtung als nicht verschlechterte Erfassungseinrich
tungen, was typischerweise die Effektivität der bekannten
Q-Kalibrierung verringert. Allerdings bewältigen der vorstehend
beschriebene stückweise Korrekturalgorithmus und der
IPQ-Algorithmus wesentlich eine derartige Empfindlichkeit.
Aus der vorhergehenden Beschreibung der verschiedenen Ausfüh
rungsbeispiele der Erfindung ist ersichtlich, daß die Aufga
ben der Erfindung gelöst werden. Obwohl die Erfindung aus
führlich beschrieben wurde, ist es selbstverständlich, daß
dies nur der Veranschaulichung dient und nicht als Einschrän
kung verstanden werden kann. Beispielsweise ist das beschrie
bene CT-System ein System der dritten Generation, bei dem
sich sowohl die Röntgenstrahlquelle als auch die Erfassungs
einrichtung mit dem Faßlager drehen. Es können aber auch vie
le andere CT-Systeme einschließlich Mehrschnittsysteme, Elek
tronenstrahlsysteme und Systeme der vierten Generation ver
wendet werden, bei denen die Erfassungseinrichtung eine sta
tionäre Vollringerfassungseinrichtung ist, und sich lediglich
die Röntgenstrahlquelle mit dem Faßlager dreht. Während des
weiteren die Korrekturalgorithmen in Verbindung mit weitge
hend konkaven Erfassungseinrichtungs-Empfindlichkeitsprofilen
beschrieben wurden, können diese Algorithmen auch mit anderen
Erfassungseinrichtungs-Empfindlichkeitsprofilen einschließ
lich weitgehend konvexer Erfassungseinrichtung-
Empfindlichkeitsprofile implementiert werden.
Gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung ist ein System zur
Erzeugung eines Bildes hoher Auflösung eines Gegenstands aus
während einer Computer-Tomographie-Abtastung erfaßten Projek
tionsdaten offenbart. Das System enthält ein Faßlager mit
einer Röntgenstrahlquelle, die sich um den Gegenstand dreht
und einen Röntgenstrahl in Richtung einer Erfassungseinrich
tung emittiert. Das System identifiziert einen Bereich einer
Röntgenstrahlbewegung und teilt den Bereich in Unterbereiche
auf. Dann werden lineare Q-CAL-Vektoren für jeden Unterbe
reich erzeugt, so daß jeder Vektor einen Erfassungseinrich
tungsgewinn in einem der Unterbereiche darstellt. Diese
Q-CAL-Vektoren werden dann bei Projektionsdaten zur Erzeugung
von Bilddaten angewendet.
Claims (18)
1. Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten eines durch ein
Computer-Tomographie-System (10) abgetasteten Gegenstands,
wobei das Computer-Tomographie-System ein Faßlager (12) mit
einer Röntgenstrahlquelle (14) zur Projektion eines Röntgen
strahls (16) in Richtung einer Erfassungseinrichtung (18)
aufweist, und die Röntgenstrahlquelle eine Röntgenröhre ent
hält, mit den Schritten
Identifizieren eines Bereichs einer Röntgenstrahlbewe gung,
Einteilen des Bereichs in zumindest zwei Unterbereiche und
Erzeugen eines Q-CAL-Vektors für zumindest einen der Un terbereiche.
Identifizieren eines Bereichs einer Röntgenstrahlbewe gung,
Einteilen des Bereichs in zumindest zwei Unterbereiche und
Erzeugen eines Q-CAL-Vektors für zumindest einen der Un terbereiche.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Erzeugung eines
Q-CAL-Vektors für zumindest einen der Unterbereiche den
Schritt
Erzeugen eines linearen Q-CAL-Vektors aufweist.
3. Verfahren nach Anspruch 1, mit dem Schritt
Einteilen des Bereichs in zwei Unterbereiche.
4. Verfahren nach Anspruch 1, mit dem Schritt
Erzeugen eines Q-CAL-Vektors für jeden Unterbereich.
5. Verfahren nach Anspruch 1, mit dem weiteren Schritt
Addieren eines Korrekturterms zu zumindest einem der
Q-CAL-Vektoren.
6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Einteilung des
Bereichs in zumindest zwei Unterbereiche den Schritt
Einteilen des Bereichs in vier unterbereiche aufweist.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Q-CAL-Vektoren
folgendermaßen erzeugt werden:
wobei:
zmX einen Mittelpunkt eines Unterbereichs SRX darstellt,
β eine Skalierungskonstante ist,
Δ1 = Q2(zm1)-Q1(zm1); und
Δ2 = Q1(zm2)-Q2(zm2).
wobei:
zmX einen Mittelpunkt eines Unterbereichs SRX darstellt,
β eine Skalierungskonstante ist,
Δ1 = Q2(zm1)-Q1(zm1); und
Δ2 = Q1(zm2)-Q2(zm2).
8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Identifikation
eines Bereichs einer Röntgenstrahlbewegung die Schritte
Durchführen einer ersten Gewinnablesung an einem ersten Ort und
Durchführen einer zweiten Gewinnablesung an einem zwei ten Ort aufweist.
Durchführen einer ersten Gewinnablesung an einem ersten Ort und
Durchführen einer zweiten Gewinnablesung an einem zwei ten Ort aufweist.
