DE19900298A1 - Korrekturalgorithmus für knocheninduzierte spektrale Artefakte bei einer Computer-Tomographie-Abbildung - Google Patents

Korrekturalgorithmus für knocheninduzierte spektrale Artefakte bei einer Computer-Tomographie-Abbildung

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DE19900298A1
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Guy Marie Besson
Jiang Hsieh
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Description

Die Erfindung betrifft im allgemeinen eine Computer- Tomographie-(CT-)Abbildung und insbesondere einen Korrek­ turalgorithmus für spektrale Artefakte, die durch dichte Ob­ jekte wie Knochen induziert werden.
Bei zumindest einigen Computer-Tomographie-(CT)- Abbildungssystemanordnungen projiziert eine Röntgenstrahl­ quelle einen fächerförmigen Strahl, der parallel gerichtet ist, daß er in einer X-Y-Ebene eines kartesischen Koordina­ tensystems liegt, die im allgemeinen als Abbildungsebene be­ zeichnet wird. Der Röntgenstrahl fällt durch das abgebildete Objekt, wie einen Patienten. Nachdem der Strahl durch das Ob­ jekt gedämpft ist, trifft er auf ein Array von Strahlungser­ fassungseinrichtungen. Die Intensität der an dem Erfassungs­ array empfangenen gedämpften Strahlung hängt von der Dämpfung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Erfassungsele­ ment des Arrays erzeugt ein separates elektrisches Signal, das ein Maß der Strahldämpfung am Erfassungsort ist. Die Dämpfungsmaße von allen Erfassungseinrichtungen werden sepa­ rat zur Erzeugung eines Übertragungsprofils erfaßt.
Bei bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenstrahlquelle und das Erfassungsarray mit einem Faßlager in der Abbildungsebene und um das abzubildende Ob­ jekt, so daß sich der Winkel, an dem der Röntgenstrahl das Objekt schneidet, konstant ändert. Eine Gruppe von Röntgen­ strahldämpfungsmaßen, d. h. Projektionsdaten, von dem Erfas­ sungsarray bei einem Faßlagerwinkel wird als "Ansicht" be­ zeichnet. Eine "Abtastung" des Objekts umfaßt einen Satz von Ansichten bei verschiedenen Faßlagerwinkeln während einer Um­ drehung der Röntgenstrahlquelle und der Erfassungseinrich­ tung. Bei einer axialen Abtastung werden die Projektionsdaten zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet, das einem zweidimen­ sionalen Schnitt durch das Objekt entspricht. Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projekti­ onsdaten wird in der Technik als gefiltertes Rückprojektions­ verfahren bezeichnet. Bei diesem Verfahren werden die Dämp­ fungsmaße von einer Abtastung in ganze Zahlen, sogenannte "CT-Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" umgewandelt, die zur Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bildelements auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung verwendet werden.
In CT-Bildern können bei der Abtastung von Köpfen und anderen dichten Objekten Artefakte eingeführt werden. Diese Artefak­ te, die typischerweise auf das Zentrum des Bildes beschränkt sind, wo die CT-Abtasteinrichtung der dritten Generation am empfindlichsten ist, stammen von Strahlhärtungseffekten, die weder durch die wasserbasierte Strahlhärtungskorrektur noch durch die Niederfrequenz-Knochenstrahlhärtungskorrektur kor­ rigiert werden. Obwohl sie numerisch gesehen sehr klein sind (ein Bruchteil von 0,1% im Projektionsbereich), führen diese Fehler Bildartefakte ein.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, derartige Ar­ tefakte zu beseitigen oder wesentlich zu verringern. Außerdem sollten diese Artefakte ohne merkliche Erhöhung der Kosten des Systems beseitigt werden.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch einen Knochenkorrek­ turalgorithmus zur Korrektur von knocheninduzierten spektra­ len Artefakten gelöst. Gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird ein Kalibrierungsobjekt, das typische Kopfab­ tastbedingungen darstellt, abgetastet, und die Daten werden zur Ausbildung eines Bildes rekonstruiert. Ferner wird ein Wasser- oder wasseräquivalenter Zylinder mit ungefähr dem gleichen Durchmesser bei dem gleichen Anzeigebildfeld (DFOV) abgetastet und rekonstruiert. Diese beiden Bilder werden je­ weils mit BWEQ und WEQ bezeichnet.
