DE3342353C2

DE3342353C2 -

Info

Publication number: DE3342353C2
Application number: DE3342353A
Authority: DE
Inventors: Guenter F. Dr.-Ing. 8520 Erlangen De Dehner
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1983-11-23
Filing date: 1983-11-23
Publication date: 1992-04-30
Also published as: DE3342353A1; JPH0445689Y2; JPS60119404U; US4707786A

Description

Die Erfindung betrifft einen Computertomographen gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches.

In der EP-PS 0 004 258 ist ein Computertomograph dieser genannten Art beschrieben. Bei einem solchen Computertomographen enthalten die gefalteten Signale neben den rauschartigen Schwankungen der Meßwerte aufgrund der endlichen Quantenzahl (Quantenrauschen) einen von der Meßelektronik herrührenden Rauschanteil (Elektronikrauschen). Diese beiden Rauschkomponenten verhalten sich unterschiedlich in Abhängigkeit von der Signalamplitude. Sie können zu Bildartefakten führen.

Zur Reduzierung der Bildartefakte ist es bekannt, die Daten vor der Faltung zu filtern (IEEE Transactions on Nuclear Science, Vol. NS-28, No. 1, Febr. 1981, Seiten 152 bis 160; IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. BME-27, No. 2, Febr. 1980, Seiten 101 bis 107). Dadurch wird zwar der Signal-Rausch-Abstand verbessert, es ist jedoch wünschenswert, die durch das Rauschen erzeugten Bildartefakte noch weiter zu reduzieren.

Der Erfindung liegt demgemäß die Aufgabe zugrunde, Computertomographen gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches so auszubilden, daß die Bildartefakte aufgrund des Quanten- und Elektronikrauschens auf ein Minimum reduziert sind.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß durch die im kennzeichnenden Teil des Patentanspruches angegebene Ausbildung gelöst. Bei dem erfindungsgemäßen Computertomographen ist ein adaptives, digitales Filter vorgesehen, dem eine Steuervorrichtung zugeordnet ist, welche das signalabhängige Übertragungsverhalten des adaptiven Filters in Abhängigkeit vom Filter-Eingangssignal steuert. Dadurch werden die negativen Auswirkungen des Rauschens auf die Bildqualität so weit wie möglich reduziert.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt

Fig. 1 und 2 den mechanischen Aufbau eines Computertomographen zur Erläuterung der Erfindung,

Fig. 3 ein Blockdiagramm eines Prozessors für den Computertomographen gemäß den Fig. 1 und 2,

Fig. 4 eine Einzelheit des Prozessors gemäß Fig. 3,

Fig. 5 und 6 Kurven zur Erläuterung der Fig. 2 und 3, und

Fig. 7 eine Realisierung des adaptiven Filters.

Ein Röntgenstrahler 10 oder eine andere Strahlenquelle sendet ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 12 aus, welches auf einem Detektor-Array 14 auftrifft. Das Detektor-Array 14 besteht aus einer Vielzahl von in einer Reihe angeordneten Detektoren. Die Detektoren sind auf einem Kreis angeordnet, dessen Mittelpunkt in der Röntgenstrahler 10 liegt. Bei der bevorzugten Ausführungsform sind 512 Detektoren vorgesehen, welche Daten erzeugen, die zur Bildung des endgültigen Bildes dienen und vier Monitordetektoren 17, von denen jeweils zwei an einem Ende des Detektor-Arrays 14 angeordnet sind, welche ungeschwächte Strahlung des Röntgenstrahlers 10 in der unten noch näher beschriebenen Weise empfangen. Dies geht aus der Fig. 1, welche den Röntgenaufnahmemechanismus zeigt, und aus der Fig. 2 hervor, welche eine schematisch Darstellung dieses Mechanismus ist.

