DE4134127C1 - Medical imaging machine operating on folding back-projection principle - images areas beyond object and subtracts image produced by back projection of correction projections from originally generated image - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines bilderzeugenden medizinischen Gerätes mit Faltung und Rückprojektion, z. B. eines Computertomographen, mit einer Meßeinheit aus einer Röntgenstrahlenquelle und einem Strahlenempfänger, bei der die Röntgenstrahlenquelle ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel aussendet, das auf dem aus einer Reihe von Einzeldetektoren bestehenden Strahlenempfänger auftrifft, von denen jeder ein der empfangenen Strahlenintensität entsprechendes elektrisches Signal bildet, bei dem Mittel zur Drehung des Röntgenstrahlenbündels um das Aufnahmeobjekt zur Durchstrahlung einer in der Fächerebene liegenden Schicht des Aufnahmeobjektes unter verschiedenen Richtungen vorgesehen sind, bei dem eine Meßwertverarbeitungseinheit 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 bestimmt und bei dem eine Bildwiedergabevorrichtung zur bildlichen Wiedergabe der berechneten Schwächungswerte vorhanden ist, wobei die Meßwertverarbeitungseinheit einen Faltungsrechner für von den Detektorsignalen abgeleiteten Meßdaten und einen nachgeschalteten Rückprojektor aufweist (DE-OS 33 42 353, IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. Mi-6, Nr. 3, Sept. 1987, Seiten 209 bis 219).

Bei einem bilderzeugenden medizinischen Gerät der genannten Art für die Abbildung einer Schicht des Objektes soll die in der Schichtebene durch das Objekt an jedem Ort r gegebene Objekteigenschaft O(r) approximiert und bildlich dargestellt werden. Dazu werden Meßdaten gewonnen, die den Integralen von O(r) längs einer Reihe von Linien in der Schichtebene entsprechen. Die Linien L(γ, δ) sind durch zwei Parameter gekennzeichnet und entsprechend auch die Meßwerte f(γ, δ):

Bei Parallelstrahlmaschinen ist δ der Abstand der Linie L(γ, δ) vom Maschinenzentrum und γ der Winkel zwischen der durch das Zentrum gehenden Normalen auf der Linie L(γ, δ) und einer festen Bezugsrichtung. Bei Fächerstrahlmaschinen ist γ der Winkel, den die Gerade zwischen der Fächerspitze und dem Zentrum des Meßsystems (Zentralstrahl) mit einer Bezugslinie bildet, und δ der Winkel zwischen dem Zentralstrahl des Röntgenstrahlenbündels und dem betrachteten Strahl.

Bei einem bilderzeugenden medizinischen Gerät der genannten Art enthält das Bild Artefakte, die durch statistische Unsicherheiten der Meßwerte und deterministische Meßwertfehler (Kalibrierungsfehler, Linearitätsfehler) begründet sind.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art zu schaffen, bei dem die Bildqualität gegenüber den üblichen Betriebsverfahren durch Verringerung der Artefakte und des Rauschens verbessert ist.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Rückprojektionsbeiträge auch in Außenbereichen bestimmt werden, die außerhalb des Objektbereiches liegen, daß Korrekturprojektionen erzeugt werden und daß das durch Rückprojektion der Korrekturprojektionen im Bereich des Objektes erzeugte Bild vom ursprünglich erzeugten Bild subtrahiert wird, wobei die Integrationen bei der Erzeugung der Korrekturprojektionen längs der jeweiligen Geraden erfolgen, durch die auch die ursprünglichen Projektionswerte gekennzeichnet waren.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand eines als Fächerstrahlmaschine ausgebildeten Computertomographen beispielhaft näher erläutert. In der Zeichnung stellen dar:

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

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

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 dem 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 schematische 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 des 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 den 512 Detektoren 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 Detektoren kann ein Bild berechnet werden, das repräsentativ für die Dichte eines Patienten oder eines anderen Objektes im Querschnittsbereich, der in der Ebene der fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels 12 liegt, ist.

Das oben beschriebene Verfahren 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 einer Sekunde. 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 nahe 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 Detektorintegratoren 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 Analog-Ditigal-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 Tomographie-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 mit einem direkten Speicherzugang ein (DMA). Wenn der Korrektor 112 für neue Daten bereit ist, werden diese Daten dem Korrektor 112 vom Steuercomputer 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 Steuercomputer 130, um die Speicherung von Rohdaten zu erleichtern, wenn dies gewünscht wird, und um Kalibrierberechnungen zuzulassen, welche durch den Steuercomputer 130 entsprechend Kalibrierdaten durchgeführt werden, wie dies unten beschrieben ist. In anderen Einrichtungen, wo es unerwünscht sein kann, daß die Daten vom Bereich 100 durch den Speicher des Steuercomputers 130 gehen, können die Daten vom Bereich 100 direkt dem Korrektor 112 zugeführt werden.

