DE60026681T2

DE60026681T2 - Verfahren und Gerät zur Mehrschichttomografie mit partieller Abtastung

Info

Publication number: DE60026681T2
Application number: DE60026681T
Authority: DE
Inventors: Guy Marie Wauwatosa Besson
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 1999-12-30
Filing date: 2000-12-22
Publication date: 2006-11-02
Anticipated expiration: 2020-12-23
Also published as: EP1113396A2; EP1113396B1; CN1217625C; JP2001204723A; IL140573A; CN1310983A; DE60026681D1; EP1113396A3; IL140573A0; US6324247B1

Description

Diese Erfindung betrifft im Wesentlichen Computertomographie-(CT)-Bildgebungsverfahren und Vorrichtungen und insbesondere Verfahren und Vorrichtungen zum Rekonstruieren von Bildern von Objekten aus Teilscans.
In wenigstens einer bekannte Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystemkonfiguration projiziert eine Röntgenquelle ein fächerförmiges Strahlbündel, welches so kollimiert ist, dass es innerhalb X-Y Ebene eines kartesischen Koordinatensystems liegt, die insgesamt als die "Bildgebungsebene" bezeichnet wird. Das Röntgenstrahlbündel verläuft durch ein abzubildendes Objekt, wie z.B. einen Patienten. Der Strahl trifft nach der Abschwächung durch das Objekt auf eine Anordnung von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität der bei der Detektoranordnung empfangenen abgeschwächten Strahlung hängt von der Abschwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement der Anordnung erzeugt ein getrenntes elektrisches Signal, das ein Messwert der Strahlbündelabschwächung an der Detektorstelle ist. Die Abschwächungsmesswerte aus allen Detektoren werden getrennt erfasst, um ein Durchlassprofil zu erzeugen.
In bekannten CT-Systemen der dritten Generation werden die Röntgenquelle und die Detektoranordnung mit einem Portal innerhalb der Bildgebungsebene und um das abzubildende Objekt herum so gedreht, dass der Winkel, bei welchem der Röntgenbündelstrahl das Objekt schneidet, sich konstant verändert. Eine Gruppe von Röntgenabschwächungsmesswerten, d.h., Projektionsdaten aus der Detektoranordnung bei einem Portalwinkel wird als eine "Ansicht" bezeichnet. Ein "Scan" des Objektes weist einen Satz von bei unterschiedlichen Portalwinkeln oder Ansichtswinkeln während einer Umdrehung der Röntgenquelle und des Detektors erstellten Ansichten auf. In einem axialen Scan werden die Projektionsdaten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das einer durch das Objekt hindurch aufgenommenen zweidimensionalen Scheibe entspricht. Ein Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten wird in dem Fachgebiet als Rückfilterungs-Projektionstechnik bezeichnet. Dieser Prozess wandelt die Abschwächungsmesswerte aus einem Scan in als "CT-Zahlen" oder "Hounsfield Units" bezeichnete ganzzahlige Werte um, welche dazu genutzt werden, die Helligkeit eines entsprechenden Pixels auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeige zu steuern.
Ein Überblick über CT-Rekonstruktionstechniken kann man in dem Artikel "A general approach to the reconstruction of x-ray helical CT" von Hsieh, Med. Phys. 23 (2. Februar 1996) gefunden werden. Üblicherweise würde in einer CT-Herzrekonstruktion die Scannergeschwindigkeit an einen Herzschlag eines Patienten angepasst, so dass so viele zusammenhängende (oder leicht überlappte) Sektoren erfasst würden, wie Messzeilen in dem Bildgebungssystem vorhanden sind. Für ein Vier-Scheiben-System ist es erwünscht, einen Bereich von Quellenwinkeln in vier Sektoren zu unterteilen, die, wenn sie miteinander kombiniert werden, eine Bildrekonstruktion von Daten ermöglichen, die im Wesentlichen bei derselben Herzphase erfasst wurden. Obwohl eine minimale Quellenwinkelspanne von 180 + Fächerwinkel (π + 2Γ) aus Gründen einer angemessenen zeitlichen Auflösung gesucht wird, ist es nicht immer möglich, dieses Minimum aufgrund der eingeschränkten Anzahl von Scannergeschwindigkeiten und des weiten Bereichs von Patientenherzschlaggeschwindigkeiten zu erzielen. Es wäre daher erwünscht, Mittel und Vor richtungen bereitzustellen, um eine Bildqualitätoptimierung für eine gegebene zeitliche Auflösung mit voller Nutzung der Patientendosis zu erhalten.