Der Röntgenstrahler 10 und das Detektor-Array 14 sind auf einem inneren Ring 16 einer Rahmenstruktur angeordnet, so daß der Röntgenstrahler 10 und das Detektor-Array 14 in einer festen Zuordnung zueinander gehalten sind. Der innere Ring 16 ist drehbar in einem äußeren Ring 18 angeordnet, so daß der innere Ring 16 mit dem Röntgenstrahler 10 und dem Detektor-Array 14 um eine Achse 20 gedreht werden kann, die senkrecht zu der Ebene des fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels 12 liegt. Das fächerförmige Röntgenstrahlenbündel 12 durchstrahlt einen kreisförmigen Bereich, der durch den Kreis 22 definiert ist, wenn der innere Ring 16 des Rahmens um 360° gedreht wird, wobei der Winkel der Durchstrahlung sich während der Rotation des Röntgenstrahlers 10 und des Detektor-Arrays 14 ändert. Der Körper 21, der abgetastet wird, ist in dem Kreis 22 angeordnet, und die Röntgenstrahlen, die den Kreis 22 durchdringen, treffen auf die 512 Datendetektoren des Detektor-Arrays 14 auf. Die Monitordetektoren 17 sind so angeordnet, daß Röntgenstrahlen, die auf ihnen auftreffen, außerhalb des Kreises 22 verlaufen. Auf diese Weise geben die Röntgenstrahlen, die auf den Monitordetektoren 17 auftreffen, einen Hinweis auf die Röntgenstrahlenintensität des Röntgenstrahlers 10 für jede Projektion.

Der Durchstrahlungswinkel des Röntgenstrahlers 10 im Kreis 22 im Hinblick auf den stationären Körper 21 heißt der Projektionswinkel. Durch Aufnahme der Daten der Detektoren im Detektor-Array 14 unter einer Vielzahl von verschiedenen Projektionswinkeln erfolgt eine tomographische Abtastung eines Patienten oder eines anderen Objektes, das im Kreis 22 angeordnet ist, und durch Verarbeitung der Daten der Datendetektoren kann ein Bild berechnet werden, das repräsentativ für die Dichte eines Patienten oder eines anderen Objektes im Querschnittsbereich, der in der Ebene des fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels 12 liegt, ist.

Die oben beschriebene Abtastung wird während der Rotation des Röntgenstrahlers 10 und des Detektor-Arrays 14 um den stationären Patienten 21 mehrmals ausgeführt. Bei der beschriebenen Ausführungsform macht der Ring 16 eine komplette Umdrehung in ungefähr fünf Sekunden. Eine Projektion der zu messenden Objektschicht wird bei jedem Grad der Rotation gemacht, so daß 360 separate Sätze mit je 512 Daten bei einer Abtastung erzeugt werden. Diese Daten werden in der unten beschriebenen Weise zur Erzeugung des endgültigen Bildes verarbeitet.

Gemäß Fig. 3 ist die Verarbeitungselektronik in zwei Abschnitte geteilt. Der erste Abschnitt enthält die Datenerfassungselektronik und ist auf dem Ring 16 angeordnet, so daß er mit dem Detektor-Array 14 und dem Röntgenstrahler 10 rotiert. Der andere Abschnitt enthält die Verarbeitungselektronik, welche stationär und nicht auf dem Ring 16 angeordnet ist. Die Datenerfassungselektronik, die in dem gestrichelten Bereich 100 in Fig. 3 dargestellt ist, sollte so nah wie möglich am Detektor-Array 14 angeordnet werden, um Störsignale und andere Störquellen so gering wie möglich zu halten.

Der Ausgang jedes Detektors im Detektor-Array 14 ist zu einem zugeordneten Integrator 102 geführt. Es sind 512 Datendetektorintegratoren und vier Monitordetektorintegratoren vorhanden. Die Ausgänge der Integratoren sind zu einem Mehrkanal-Analogmultiplexer 104 geführt. Der Multiplexer 104 verbindet selektiv die Integratorausgänge mit einem logarithmischen Analog-Digital-Wandler 106.