9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die erste Ge
winnablesung durchgeführt wird, wenn die Röntgenröhre kühl
ist, und wobei die zweite Gewinnablesung durchgeführt wird,
wenn die Röntgenröhre heißt ist.
10. System (10) zur Erzeugung von Bilddaten eines Gegen
stands, wobei das System ein Faßlager (12) mit einer Röntgen
strahlquelle (14) zur Projektion eines Röntgenstrahls (16) in
Richtung einer Erfassungseinrichtung (18) aufweist, mit
einer Einrichtung zur Identifikation eines Bereichs ei ner Röntgenstrahlbewegung,
einer Einrichtung zur Einteilung des Bereichs in zumin dest zwei Unterbereiche und
einer Einrichtung zur Erzeugung eines Q-CAL-Vektors für zumindest einen der Unterbereiche.
einer Einrichtung zur Identifikation eines Bereichs ei ner Röntgenstrahlbewegung,
einer Einrichtung zur Einteilung des Bereichs in zumin dest zwei Unterbereiche und
einer Einrichtung zur Erzeugung eines Q-CAL-Vektors für zumindest einen der Unterbereiche.
11. System nach Anspruch 10, mit einer Einrichtung zur
Erzeugung eines linearen Q-CAL-Vektors für zumindest einen
der Unterbereiche.
12. System nach Anspruch 10, mit einer Einrichtung zur
Einteilung des Bereichs in zwei Unterbereiche.
13. System nach Anspruch 10, mit einer Einrichtung zur
Erzeugung eines Q-CAL-Vektors für jeden Unterbereich.
14. System nach Anspruch 10, ferner mit einer Einrich
tung zur Addition eines Korrekturterms zu zumindest einem der
Q-CAL-Vektoren.
15. System nach Anspruch 10, mit einer Einrichtung zur
Einteilung des Bereichs in vier Unterbereiche.
16. System nach Anspruch 15, mit einer Einrichtung zur
Erzeugung eines Q-CAL-Vektors wie folgt:
wobei:
zmX einen Mittelpunkt eines Unterbereichs SRX darstellt,
β eine Skalierungskonstante ist,
Δ1 = Q2(zm1)-Q1(zm1); und
Δ2 = Q1(zm2)-Q2(zm2).
wobei:
zmX einen Mittelpunkt eines Unterbereichs SRX darstellt,
β eine Skalierungskonstante ist,
Δ1 = Q2(zm1)-Q1(zm1); und
Δ2 = Q1(zm2)-Q2(zm2).
17. System nach Anspruch 10, wobei das System zur Iden
tifikation des Bereichs der Röntgenstrahlbewegung eine Ein
richtung zur Durchführung einer ersten Gewinnablesung an ei
nem ersten Ort und eine Einrichtung zur Durchführung einer
zweiten Gewinnablesung an einem zweiten Ort aufweist.
18. System nach Anspruch 17, wobei die erste Gewinnable
sung durchgeführt wird, wenn die Röntgenröhre kühl ist, und
wobei die zweite Gewinnablesung durchgeführt wird, wenn die
Röntgenröhre heiß ist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/880,474 US5835559A (en) | 1997-06-23 | 1997-06-23 | Methods and apparatus for scanning an object in a computed tomography system |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE19827687A1 true DE19827687A1 (de) | 1998-12-24 |
Family
ID=25376365
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19827687A Withdrawn DE19827687A1 (de) | 1997-06-23 | 1998-06-22 | Verfahren und Vorrichtung zur Abtastung eines Gegenstands in einem Computer-Tomographie-System |
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Country | Link |
---|---|
US (1) | US5835559A (de) |
JP (1) | JPH1176226A (de) |
DE (1) | DE19827687A1 (de) |
IL (1) | IL124777A (de) |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10003518C2 (de) * | 2000-01-27 | 2003-02-13 | Siemens Ag | CT-Gerät |
CN1955725B (zh) * | 2005-10-27 | 2010-12-15 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | X射线ct系统 |
CN103565465B (zh) | 2013-10-30 | 2016-03-30 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种ct机焦点的修正方法与装置 |
CN108078577B (zh) * | 2017-11-22 | 2020-10-16 | 上海奕瑞光电子科技股份有限公司 | 一种数字x射线放射系统、姿态检测方法以及姿态检测系统 |
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---|---|---|---|---|
US5579359A (en) * | 1995-12-21 | 1996-11-26 | General Electric Company | Methods and apparatus for calibrating detector cell output signals |
US5610963A (en) * | 1996-02-06 | 1997-03-11 | General Electric Company | Methods and systems for determining the z-axis profile of a detector in a CT system |
-
1997
- 1997-06-23 US US08/880,474 patent/US5835559A/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-06-05 IL IL12477798A patent/IL124777A/xx not_active IP Right Cessation
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- 1998-06-23 JP JP10175233A patent/JPH1176226A/ja not_active Withdrawn
Also Published As
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---|---|
IL124777A (en) | 2003-02-12 |
US5835559A (en) | 1998-11-10 |
JPH1176226A (ja) | 1999-03-23 |
IL124777A0 (en) | 1999-01-26 |
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