Aufgrund des zusammenhängenden Bereiches der Patientenherzbewegung und der festen Anzahl von Scannerrotationsgeschwindigkeiten führt eine Herzsektorrekonstruktion in der Praxis zu brauchbaren Datensätzen, welche mehr Ansichten als eine minimal erforderliche Anzahl für eine Halbscanrekonstruktion enthalten. Patientendosis- und Bildstörungs-Betrachtungen zeigen, dass es erwünscht wäre, Mittel und Vorrichtungen für eine Teilscanrekonstruktion zu schaffen, in welcher jede spiralförmige Steigung schneller als ein Hochqualitäts-(HQ)-Modus direkt rekonstruiert werden könnte.
Es wird daher in einer Ausführungsform der Erfindung ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten geschaffen, die in einem Computertomographie-(CT)-Scan eines Objektes erfasst werden. Das Verfahren beinhaltet die Schritte: Auswählen einer Steigung in einem Bereich zwischen einer Null-Steigung und einer schnellen (HS) Steigung; spiralartiges Abscannen eines Objektes mit einem einen Mehrscheibendetektor (18) und eine sich bewegende Strahlungsquelle (14) aufweisenden CT-Bildgebungssystem mit der ausgewählten Steigung, um Projektionsdaten zu erfassen; spiralartiges Interpolieren der erfassten Projektionsdaten, um Projektionen in einer Rekonstruktionsebene für einen einen Teilscanwinkel überspannenden Winkel β zu erzeugen oder zu synthetisieren; Anwenden einer Teilscangewichtung W_PS, die geschrieben wird als:
βinf = π/2 – Γ ≤ β ≤ β– = π/2 + Γ – 2γW_PS(β, γ) = 1.0 β– ≤ β ≤ β+ = 3π/2 – Γ – 2γ (1)
β+ ≤ β ≤ βsup = 3π/2 + Γauf die erzeugten oder synthetisierten Projektionen in einer Rekonstruktionsebene, wobei γ ein Fächerwinkel, β ein Quellenwinkel und Γ ein maximaler Fächerwinkel ist; und
Filtern und Rückprojizieren der gewichteten Projektionen.
Die vorstehend beschriebene Ausführungsform erlaubt die volle Nutzung einer Patientendosis in einem Scan, wie z.B. einem Herzscan mit unterschiedlichen Steigungen, wobei gleichzeitig die Bildqualität für eine gegebene Zeitauflösung optimiert wird. Die Rekonstruktion kann aus jedem Satz von Projektionsdaten, der größer oder kleiner als der für eine Halbscanrekonstruktion erforderliche ist, bis zu einer vollen Umdrehung durchgeführt werden. Zusätzlich ermöglicht eine Teilscangewichtung, dass jede spiralartige Steigung, die schneller als ein HQ-Modus ist, direkt rekonstruiert wird, und ermöglicht somit eine zusammenhängende Steigungsauswahl in einem gegebenen Intervall (welches geometrieabhängig sein kann).
Ausführungsformen der Erfindung werden nun im Rahmen eines Beispiels unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben, in welchen:
1 eine bildliche Ansicht eines CT-Bildgebungssystems ist.
2 eine schematische Blockdarstellung des in 1 dargestellten Systems ist.
3 eine Darstellung einer Scangeometrie des CT-Bildgebungssystems 10 ist.