Die Integratoren 102, der Multiplexer 104 und der Ana log-Digital-Wandler 106 werden von Signalen von einer Datenerfassungslogik 108 gesteuert. Die digitalen Daten vom Wandler 106, die die Detektorausgangssignale repräsentieren, werden der Logik 108 zugeführt, welche diese Daten über ein Kabel überträgt, das die Rahmenelektronik im Bereich 100 mit den verbleibenden Teilen der Tomogra phie-Verarbeitungseinrichtung verbindet.

Nachdem die Daten jedes Detektors in digitale Form umgewandelt und übertragen worden sind, werden die verschiedenen Operationen, welche mit diesen Daten durchgeführt werden müssen, um das endgültige Bild zu formen, in einem Hochgeschwindigkeits-Pipelineprozessor vorgenommen. Der Pipelineprozessor besteht aus vier Funktionseinheiten: einem Korrektor 112, einem Faltungsrechner/Interpolator 114, einem Bildrekonstruktionsrechner 116 und einem Bildspeicher 118. Verschiedene dieser Stufen haben selbst eine interne Pipeline-Verarbeitungs-Konfiguration. Durch schrittweise Ausführung der erforderlichen Rechenoperationen in jeder der Pipeline-Stufen ist der Prozessor in der Lage, seine Funktionen in der Zeit der Datenaufnahme auszuführen.

Bei der dargestellten Ausführungsform werden die Daten vom Bereich 100 dem Rahmen/Computerinterface 110 zugeführt. Dieses Interface prüft die Daten vom Bereich 100 bezüglich ihres Formates und speichert sie in den Speicher eines Steuercomputers 130 über einen direkten Speicherzugang ein (DMA). Wenn der Korrektor 112 für neue Daten bereit ist, werden diese Daten dem Korrektor 112 vom Computer 130 über das Computer/Prozessor-Interface 132 zugeführt und im Korrektor 112 für die Verarbeitung gespeichert. Der Datentransfer vom Bereich 100 zum Korrektor 112 erfolgt über den Computer 130, um die Speicherung von Rohdaten zu erleichtern, wenn dies gewünscht wird, und um Kalibrierberechnungen zuzulassen, welche durch den Computer 130 entsprechend Kalibrierdaten durchgeführt werden, wie dies unten beschrieben ist. In anderen Einrichtung, wo es unerwünscht sein kann, daß die Daten vom Bereich 100 durch den Speicher des Computers 130 gehen, können die Daten vom Bereich 100 direkt dem Korrektor 112 zugeführt werden, wie dies durch die gestrichelte Linie 134 dargestellt ist.

Die dem Korrektor 112 zugeführten Daten bestehen aus Digitalwerten, die repräsentativ für den Logarithmus der Detektorausgangssignale sind. Der Korrektor führt mehrere verschiedene Operationen mit diesen Daten aus. Um Variationen in der Detektorempfindlichkeit und Kanalverstärkung, Offsets in der Elektronik und Variationen in der Röntgenstrahlenintensität von Projektion zu Projektion auszugleichen, werden Daten ohne Objekt zwischen Röntgenstrahler 10 und Detektor-Array 14 aufgenommen. Aus diesen Daten berechnet der Computer 130 Kalibrierwerte, welche gespeichert und später dem Korrektor 112 über den Zwischenkreis 132 zugeführt werden. Die Detektor-Ausgangsdaten sind nicht eine lineare Funktion der Dichte des Körpers, durch den die Röntgenstrahlen passieren, und zwar wegen des Strahlenaufhärtungseffektes. Deshalb wird eine Aufhärtungskorrektur ebenfalls durch den Korrektor 112 durchgeführt. Schließlich werden die korrigierten Signale mit dem Kosinus des Winkels zwischen dem speziellen Detektor und dem zentralen Detektor multipliziert. Dies ist erforderlich wegen der mathematischen Funktion, die die gemessenen Daten dem endgültigen Bild zuordnet.