Dann wird das Verhältnis der Bilder BWEQ und WEQ ausgewertet, und ein in Frage kommender Bereich durch Multiplikatio des Verhältnisses mit einer Funktion II(r) zum Erhalten eines Ka­ librierungsmusters CP extrahiert. Das Kalibrierungsmuster wird dann bezüglich des Azimuths zum Erhalten eines Kalibrie­ rungsvektors gemittelt. Dieser Kalibrierungsvektor wird in ein Polynom niedriger Ordnung eingepaßt und dann durch das passende bzw. Einpassungs-Polynom dividiert, um dem Vektor die Niederfrequenzkomponenten zu entnehmen, die beispielswei­ se bei einer "idealen" Abtasteinrichtung eingeführt werden. Durch die Subtraktion von 1,0 von dem Verhältnis und Multi­ plikation mit einem CT-Zahlskalierungsfaktor (ctskale) und eines Apodisationsfensters Aw(r) wird ein Kalibrierungsfeh­ lervektor CEV erhalten, der den zirkular symmetrischen Bild­ fehler repräsentiert, der durch das nicht korrigierte kno­ cheninduzierte Artefakt eingeführt wird. Der entsprechende Fehlerkalibrierungsvektor kann in ein zirkular symmetrisches Bildfehlermuster I[CEV(r)] erweitert und von dem Kalibrie­ rungsbild zur Ausbildung eines im wesentlichen artefaktfreien Bildes subtrahiert werden.
Bei einer willkürlichen Kopfabtastung folgt den vorstehend beschriebenen Schritten das Einsetzen des Abtastbildes SCANI für das Kalibrierungsbild BWEQ, um zuerst ein Abtastmuster SP und dann einen Abtastfehlervektor SEV (unter der Annahme ei­ ner Skalierung bezüglich des gleichen Anzeigebildfeldes) zu erhalten. Eine Schwellenwertauswertung bezüglich des Ab­ tastmusters SP kann bei der Beseitigung normaler anatomiebe­ zogener großer Bildsignalschwankungen (wie Knochen im in Fra­ ge kommenden Bereich) zweckmäßig sein, was zu einer erhöhten Robustheit führt.
Der Abtastfehlervektor kann in ein zirkular symmetrisches Ab­ tastfehlerbildmuster erweitert werden, das von dem rekonstru­ ierten Abtastbild zur Verringerung des Artefakts subtrahiert werden kann. Anatomieabhängige Strukturen in-den Abtastdaten können korrekte Signalbeiträge zu SCANI einführen, die durch die Azimuthalbdurchschnittsbildung bzw. -mittelung nicht voll­ ständig beseitigt werden. Durch Korrelieren der Fehlervekto­ ren CEV und SEV und Subtrahieren des aus der Korrelation er­ haltenen Fehlermusters von dem Abtastbild wird ein anatomi­ sches Bild erhalten, das frei von spektralen Artefakten ist, die durch dichte Objekte induziert werden.
Bei in einem Mehrschnitt-CT-System erfaßten Wendelabtastdaten tragen verschiedene Reihen mit verschiedenen Gewichten zu den Projektionsdaten bei, die vor der Rückprojektion syntheti­ siert werden. Da verschiedene Erfassungsreihen verschiedene Empfindlichkeiten bezüglich knocheninduzierten spektralen Ar­ tefakten haben können, spiegelt das Korrekturverfahren die Kombination verschiedener Reihen über eine Wendelgewichtung wider. Dies wird durch die Ausdehnung des vorstehend ange­ führten Verfahrens durch Berücksichtigung von Mehrschnittab­ tastungen der Kalibrierungsphantome bewerkstelligt. Da diese Phantome derart entwickelt sind, daß sie zirkular symmetrisch sind, spiegelt das mit der Wendelgewichtung erhaltene zusam­ mengesetzte Kalibrierungsbild die erforderliche Kombination der Reihen wider. Die Zirkularsymmetrie des Kalibrierungsob­ jekts ermöglicht die Erzeugung eines Kalibrierungsbildes durch die Verwendung gewichteter Kombinationen von so vielen Kalibrierungsobjektprojektionen wie es Reihen in dem Mehr­ schnitt-CT-System gibt. Das Fehlerbild aus der Kalibrierungs­ abtastung muß derart gedreht werden, daß der "Startwinkel" den der Abtastdatenerfassung widerspiegelt. Dann wird der Durchschnitt über einen Winkelbereich derart modifiziert, daß eine Anzahl N von Winkelsegmenten in Betracht gezogen wird, wie durch den Erfassungsabstand bestimmt wird. Dann folgt die vor stehend angeführte Prozedur des Extrahierens von Abtast- und Kalibrierungsfehlervektoren für jedes Segment. Das zu subtrahierende Endfehlerbild wird dann durch Mischen dieser mehrfach korrelierten Abtastfehlervektoren in ein Endbild I[CEV1, . . ., CSEVN] erhalten.