4 eine Darstellung von drei Sätzen von Teilscangewichtungen ist.
5 ein Diagramm ist, das eine Beziehung zwischen Fächerstrahl- und Parallelkoordinaten darstellt.
6 eine Darstellung von Fächerstrahl-Scangewichtungen ist, die direkt aus Parallelprojektionen abgeleitet sind.
7 eine Darstellung einer Grenzbeziehung zwischen spiralartigen Gewichtungen und "Parallel-Halbscan"-Gewichtungen ist.
8 eine Darstellung einer Grenzbeziehung zwischen Halbscangewichtungen und parallelen Halbscangewichtungen ist.
In den 1 und 2 ist ein Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem mit einem Portal 12 repräsentativ als ein CT-Scanner der "dritten Generation" dargestellt. Das Portal 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 zu einer Detektoranordnung 18 auf der gegenüberliegenden Seite des Portals 12 projiziert. Die Detektoranordnung 18 wird von Detektorelementen 20 gebildet, welche zusammen die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch ein Objekt 22, wie z.B. einem Patienten, verlaufen. Die Detektoranordnung 18 kann in einer Einscheiben- oder Mehrscheibenkonfiguration hergestellt sein. Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das eine Intensität eines auftreffenden Röntgenstrahls repräsentiert, und somit die Abschwächung des Signals, wenn dieser durch den Patienten 22 hindurchtritt. Während eines Scans zum Erfassen von Röntgenprojektionsdaten drehen sich das Portal 12 und die darauf montierten Komponenten um einen Drehmittelpunkt 24.
Die Drehung des Portals 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 werden von einem Steuermechanismus 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Der Steuermechanismus 26 enthält eine Röntgensteuerung 28, die Energie und Zeittaktsignale an die Röntgenquelle 14 liefert und aus einer Portalmotorsteuerung 30, welche die Drehgeschwindigkeit und Position des Portals 12 steuert. Ein Datenerfassungsystem (DAS) 32 im Steuermechanismus 26 erfasst analoge Daten aus den Detektorelementen 20 und wandelt die Daten in digitale Signale zur anschließenden Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt die abgetasteten und digitalisierten Röntgendaten aus dem DAS 32 und führt eine schnelle Bildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als ein Eingangssignal an einen Computer 36 angelegt, welcher das Bild in einer Massenspeichervorrichtung 38 speichert.
Der Computer 36 empfängt auch Befehle und Scanparameter von einer Bedienperson über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Eine zugeordnete Kathodenröhrenanzeigeeinrichtung 42 ermöglicht der Bedienperson, das rekonstruierte Bild und andere Daten aus dem Computer 36 zu beobachten. Die von der Bedienperson eingegebenen Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 verwendet, um Steuersignale und Information an das DAS 32, die Röntgensteuerung 28 und die Portalmotorsteuerung 30 zu liefern. Zusätzlich betreibt der Computer 36 eine Tischmotorsteuerung 44, welche einen motorisierten Tisch 46 steuert, um einen Patienten 22 im Portal 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt der Tisch 46 einen Patienten 22 durch eine Portalöffnung 48.