Die korrigierten Daten wrden in dem C/C-Speicher 120 gespeichert. Die Daten einer Projektion sind, nachdem sie korrigiert und im C/C-Speicher 120 gespeichert sind, für die Verarbeitung im Faltungsrechner 114 zugänglich. Der Faltungsrechner 114 faltet die Serie der korrgierten Eingangsdaten mit einer Verwischungen beseitigenden Funktion, um die Daten für die Rückprojektion vorzubereiten. Die Faltungsfunktion kann durch die Bedienperson variiert werden, und zwar in Abhängigkeit von den Charakteristiken, die das endgültige Bild haben soll. Für diesen Zweck ist im Computer 130 eine Vielzahl von Faltungsfunktionen gespeichert. In Abhängigkeit von der Wahl einer dieser Funktionen durch die Bedienperson überträgt der Computer 130 Daten, die repräsentativ für diese Funktion sind, zu dem Faltungsrechner 114 über den Zwischenkreis 132. Dies erfolgt vor dem Beginn einer tomographischen Abtastung. Die die Verwischungen beseitigende Funktion (Faltungsfunktion), die vom Computer 130 zum Faltungsrechner 114 übertragen wird, besteht aus 512 Worten mit je 24 bits.

Das Ausgangssignal des Faltungsrechner 114 besteht aus 512 Datenpunkten. Der Interpolator nimmt diese Information auf und liefert acht Punkte interpolierter Daten von jedem der 512 Datenpunkte. Dies erfolgt mittels sieben zusätzlicher Datenpunkte für jeden der Original-Datenpunkte. Diese zusätzlichen Datenpunkte werden durch lineare Interpolation zwischen jedem der originalen Datenpunkte berechnet. Die gefalteten und interpolierten Daten werden im C/I-Speicher 122 gespeichert, wo sie für den Bildrekonstruktor 116 zur Verfügung stehen, welcher die Daten von jeder der Aufnahmen in den Bildspeicher 118 rückprojiziert, um das endgültige Bild zu bilden. Bei der vorliegenden Erfindung ist eine neuartige Methode zur Durchführung der Rückprojektion benutzt mit einem Hochgeschwindigkeits-Pipeline-Prozessor zur Ausführung der Rückprojektionsrechnungen in außerordentlich kurzer Zeit, so daß das endgültige Bild unmittelbar nach einem Abtastvorgang vorliegt. Der Bildrechner erfordert, daß gewisse Konstanten vor der Durchführung der Bildrekonstruktionsrechnungen für jede Abtastung gespeichert oder berechnet werden. In typischer Weise werden diese Projektionskonstanten meistens im Computer 130 gespeichert und von diesem berechnet und dann zum Bildrekonstruktor 116 übertragen.

Während dieser Projektion bestimmt der Bildrechner, für jeden der Punkte in der 512×512 Bildmatrix die entsprechenden Daten und multipliziert sie mit einer Bewichtungsfunktion. Das Ausgangssignal des Bildrekonstruktors 116 für jede Projektion sind soviel Worte wie Bildpunkte vorhanden sind. Diese Werte werden zu den Teilbilddaten addiert, die vorher im Bildspeicher 118 gespeichert worden sind. Der Bildspeicher 118 wird gefüllt mit 512×512 Worten zu je 16 bits. Nachdem eine Abtastung beendet worden ist, sind die Daten, die im Bildspeicher 118 gespeichert sind, repräsentativ für die Dichte des Querschnittsbereiches, der abgetastet worden ist.