Der vor stehend beschriebene Korrekturalgorithmus beseitigt oder reduziert knocheninduzierte spektrale Artefakte wesent­ lich. Dieser Algorithmus erhöht auch die Kosten des Systems nicht merklich.
Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie­ len unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher be­ schrieben. Es zeigen:
Fig. 1 eine bildliche Darstellung eins CT-Abbildungssystems,
Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild des in Fig. 1 darge­ stellten Systems und
Fig. 3 eine Bildraumeinteilung, die in Verbindung mit Wende­ labtastdaten verwendet wird.
In den Fig. 1 und 2 ist ein Computer-Tomographie-(CT)- Abbildungssystem 10 gezeigt, das ein Faßlager 12 enthält, das eine CT-Abtasteinrichtung der dritten Generation dar­ stellt. Das Faßlager 12 weist eine Röntgenstrahlquelle 14 - auf, die Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines Erfassungsar­ rays 18 auf der entgegengesetzten Seite des Faßlagers 12 pro­ jiziert. Das Erfassungsarray 18 ist aus Erfassungselementen 20 gebildet, die zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hin­ durchfallen. Jedes Erfassungselement 20 erzeugt ein elektri­ sches Signal, das die Intensität eines auftreffenden Röntgen­ strahls 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 angebrachten Komponenten um ei­ nen Drehmittelpunkt 24.
Die Drehung des Faßlagers 12 und der Betrieb der Röntgen­ strahlquelle 14 werden durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 enthält ei­ ne Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28, die die Röntgenstrahl­ quelle 14 mit Energie und Zeitsignalen versorgt, und eine Faßlagermotorsteuereinrichtung 30, die die Drehgeschwindig­ keit und Position des Faßlagers 12 steuert. Ein Datenerfas­ sungssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet ana­ loge Daten von den Erfassungselementen 20 ab und wandelt die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und digitalisierte Röntgenstrahldaten von dem DAS 32 und führt eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der das Bild in einer Massenspei­ chereinrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über eine Konsole 40, die eine Tastatur auf­ weist. Eine zugehörige Röntgenstrahlröhrenanzeigeeinrichtung 42 ermöglicht dem Bediener die Beobachtung des rekonstruier­ ten Bildes und anderer Daten vom Computer 36. Die vom Bedie­ ner zugeführten Befehle und Parameter werden vom Computer 36 zur Ausbildung von Steuersignalen und Informationen für das DAS 32, die Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und die Faßla­ germotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem steuert der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44, die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des Patienten 22 im Faßlager 12 steuert. Insbesondere bewegt der Tisch 46 Ab­ schnitte des Patienten 22 durch eine Faßlageröffnung 48.
Der nachstehend beschriebene Korrekturalgorithmus kann im Computer 36 implementiert und unter Verwendung von durch das DAS 32 gesammelten Daten ausgeübt werden. Es ist natürlich ersichtlich, daß ein derartiger Algorithmus auch bei anderen Komponenten ausgeübt werden kann. Beispielsweise kann der Al­ gorithmus direkt in der Bildrekonstruktionseinrichtung 34 eingesetzt werden, so daß dem Computer 36 korrigierte Daten zugeführt werden. Außerdem wird der Korrekturalgorithmus nachstehend derart beschrieben, daß er im Bildraum durchge­ führt wird, was auf der Bildqualität und Recheneinfachheit beruht. Natürlich kann eine derartige Korrektur auch bei ur­ sprünglichen Daten, d. h. bei Projektionsdatenbildern durchge­ führt werden.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel wird ein Kalibrierungsobjekt, das typische Kopfabtastbedingungen darstellt (beispielsweise ein wasseräquivalentes Material mit 80 mm Durchmesser mit ei­ nem knochenäquivalentes Materialring von ungefähr 10 mm Dic­ ke) abgetastet, und die Daten werden zur Ausbildung eines Bildes rekonstruiert. Außerdem wird ein Wasser- oder was­ seräquivalenter Zylinder mit ungefähr dem gleichen Durchmes­ ser bezüglich des gleichen Anzeigebildfeldes (DFOV) abgeta­ stet und rekonstruiert. Diese beiden Bilder werden jeweils mit BWEQ und WEQ bezeichnet.