3 ist eine Darstellung einer Abtastgeometrie des CT-Bildgebungssystems 10. Während eines Scans folgt die Quelle 14 einer durch den äußeren Kreis 50 dargestellten Bahn. Das Objekt oder der Patient 22 ist innerhalb eines durch den Kreis 52 beschränkten Scansichtfeldes (SFOV) angeordnet. Der Fächerwinkel Γ ist ein maximaler Fächerwinkel, wobei G = π/2 einem SFOV-Kreis 52 entsprechen würde, der der Quellenbahn 50 überlagert ist. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden Halbscan-(Segment)-Gewichtungen in Teilscan- oder spiralartige Gewichtungen für jeden Satz von Projektionen, die Quellendaten für eine Quellenwinkelspanne [π + 2Γ, 2 π] aufweisen, transformiert. In dieser Quellenwinkelspanne ist [π + 2Γ ein minimaler Datensatz, der erforderlich ist, um ein gesamtes Sichtfeld (SFOV) zu rekonstruieren, und 2π reduziert sich auf einen bekannten (für eine Einzelscheibe) spiralförmigen Algorithmus. Das nachstehend beschriebene Verfahren führt einen neuen axialen oder spiralförmigen Mehr scheiben-Teilscanalgorithmus für jede Quellenwinkelspanne in einem Intervall [π + 2Γ, 2π] ein. Ein maximaler Fächerwinkel Γ wird als eine von T₀ (gegeben durch die Geometrie für einen vorgegebenen Scanner) bis π/2 variierende Variable für den Zweck der Ableitung von in dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung genutzten Gewichtungen verwendet. Der Strichkreis 54 begrenzt ein repräsentatives SFOV für einen beliebigen Γ.
Unter Berücksichtigung einer Ableitung der Halbscanformel, wobei Γ der maximale Fächerwinkel ist, werden Teilscangewichtungen für einen mit dem Quellenwinkel β erfassten [0, 2π] und auf π zentrierten Scandaten geschrieben als:
βinf = π/2 – Γ ≤ β ≤ β– = π/2 + Γ – 2γW_PS(β, γ) = 1.0 β– ≤ β ≤ β+ = 3π/2 – Γ – 2γ (1)
β+ ≤ β ≤ βsup = 3π/2 + Γ
Insbesondere erhält man durch Einsetzen von Γ = Γ₀ in die vorstehende Gleichung und unter Verwendung einer Gewichtungsglättungstransformation, die geschrieben wird als: f(x) = 3x2 – 2x3 (2)mit x = W_PS(β, γ)
Halbscangewichtungen, die auf einem Quellenwinkel β = π zentriert sind. Die Transformation f(x) ist somit eine Glättungsfunktion, die mit jedem Teilscanalgorithmus verwendet werden kann, um Gewichtungen der ersten Ableitung der Gewichtungen zu glätten. Weitere Glättungsfunktionen werden in anderen Ausführungsformen verwendet.
In einer Ausführungsform der Erfindung liefert die Gleichung (1) mit oder ohne Nutzung einer Transformation wie sie beispielsweise durch (2) gegeben ist, ebenfalls einen Teilscangewichtungsalgorithmus für jeden Wert von Γ in [Γ₀, π/2]. 4 ist eine Darstellung von Projektionsdaten (ein Sinogramm) für einen Quellenwinkel, der [0, 2π] überspannt. Daten des tatsächlichen Fächerstrahls 16 überdecken Fächerwinkel in einem Bereich [–Γ₀, Γ₀]. Daten für Punkte außerhalb dieses Bereiches von Fächerwinkeln werden als Null angenommen. Drei Sätze von Teilscangewichtungen sind in 4 dargestellt. Ein durch ein durchgezogenes inneres Rechteck 56 dargestellter erster Satz ist für den Fall Γ = Γ₀. Ein zweiter durch ein gestricheltes inneres Rechteck 58 dargestellter Satz von Gewichtungen ist für Γ in einem Bereich von ]Γ₀, π/2[. Ein durch ein festes durchgezogenes äußeres Rechteck dargestellter dritter Satz von Gewichtungen ist für den Fall Γ = π/2. Ein Bereich von Gewichtungen gleich 1,0, der durch ein Inneres eines durch die Linien