Die Bilddaten vom Bildspeicher 118 können auf verschiedenen Wegen angezeigt werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden diese Daten vom Computer 130 gelesen, wie dies durch die gestrichelte Linie 137 gezeigt ist, wobei gewisse Funktionen mit diesen Daten durch den Computer 130 ausgeführt werden können, z. B. um den Dynamikbereich der Grauskala in dem Bild zu verkleinern oder zu vergrößern. Der Computer 130 führt dann die bearbeiteten Daten einem Anzeige-Display 138 zu. Die Daten werden zwischen dem Korrektor 112, dem Faltungsrechner/Interpolator 114 und den Bildrekonstruktionsstufen des Pipeline-Prozessors mittels zweier Zweibank-Speicher übertragen. Zwischen dem Korrektor 112 und dem Faltungsrechner/Interpolator 114 liegt ein Korrektor-Faltungsrechner-Speicher oder C/C-Speicher 120. Während der Korrektor 112 korrigierte Daten einer Projektion in eine Bank des C/C-Speichers 120 einschreibt, liest der Faltungsrechner 114 Daten der vorhergehenden Projektion von der anderen Bank des C/C-Speichers 120 aus. Während jeder Abtastung werden 512 Worte zu je 15 bits in eine Bank des C/C-Speichers 120 eingeschrieben oder von einer Bank ausgelesen. Zwischen dem Faltungsrechner/Interpolator 114 und dem Bildrekonstruktor 116 liegt ein Faltungsrechner-Bildrekonstruktor-Speicher oder C/I-Speicher 122. Der C/I-Speicher 122 ist ein Zweibank-Speicher ähnlich dem C/C-Speicher 120. Der Interpolator erzeugt acht Zwischenwerte für jeden gefalteten Datenpunkt, und die 18 signifikantesten bits des Resultats jeder Faltung und Interpolation werden jeweils gehalten. Auf diese Weise werden 4096 Worte zu je 16 bits während jeder Projektion in jede der zwei Speicherbänke des C/I-Speichers 112 eingeschrieben und von dort ausgelesen.

Zur Eliminierung der Auswirkungen des Rauschens erfolgt vor der Faltung im Faltungsrechner 114 eine adaptive Filterung. Hierzu ist zwischen dem C/C-Speicher 120 und dem Faltungsrechner 114 ein adaptives, digitales Filter 30 vorgesehen, dem eine Steuervorrichtung 31 zugeordnet ist, welche das signalabhängige Übertragungsverhalten des adaptiven Filters 30 in Abhängigkeit vom Filter-Ein gangssignal steuert.

Verhältnis Elektronikrauschen zu Quantenrauschen

Ausgehend von der Schwächung A(k)= als dem Quotienten der Intensität vor dem Objekt und dem geschwächten Meßwert berechnet sich der unverrauschte, vom C/C-Speicher 120 gelieferte Projektionswerte p(k) zu

Zur Bestimmung der Rauschquellen wird folgendes Modell angenommen. Die Intensität I(k) wird mit dem Quantenrauschen σ_Qr_Q(k) und dem Elektronikrauschen σ_Er_E(k) beaufschlagt.

(k) = I(k) + σ_Q r_Q(k) + σ_E r_E(k) (2)

Für die Varianz der Rauschprozesse r_Q(k) und r_E(k) wird angenommen:

Somit wird die Varianz und die Streuung der beiden voneinander unabhängigen Störquellen durch die Faktoren σ_Q und σ_E bestimmt.

Für das Quantenrauschen gilt:

Das Elektronikrauschen sei unabhängig von der Schwächung A. Bei der Grenzschwächung A_QE sei das Elektronikrauschen gleich dem Quantenrauschen. Somit erhält man für die Streuung σ_E

Das Verhältnis von Elektronikrauschen zu Quantenrauschen wird mit F bezeichnet und ergibt mit Gl. (4) und Gl. (5)

Die Festlegung der Grenzschwächung hängt von dem verwendeten Durchstrahlungssystem ab. Entsprechend erhält man für F=1. einen Grenzwert p_QE, bei dem das Elektronikrauschen gleich dem Quantenrauschen angenommen wird. Aus Gl. (6) ergibt sich:

p_QE = C 1n A_QE (7)

Auslegung des adaptiven Filters

Das Verhältnis Elektronikrauschen zu Quantenrauschen in Abhängigkeit von den Projektionswerten, F(p(k)) wird in Fig. 5, Kurve a gezeigt. Zur Unterdrückung des Elektronikrauschens sollen nun die Projektionswerte p(k), für die F(k)=F(p(k))<1 ist, möglichst stark, die im Bereich F(k)<1 dagegen möglichst wenig gefiltert werden. Die Adaption der Filterwirkung wird mit dem digitalen Filter nach Fig. 4 erreicht. Dabei werden gefiltertes und ungefiltertes Signal im Verhältnis F(k) nach Gl. (6) zueinander addiert. Mit der Impulsantwort h_TP(ν) für den Tiefpaß erhält man für die Filterausgangswerte:

Zur Realisierung wird der Adaptionskoeffizient a(k) eingeführt:

In Fig. 5, Kurve b ist a(p(k)) in Abhängigkeit von p(k) dargestellt. Mit Gl. (9) erhält man für Gl. (8):

p_a(k) = p(k) + a(k) (p_TP(k) - p(k)) (10)

wenn p_TP(k) das tiefpaßgefilterte Signal ist. Entsprechend Gl. (10) erhält man in Abhängigkeit von a die signalabhängige Übertragungsfunktion H_a(Ω).

H_a(Ω) = (1-a) + a H_TP(Ω) (11)

Tiefpaßfilter

Um mit größer werdenden Meßwerten p(k) und somit größer werdenden a(k) bei hohen Frequenzen eine stetig abnehmende Übertragungsfunktion des Filters zu erhalten, d. h.:

ist es zweckmäßig, ein Tiefpaßfilter mit n-facher Nullstelle bei Ω=π zu wählen. Um Verzerrungen zu vermeiden, wird man weiter ein linear-phasiges Filter einsetzen, d. h.:

h_TP(-ν) (13)

Darüber hinaus hat die Erprobung gezeigt, daß für eine ausreichende Glättung mindestens fünf Koeffizienten notwendig sind. Es wird daher gewählt:

Entsprechend gilt für die Impulsantwort:

Die signalabhängige Übertragungsfunktion des adaptiven Filters ergibt sich mit Gl. (11) zu

In Fig. 6 wird H_a(Ω) für unterschiedliche Adaptionskoeffizienten gezeigt. Mit Gl. (15) erhält man die signalabhängige Impulsantwort h_a(ν):

Realisierung des adaptiven digitalen Filters

Zur Realisierung der Adaption werden die Werte der Koeffizienten a in Abhängigkeit von den Projektionswerten p als Adressen entsprechend den Gln. (6) und (9) in einer Tabelle abgelegt. Die Ausführung des digitalen Tiefpasses kann entsprechend dem Blockschaltbild nach Fig. 7 in der Parallelform erfolgen.

Claims

Computertomograph mit einer Meßeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle (10) und einem Strahlenempfänger (14), bei der die Röntgenstrahlenquelle (10) ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel (12) aussendet, das auf dem aus einer Reihe von Einzeldetektoren bestehenden Strahlenempfänger (14) auftrifft, von denen jeder ein der empfangenen Strahlenintentsität entsprechendes elektrisches Signal bildet, bei dem Mittel (16, 18) zur Drehung des Röntgenstrahlenbündels (12) um das Aufnahmeobjekt (21) zur Durchstrahlung einer in der Fächerebene liegenden Schicht des Aufnahmeobjektes (21) unter verschiedenen Richtungen vorgesehen sind, bei dem eine Meßwertverarbeitungseinheit (Fig. 2) vorhanden ist, der die Ausgangssignale der Einzeldetektoren, die bei den verschiedenen Durchstrahlungsrichtungen erzielt werden, zugeführt werden und die daraus die Schwächungswerte vorbestimmter Punkte in der durchstrahlten Ebene des Aufnahmeobjektes (21) bestimmt und bei dem eine Bildwiedergabevorrichtung (138) zur bildlichen Wiedergabe der berechneten Schwächungswerte vorhanden ist, wobei die Meßwertverarbeitungseinheit (Fig. 2) einen Faltungsrechner (114) für von den Detektorsignalen abgeleitete Meßdaten und einen nachgeschalteten Rückprojektor (116, 118) aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß vor dem Faltungsrechner (114) ein adaptives, digitales Filter (30) vorgesehen ist, dem eine Steuervorrichtung (31) zugeordnet ist, welche das signalabhängige Übertragungsverhalten des adaptiven Filters (30) in Abhängigkeit vom Filter-Eingangssignal steuert.