Natürlich können auch andere Kalibrierungsphantome verwendet werden. Beispielsweise kann ein durch eine Kombination von Titan und Plexiglas gebildetes Flachfilter bei der Identifi­ kation der Erfassungseinrichtungsempfindlichkeit effektiv sein. Ein derartiges Filter kann nahe dem Quellkollimator zur Ausbildung der Option einer automatischen Erfassungseinrich­ tungsüberwachung befestigt sein. Diese Empfindlichkeit kann dann als Projektionsdaten zur Erzeugung eines Bildfehlermu­ sters analog zu I[CEV(r)] wie nachstehend beschrieben verwen­ det werden. Bei einem anderen Beispiel können Erfassungsein­ richtungsempfindlichkeiten durch die Verwendung von Objekt­ phantomen aus Kombinationen von Aluminium und Plexiglas ex­ trahiert werden.
Das Verhältnis der Bilder BWEQ und WEQ wird dann ausgewertet, und ein in Frage kommender Bereich wird durch Multiplikation des Verhältnisses mit einer Funktion II(r) zum Erhalten eines Kalibrierungsmusters CP multipliziert.
wobei gilt (mit R gleich dem Radius des in Frage kommenden Bereichs):
II(r) = 1,0,r < R|, 0 sonst. (2)
Natürlich liefern ähnliche Ansätze sehr ähnliche Ergebnisse. Beispielsweise kann in Gleichung (1) das wasseräquivalente Phantom durch ein Wasserphantom ersetzt werden. Außerdem kann das Kalibrierungsmuster CP wie folgt geschrieben werden:
Das Kalibrierungsmuster wird dann bezüglich des Azimuths ge­ mittelt, um einen Kalibrierungsvektor zu erhalten:
Der Kalibrierungsvektor wird in ein Polynom niedriger Ordnung eingepaßt und dann durch das passende bzw. Einpassungs- Polynom dividiert, um dem Vektor die Niederfrequenzkomponen­ ten (die beispielsweise bei einer "idealen" Abtasteinrichtung durch das in Gleichung (1) definierte Verhältnis eingeführt werden) zu entnehmen. Durch Subtraktion von 1,0 von dem Ver­ hältnis und Multiplikation mit einem CT-Zahl- Skalierungsfaktor (ctscale) und einem Apodisationsfenster Aw(r) wird ein Kalibrierungsfehlervektor CEV erhalten, der den zirkular symmetrischen Bildfehler darstellt, der durch das nicht korrigierte knocheninduzierte Artefakt eingeführt wird:
Der entsprechende Fehlerkalibrierungsvektor kann in ein zir­ kular symmetrisches Bildfehlermuster I[CEV(r)] erweitert und von dem Kalibrierungsbild zur Ausbildung eines im wesentli­ chen artefaktfreien Bildes subtrahiert werden.
Bei einer willkürlichen Kopfabtastung folgt den Schritten in den Gleichungen (1) und (3) das Einsetzen des Abtastbildes SCANI:
für das Kalibrierungsbild BWEQ, um zuerst ein Abtastmuster SP und dann einen Abtastfehlervektor SEV zu erhalten (wobei eine Skalierung bezüglich des gleichen DFOV angenommen wird):
Eine Schwellenwertbildung bezüglich des Abtastmusters SP kann bei der Beseitigung normaler anatomiebezogener starker Bild­ signalvariationen bzw. -schwankungen (wie Knochen im in Frage kommenden Bereich) zweckmäßig sein, was zu einer erhöhten Ro­ bustheit führt.