β_inf = π/2 – Γ, β_sup = 3π/2 + Γ, und β– und β+ Parallelogramms dargestellt wird, der dargestellt wird, verringert sich wie zu sehen ist, von einem ersten Bereich 62 auf einem zweiten Bereich 64, wo er auf eine einzelne Linie reduziert ist, die durch β = π – 2γ beschrieben wird. Wenn Teilscangewichtungen durch die Gleichung (1) beschrieben werden, führen sie zu spiralartigen Gewichtungen 64 Γ → π/2. Ein durch die Fläche 66 definierter dazwischenliegender Fall definiert eine Region von Teilscangewichtungen in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Indem eine Grenze als Γ = π/2 angenommen wird, werden die nachstehenden spiralartigen Gewichtungen W_HI(β, γ) geschrieben als:
In einer Ausführungsform wird die Gleichung (1) verwendet, um Mehrscheiben-Spiraldaten, die bei einer beliebig gewählten Steigung in einem Bereich zwischen einer Hochqualitäts-(HQ)-Steigung und einer Hochgeschwindigkeits-(HS)-Steigung gewählt werden, zu rekonstruieren. So wie sie hierin verwendet, ist eine "HQ-Steigung" eine Steigung, in welcher es für das Bildgebungssystem 10 möglich ist, wenigstens zwei Abtastwerte an unterschiedlichen Quellenpositionen für jeden Projektionsstrahl durch eine zu rekonstruierende Ebene zu erfassen. Eine "HS-Steigung" ist eine Steigung für das Bildgebungssystem 10, in welchem wenigstens eine Abtastung für einen beliebigen Projektionsstrahl durch eine zu rekonstruierende Ebene erfasst wird (die Menge der gesammelten Daten stimmt fast überein mit oder ist gleich der für die Durchführung einer Halbscanrekonstruktion erforderlichen Menge). Für ein typisches Bildgebungssystem 10 ist eine "HS-Steigung" eine, in welche die Menge der gesammelten Daten zum Ausbilden einer Halbscanrekonstruktion 180° + ein Fächerwinkel des Strahlungsbündels 16. Ein "Fächerwinkel" ist ein effektiver Abbildungswinkel des Strahlungsbündels 16 in einer Bildebene). In einem typischen Bildgebungssystem 10 ist ein Fächerwinkel gleich einem Winkel des Strahlungsbündels 16, das durch eine Scheibe des Detektors 18 in einer Ebene senkrecht zu einer Drehachse des Portals 12 abgefangen wird. Wenn nicht der gesamte Detektor 18 zur Bildrekonstruktion verwendet wird, z.B. wenn das Strahlungsbündel 16 durch Kollimation an einem Auftreffen an dem gesamten Detektor beschränkt ist, wird der "Fächerwinkel" natürlich reduziert. In diesem Falle wird die minimale Menge von Daten für die Rekonstruktion kleiner als π + 2 Γ₀). In Ausführungsformen des Bildgebungssystems 10 mit mehr als einer HQ-Steigung und/oder einer HS-Steigung wird der hierin angesprochene Bereich durch die höchste HQ-Steigung und die niedrigste HS-Steigung begrenzt. Beispielsweise ist für eine Ausführungsform eines Vier-Scheiben-Scaners ein entsprechender Steigungsbereich 3:1 bis 6:1. Für eine Ausführungsform eines Acht-Scheibenscaners ist er 7:1 bis 11:1. Größere HS-Modi (Steigungen) sind mit einer gewissen Datenextrapolation möglich. In weiteren Ausführungsformen eines N-Scheiben (oder N-Zeilen)-Systems ist ein entsprechender Steigungsbereich von einer HQ- bis zu einer HS-Steigung typischerweise N – 1:1 bis 2N:1, obwohl andere Bereiche möglich sind. In einer für Herzanwendungen gedachten Ausführungsform des Bildgebungssystems, d.h., in Anwendungen, in welchen ein Herz eines Patienten 22 gescannt wird, ist die Erfindung nützlich bis zu einer Steigung von Null.