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 Steuercomputer 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 Cosinus 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 werden 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 korrigierten 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 Steuercomputer 130 eine Vielzahl von Faltungsfunktionen gespeichert. In Abhängigkeit von der Wahl einer dieser Funktionen durch die Bedienperson überträgt der Steuercomputer 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 Steuercomputer 130 zum Faltungsrechner 114 übertragen wird, besteht aus 512 Worten mit je 24 Bits.

Das Ausgangssignal des Faltungsrechners 114 besteht aus 512 Datenpunkten. Der Interpolator nimmt diese Informationen 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 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 Steuercomputer 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 besteht aus so viel Werten 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 worden 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 Steuercomputer 130 gelesen, wie dies durch die gestrichelte Linie 137 gezeigt ist, wobei gewisse Funktionen mit diesen Daten durch den Steuercomputer 130 ausgeführt werden können, z. B. um den Dynamikbereich der Grauskala in dem Bild zu verkleinern oder zu vergrößern. Der Steuercomputer 130 führt dann die bearbeiteten Daten einem Bildmonitor 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 Korrektur-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 der Fal­ tungsrechner/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.

In der Fig. 2 ist γ der Winkel, den die Gerade Z zwischen der Fächerspitze S und der Achse 20 des Meßsystems (Zentralstrahl) mit einer Bezugslinie B bildet und δ der Winkel zwischen dem Zentralstrahl Z des Röntgenstrahlenbündels 12 und dem betrachteten Strahl S.

Die Menge der Meßdaten für ein bestimmtes γ bezeichnet man als Projektion. Selbstverständlich kann man solche Projektionen nur für bestimmte γ_i (i=1, 2, . . .) bestimmen; innerhalb jeder Projektion hat man Meßwerte für

δ_k = δ_o + k · Δ

(k = 1, 2, . . ., Δ = Winkel zwischen zwei Detektorelementen). Nach Durchführung einer diskreten Faltung innerhalb jeder Projektion und einer Interpolation zwischen den Faltungsergebnissen an den Stellen δ_k hat man gefaltete Projektionen

P_i(δ)=Σ_k P_i(δ_k) · h(δ - δ_k),

wenn h(δ) die Interpolationsfunktion ist. Durch Rückprojektion dieser P_i(δ) und Addition über alle Projektionen entsteht das gesuchte Bild (ursprüngliches Bild).

Die Rückprojektionsbeiträge werden erfindungsgemäß auch in solchen Bildgebieten bestimmt, die außerhalb des Objektbereiches liegen (Außenbereich). Nach der Addition der Beiträge aller Projektionen haben sich im Außenbereich die dem Untersuchungsobjekt zuzuordnenden Beiträge auf Null kompensiert, nicht dagegen die durch Meßwertfehler erzeugten Projektionsfehler. Die P_i(δ_k) enthalten wegen der statistischen Unsicherheit der Meßwerte (Rauschen) und wegen deterministischer Meßwertfehler (Kalibrierungsfehler, Linearitätsfehler) Anteile, die zu Bildbeiträgen im Außenbereich führen. Es werden nun Korrekturprojektionen

bestimmt und die dazu notwendigen K_i(δ_k) durch Integration der Bildwerte im Außenbereich längs der durch γ_i und δ_k beschriebenen Geraden erzeugt, gegebenenfalls mit Anwendung eines ortsabhängigen Gewichtsfaktors. Bei Parallelstrahlanlagen braucht man keinen ortsabhängigen Gewichtsfaktor, bei Fächerstrahlmaschinen ist der Gewichtsfaktor proportional dem Quadrat der Entfernung zwischen dem Bildpunkt und der Fächerspitze. Das durch Rückprojektion der Korrekturprojektionen im Bereich des Objektes erzeugte Bild wird erfindungsgemäß vom ursprünglich erzeugten Bild abgezogen. Das so entstandene korrigierte Bild rauscht weniger, die Stärke der durch deterministische Meßwertfehler im ursprünglichen Bild entstandenen Artefakte ist reduziert.

Claims (1)

1. Verfahren zum Betrieb eines bilderzeugenden medizinischen Gerätes, das nach dem Faltungs-Rückprojektions-Verfahren arbeitet, dadurch gekennzeichnet, daß die Rückprojektionsbeiträge auch in Außenbereichen bestimmt werden, die außerhalb des Objektbereiches liegen, daß Korrekturprojektionen erzeugt werden und daß das durch Rückprojektion der Korrekturprojektionen im Bereich des Objektes erzeugte Bild vom ursprünglich erzeugten Bild subtrahiert wird, wobei die Integrationen bei der Erzeugung der Korrekturprojektionen längs der jeweiligen Geraden (L (γ_i, δ_k) erfolgen, durch die auch die ursprünglichen Projektionswerte (P_i (δ_k)) gekennzeichnet sind.