Der Abtastfehlervektor kann in ein zirkular symmetrisches Ab­ tastfehlerbildmuster erweitert werden, das von dem rekonstru­ ierten Abtastbild zur Verringerung des Artefakts subtrahiert werden kann. Anatomieabhängige Strukturen in den Abtastdaten können korrekte Signalbeiträge zu SCANI einführen, die nicht vollständig durch die Azimuthalbmittelung beseitigt werden. Durch Korrelation der Fehlervektoren CEV und SEV und durch Subtrahieren des aus der Korrelation erhaltenen Fehlermusters von dem Abtastbild wird folgendes erhalten:
I[CSEV(r)]; CSEV(r) = Correlation(SEV,CEV) × SEV (r) (8)
Die Korrelation kann durch ein Polynom niedriger Ordnung mo­ delliert und über das Verfahren der kleinsten Quadrate (beispielsweise unter Verwendung des Eigenwertzerlegungsver­ fahrens) berechnet werden. Es kann auch ein einfacher Schwel­ lenwert angewendet werden. Fällt die Korrelation zwischen SEV und CEV unter den Schwellenwert, wird keine Korrektur durch­ geführt. Das Korrelationspolynom kann über eine Vielzahl von Untersegmenten der Vektoren berechnet werden, wodurch der Freiheitsgrad ohne die Einführung von Instabilität erhöht wird.
Es kann eine Vielzahl von Ansätzen zur Extraktion des Fehler­ terms aus den Vektoren mit ähnlichen Ergebnissen verwendet werden. Beispielsweise kann der Vektor anstelle des Einpas­ sens des Vektors in ein Polynom und Subtraktion von 1,0 mit einem geeignet zugeschnittenen Filterkern gefaltet werden. Gleichermaßen kann Gleichung (3) zur Verbesserung des Verfah­ rens zur Korrektur von Bildfehlern, die nicht zirkular symme­ trisch sind, ersetzt werden durch:
wobei N Winkelsegmente betrachtet werden und gilt:
θN-θ0 = 2π (10)
Für jedes Segment findet eine Verarbeitung entsprechend den Gleichungen (5) und (7) statt, und das Endfehlerbild wird aus den entsprechenden (über Zuschärfung an den Segmentschnitt­ stellen gemischten) Fehlerbildsegmenten zusammengesetzt.
Bei in einem Mehrschnitt-CT-System erfaßten Wendelabtastdaten tragen verschiedene Reihen mit unterschiedlichen Gewichten zu den Projektionsdaten bei, die vor der Rückprojektion synthe­ tisiert werden. Da verschiedene Erfassungsreihen unterschied­ liche Empfindlichkeiten bezüglich knocheninduzierter spektra­ ler Artefakte aufweisen können, spiegelt das Korrekturverfah­ ren die Kombination verschiedener Reihen über eine Wendelge­ wichtung wider. Dies wird durch eine Erweiterung des vorste­ henden Verfahrens durch Berücksichtigung von Mehrschnittabta­ stungen der Kalibrierungsphantome bewerkstelligt. Da diese Phantome zirkular symmetrisch entwickelt sind, spiegelt das zusammengesetzte Kalibrierungsbild die erforderliche Kombina­ tion der Reihen über die Wendelgewichte wider. Die Zirkular­ symmetrie ermöglicht die Erzeugung eines Kalibrierungsbildes durch die Verwendung gewichteter Kombinationen von so vielen Kalibrierungsobjektprojektionen wie es Reihen in dem Mehr­ schnitt-CT-System gibt. Das Fehlerbild aus der Kalibrierungs­ abtastung muß derart gedreht werden, daß der "Startwinkel" den der Abtastdatenerfassung widerspiegelt. Dann wird der Durchschnitt über einen Bereich von Winkeln derart modifi­ ziert, daß eine Anzahl N von Winkelsegmenten berücksichtigt wird, wie es durch den Erfassungsabstand bestimmt ist. Dann folgt die vorstehende Prozedur zur Extraktion von Abtast- und Kalibrierungsfehlervektoren für jedes Segment. Dann wird das zu subtrahierende Endfehlerbild durch Mischen dieser vielfach korrelierten Abtastfehlervektoren in ein Endwendelbild IH[CSHEV(r)] erhalten, wobei:
Wie es vorstehend beschrieben ist, kann der vorstehend ange­ führte Korrekturalgorithmus bei Projektionsdaten angewendet werden. Bei Projektionsdaten werden Ansichten für einen gege­ benen Winkelbereich gemittelt, und das Verhältnis des Kno­ chenkalibrierungsobjekts (oder Abtastobjekts) und eines WEQ-Kalibrierungsobjekts wird entsprechend Gleichung (1) be­ stimmt, und die Fehlerschätzung fährt wie in den Gleichungen (2) bis (4) dargestellt fort. Der somit extrahierte Fehler kann entweder zur direkten Korrektur der Abtastdaten (wodurch das Erfordernis einer Bildnachverarbeitung umgangen wird) oder zur Definition eines Fehlerbildes über eine nachfolgende Filterung und Rückprojektion verwendet werden. Der Bildkor­ rekturalgorithmus kann auch für eine andere Artefaktkorrek­ tur, wie beispielsweise eine Z-Neigungskorrektur angewendet werden. Natürlich kann sich das zur Extraktion der Systememp­ findlichkeit ausgewählte Kalibrierungsphantom in Abhängigkeit von der durchzuführenden Korrektur ändern.