In einer Ausführungsform wird eine Steigung in einem Bereich zwischen einer HQ-Steigung und einer HS-Steigung gewählt. Ein Objekt, wie z.B. ein Patient 22 in 1 wird spiralartig mit einem CT-Bildgebungssystem 10 mit einem Mehrscheibendetektor 18 und einer sich bewegenden Strah lungsquelle 14 gescannt. (Die Drehung des Portals 12 in 1 bewegt die Strahlungsquelle 14 um den Detektor 18 auf einer spiralförmigen Bahn um den Patienten 22, da sich der Tisch 46 durch die Portalöffnung 48 bewegt). Eine spiralartige Interpolation wird an den erfassten Projektionsdaten durchgeführt, indem z.B. von Reihe zu Reihe interpoliert wird, wenn nur eine Quellenposition für den betrachteten Strahl verfügbar ist, oder von Reihe zu Reihe und mit konjugierten Strahlen interpoliert wird, wenn eine konjugierte Quellenposition verfügbar ist. Diese Prozedur erzeugt oder synthetisiert Projektionen in einer Rekonstruktionsebene für einen Quellenwinkel β, der einen Teilscanwinkel (von beispielsweise 235° bis 360°) überspannt. Anschließend werden die Teilscangewichtungen der Gleichung (1) angewendet, und das Bild wird durch Filtern und Rückprojektion der gewichteten Daten rekonstruiert. Diese Ausführungsform ist insbesondere in der Herz-CT-Rekonstruktion nützlich, in welcher es nicht immer möglich ist, eine minimale Quellenwinkelspanne von 180° + Fächerwinkel (π + 2Γ) zu erzielen, um eine hohe zeitliche Auflösung unter vollständiger Ausnutzung der Patientendosis zu erreichen. Sie ist auch insbesondere nützlich, um dem Benutzer eine "zusammenhängende Steigung" in jedem gegebenen Intervall wie z.B. [3,8] für einen Vier-Scheiben-Scanner oder [7,16] für einen Acht-Scheiben-Scanner zu bieten.
Ein Halbscan (zentriert um π) bei dem jeder Strahl genau einmal erfasst wird, wenn, in parallelen Projektionen, ein paralleler Projektionswinkel das Intervall [π/2, 3π/2] überspannt. 5 stellt eine Relation zwischen einem Fächerbündel und parallelen Koordinaten dar. Ein paralleler Richtungswinkel θ ist gegeben durch θ = β + γ, wenn θ = 0 auf der x-Achse liegt, β = 0 auf der γ-Achse liegt, und alle Winkel im Uhrzeigersinn positiv sind. Ein vollständiger Datensatz für eine Halbscanrekonstruktion wird erhalten, wenn θ zwischen π/2 und 3π/2 variiert.
Demzufolge werden die Gewichtungen für einen Halbscan geschrieben als: WPHS(θ) = π/2 ≤ θ ≤ 3π/2 (4)oder äquivalent: WPHS(β, γ) = 1, 0; π/2 – γ ≤ β ≤ 3π/2 – γ (5)
Eine Sinogramm-Verteilung dieser Gewichtungen ist in 6 dargestellt, welche eine Darstellung von Fächerbündel-Halbscan-Gewichtungen darstellt, die direkt aus Parallelprojektionen wie in Gleichung (4) abgeleitet sind. Die Gewichtungen sind 1,0 in einem durch die Linien 68 und 70 begrenzten Bereich, d.h., β–(γ) bzw. β+(γ). Zur Verwendung im Fächerbündel werden diese parallelen Gewichtungen in einer Ausführungsform geglättet, um eine akzeptabel rekonstruierte Bildqualität zu erzielen.
In einer Familie von Ausführungsformen liefert ein Fächerbündel-Spiralrekonstruktionsalgorithmus eine Fächerbündelspiralkonstruktion für jede Steigung zwischen HQ- und HS-Modi ohne Patientendosisverschwendung oder Verzerrung eines Scheibenempfindlichkeitsprofils. Eine mathematische Verknüpfung zwischen einer spiralförmigen Gewichtung W_HI und "Parallelprojektions"-Halbscan-Gewichtung W_PHS wird vor teilhaft genutzt. Diese Verknüpfung ist dargestellt, indem eine spiralartige Gewichtung verwendet wird, die als ein Grenzwert der Teilscangewichtungen der Gleichung (1) erhalten wird, wenn Γ = π/2 (siehe Gleichung (3)) ist. Die Gewichtung G_HI wird als ein Eingangssignal in eine Gewichtglättungsfunktion f_n verwendet: fn(x) = f[fn–1(x)]wobei: f(x) = 3x2 – 2x3
Daraus folgt, dass fn(x)→n→∞ 1;0 ≤ x < 1/2 fn(x)→n→∞ 1;1/2 x < 1
da f zusammenhängend ist,
0 ≤ f(x) ≤ 1 für 0 ≤ x ≤ 1
und
f(x) < 1 für 0 ≤ x ≤ 1/2
f(x) > 1 für 1/2 ≤ x ≤ 1
Demzufolge wird geschrieben: fn[WHI(β, γ)]→n→∞ WPHS(β, γ)
Jedes Zwischenergebnis f_n definiert daher eine spiralartige Gewichtung, da W_HI eine spiralartige Gewichtung ist. Daher ist
wenn w₁ + w₂ = 1 mit 0 ≤ w₁ ≤ 1 0 ≤ w₂ ≤ 1 ist
dann: f(w1) + f(w2) = 1 (6)und: f(w1) + f(w2) = 1, ∀n
Daher wird eine spiralartige Gewichtsnormierungsbedingung für jedes Paar konjugierter Strahlen gemäß Darstellung in 7 beibehalten, welche eine Darstellung einer Grenzbeziehung zwischen spiralartigen Gewichten und "Parallel-Halbscan"-Gewichtungen ist. Die Linien 72 und 74 begrenzen einen Bereich, in welchem Halbscangewichtungen gleich 1,0 sind. Die Linien 72 und 74 sind Linien, in welchen die spiralartigen Gewichte W_HI gleich 1/2 sind. Somit werden in dieser Familie von Ausführungsformen Teilscangewichtungen W_PS durch eine Funktion f_rb für einen ausgewählten Wert von n, ∞ ≥ 0 ≥ 0 geglättet, wobei f_n(x) = f(f_n–1(x)), f(x) = f₁(x) = 3x² – 2x³, und f₀(x) = 1 ist. Somit gibt es Ausführungsformen, in welchen n = 1, n = 2, n = 3 ist, usw. (Es gibt auch eine Ausführungsform, in welcher n = 0 ist, wobei in diesem Falle f_n(x) = 1 ist).
In 8 ist eine Grenzbeziehung zwischen Halbscangewichtungen und "Parallel-Halbscan"-Gewichtungen durch zwei gestrichelte Linien 78, 80 dargestellt, die einen Bereich eines Sinogramms begrenzen, in welchem parallele Halbscangewichtungen gleich 1,0 sind, und die Linien entsprechen, bei welchen Halbscangewichtungen gleich 1/2 sind. Demzufolge definiert die Anwendung von f(x) auf Halbscangewichtungen eine unbegrenzte Klasse von Halbscangewichtungen.
In weiteren Ausführungsformen sind andere Glättungsfunktionen verfügbar, um andere spiralartige Teil- und Halbscangewichtungen zu definieren. Beispielsweise erfüllt eine Funktion f(x), geschrieben als:
in (6) ausdrückten Anforderungen für Grenzwerte, die bei der Bestimmung von Gewichtungen von Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Somit werden in einer Ausführungsform Tellscangewichtungen W_PS unter Verwendung einer Funktion f_n für einen ausgewählten Wert von n geglättet, wobei f_n durch eine Beziehung, die geschrieben wird als:
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung sind auch auf Kine- oder Dynamik-Scans, in welcher der Tisch 46 stationär bleibt, während sich das Portal 12 mehrere Male dreht, und auf CT-Fluoroskopie anwendbar.