Erfindungsgemäß ist ein spektraler Korrekturalgorithmus zur Korrektur von durch dichte Objekte induzierten spektralen Ar­ tefakten offenbart. Bei einem Ausführungsbeispiel wird ein Kalibrierungsobjekt, das typische Kopfabtastungsbedingungen darstellt, abgetastet und die Daten zur Ausbildung eines Bil­ des rekonstruiert. Ein Wasser- oder wasseräquivalenter Zylin­ der mit ungefähr dem gleichen Durchmesser wird auch bezüglich des ,gleichen Anzeigebildfeldes (DFOV) abgetastet und rekon­ struiert. Diese beiden Bilder werden jeweils mit BWEQ und WEQ bezeichnet. Das Verhältnis der Bilder BWEQ und WEQ wird dann ausgewertet, und ein in Frage kommender Bereich wird durch Multiplikation des Verhältnisses mit einer Funktion II(r) ex­ trahiert, um ein Kalibrierungsmuster CP zu erhalten. Das Ka­ librierungsmuster wird dann bezüglich des Azimuth zum Erhal­ ten eines Kalibrierungsvektors gemittelt. Dieser Kalibrie­ rungsvektor wird in ein Polynom niedriger Ordnung eingepaßt und dann durch das Einpassungspolynom dividiert, um dem Vek­ tor die Niederfrequenzkomponenten zu entziehen, die bei­ spielsweise bei einer "idealen" Abtasteinrichtung eingeführt werden. Durch Subtraktion von 1,0 von dem Verhältnis und Mul­ tiplikation mit einem CT-Zahl-Skalierungsfaktor (ctscale) und einem Apodisationsfenster Aw(r) wird ein Kalibrierungsfehler­ vektor CEV erhalten, der den zirkular symmetrischen Bildfeh­ ler darstellt, der durch das nicht korrigierte knochenindu­ zierte Artefakt eingeführt wird. Der entsprechende Fehlerka­ librierungsvektor kann in ein zirkular symmetrisches Bildfeh­ lermuster I[CEV(r)] erweitert und von dem Kalibrierungsbild zur Ausbildung eines im wesentlichen artefaktfreien Bildes subtrahiert werden. Das Verfahren kann zur Extraktion und Korrelation von Fehlervektoren auf einer Bildsegmentbasis derart erweitert werden, daß das resultierende Fehlerbildmu­ ster nicht zirkular symmetrisch ist.

Claims (11)

1. Verfahren zur Korrektur eines Bildes mit spektralen Artefakten, die durch dichte Objekte induziert werden, wobei das Bild unter Verwendung von in einem Computer-Tomographie- System (10) erfaßten Daten erzeugt wird, mit den Schritten
  • (a) Rekonstruieren eines Bildes BWEQ eines Kalibrie­ rungsobjekts,
  • (b) Rekonstruieren eines Bildes WEQ eines wasseräquiva­ lenten Zylinders mit ungefähr dem gleichen Durchmesser wie das Kalibrierungsobjekt,
  • (c) Erzeugen eines Verhältnisses der Bilder BWEQ und WEQ,
  • (d) Extrahieren eines in Frage kommenden Bereichs durch Multiplikation des erzeugten Verhältnisses mit einer Funktion II(r) zum Erhalten eines Kalibrierungsmusters CP,
  • (e) Mitteln des Kalibrierungsmusters bezüglich des Azi­ muths zum Erhalten eines Kalibrierungsvektors,
  • (f) Entfernen von Niederfrequenzkomponenten aus dem Vek­ tor, und
  • (g) Multiplizieren des Ergebnisses aus Schritt (f) mit einem CT-Zahlskalierungsfaktor (ctscale) und einem Apodisati­ onsfenster Aw(r) zur Erzeugung eines Kalibrierungsfehlervek­ tors CEV, der einen Bildfehler darstellt, der durch das nicht korrigierte durch ein dichtes Objekt induzierte Artefakt ein­ geführt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Entfernen der Niederfrequenzkomponenten aus dem Vektor die Schritte auf­ weist:
Einpassen des Kalibrierungsvektors in ein Polynom nied­ riger Ordnung und
Teilen durch das Einpassungspolynom zur Entfernung der Niederfrequenz.
3. Verfahren nach Anspruch 1, mit dem Schritt:
Erweitern des Kalibrierungsfehlervektors in ein Bildfeh­ lermuster I[CEV(r)] und Subtrahieren des Bildfehlermusters von dem Kalibrierungsbild zur Ausbildung eines im wesentli­ chen artefaktfreien Bildes.
4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Kalibrierungsob­ jekt ein wasseräquivalentes Material mit einem konchenäquiva­ lenten Materialring ist.
5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Kalibrierungsob­ jekt ein Material enthält, das aus Titan und/oder Plexiglas und/oder Aluminium ausgewählt ist.
6. Verfahren zur Korrektur eines Bildes mit durch ein dichtes Objekt induzierten spektralen Artefakten, das unter Verwendung von in einem Computer-Tomographie-System (10) er­ faßten Daten erzeugt wird, mit den Schritten
  • (a) Rekonstruieren eines Abtastbildes SCANI,
  • (b) Rekonstruieren eines Bildes WEQ eines wasseräquiva­ lenten Zylinders mit ungefähr dem gleichen Durchmesser wie das Kalibrierungsobjekt,
  • (c) Erzeugen eines Verhältnisses von Bildern SCANI und WEQ,
  • (d) Extrahieren eines in Frage kommenden Bereichs durch Multiplikation des erzeugten Verhältnisses mit einer Funktion II(r) zum Erhalten eines Kalibrierungsmusters CP,
  • (e) Mitteln des Kalibrierungsmusters bezüglich des Azi­ muths zum Erhalten eines Kalibrierungsvektors,
  • (f) Entfernen von Niederfrequenzkomponenten aus dem Vek­ tor und
  • (g) Multiplizieren des Ergebnisses aus Schritt (f) mit einem CT-Zahl-Skalierungsfaktor (ctscale) und einem Apodisa­ tionsfenster Aw(r) zur Erzeugung eines Kalibrierungsfehler­ vektors CEV, der einen Bildfehler darstellt, der durch das nicht korrigierte knocheninduzierte Artefakt eingeführt ist.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei das Entfernen der Niederfrequenzkomponenten aus dem Vektor die Schritte auf­ weist:
Einpassen des Kalibrierungsvektors in ein Polynom nied­ riger Ordnung und
Teilen durch das Einpassungspolynom zur Entfernung der Niederfrequenz.
8. Verfahren nach Anspruch 5, ferner mit den Schritten:
Korrelieren von CEV und SEV und
Mischen des sich ergebenden CSEVi zur Erzeugung eines Fehlerbildes.
9. Verfahren nach Anspruch 8, ferner mit dem Schritt:
Subtrahieren des Fehlerbildes von dem Kalibrierungsbild zur Ausbildung eines im wesentlichen artefaktfreien Bildes.
10. Verfahren nach Anspruch 6, ferner mit den Schritten:
Erzeugen von Kalibrierungs- und Abtastfehlervektoren für jede Erfassungsreihe,
Korrelieren der Kalibrierungs- und Abtastfehlervektoren für jede Reihe und
Mischen der korrelierten Fehlervektoren gemäß dem zur Erzeugung des Abtastbildes verwendeten Wendelschema.
11. Verfahren nach Anspruch 10, wobei jeder Reihenab­ tastfehlervektor über ein Winkelsegment beruhend auf einer bestimmten zu rekonstruierenden Bildebene berechnet wird.
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