Aus der vorstehenden Beschreibung verschiedener Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ist es ersichtlich, dass die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen eine vollständige Nutzung der Patientendosis in einem CT-Bildscanvorgang unter gleichzeitiger Optimierung der Bildqualität für eine gegebene zeitliche Auflösung ermöglichen. Die Rekonstruktion wird aus jedem Satz von Projektionsdaten, der größer oder gleich einem für eine Halbscanrekonstruktion minimal erforderlichen ist, bis zu einer vollen Drehung erreicht, und eine direkte Rekonstruktion ist für alle spiralartigen Steigungen schneller als der HQ-Modus möglich.
Obwohl spezifische Ausführungsformen der Erfindung im Detail beschrieben und dargestellt wurden, dürfte es sich klar verstehen, dass dieselbe nur zur Veranschaulichung und als ein Beispiel gedacht und keinesfalls als eine Einschränkung anzusehen ist. Zusätzlich ist das hierin beschriebene CT-System ein System einer "dritten Generation", in welchem sowohl die Röntgenquelle als auch der Detektor mit dem Portal rotieren. Viele weitere CT-Systeme einschließlich Systeme der "vierten Generation", in welchen der Detektor ein stationärer Vollringdetektor ist, und sich nur die Röntgenquelle mit dem Portal dreht, können verwendet werden, wenn die einzelnen Detektorelemente korrigiert werden, um im Wesentlichen gleichmäßige Antworten auf einen gegebenen Röntgenbündelstrahl zu liefern.

Claims

Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus einem in einem Computertomographie-(CT)-Scan eines Objektes (22) erfassten Satz von Projektionsdaten mit den Schritten: Auswählen einer Steigung in einem Bereich zwischen einer Null-Steigung und einer HS-Steigung; spiralartiges Abscannen eines Objektes mit einem einen Mehrscheibendetektor (18) und eine sich bewegende Strahlungsquelle (14) aufweisenden CT-Bildgebungssystem (10) mit der ausgewählten Steigung, um Projektionsdaten zu erfassen; spiralartiges Interpolieren der erfassten Projektionsdaten, um Projektionen in einer Rekonstruktionsebene für einen einen Teilscanwinkel überspannenden Winkel β zu erzeugen oder zu synthetisieren; Anwenden einer Teilscangewichtung W_PS, die geschrieben wird als:
βnif = π/2 – Γ ≤ β ≤ β– = π/2 + Γ – 2γW_PS(β, γ) = 1.0 β– ≤ β ≤ β+ = 3π/2 – Γ – 2γ (1)
β+ ≤ β ≤ βsup = 3π/2 + Γauf die erzeugten oder synthetisierten Projektionen in einer Rekonstruktionsebene, wobei γ ein Fächerwinkel, β ein Quellenwinkel und Γ ein maximaler Fächerwinkel ist; und Filtern und Rückprojizieren der gewichteten Projektionen.
Verfahren nach Anspruch 1, welches ferner den Schritt der Glättung von Teilscangewichtungen W_PS unter Verwendung einer Funktion f_n für einen ausgewählten Wert von n beinhaltet, wobei die Funktion f_n durch eine Beziehung definiert ist, die geschrieben wird f_n(x) = f(f_n–1(x)), f(x) = f₁(x) = 3x² – 2x³, und f₀(x) = 1.
Verfahren nach Anspruch 1, ferner mit dem Schritt der Glättung von Teilscangewichtungen W_PS unter Verwendung einer Funktion f_n für einen ausgewählten Wert von n durchführt, wobei die Funktion f_n durch eine Beziehung definiert ist, die geschrieben wird als: f_n(x) = f(f_n–1(x)),
0 ≤ x ≤ 1, und f₀(x) = 1.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das CT-Bildgebungssystem (10) vier Scheiben gleichzeitig erfasst, und die ausgewählte Steigung zwischen 3:1 und 6:1 beträgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das CT-Bildgebungssystem (10) acht Scheiben gleichzeitig erfasst, und die ausgewählte Steigung zwischen 7:1 und 11:1 beträgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das CT-Bildgebungssystem (10) N Scheiben erfasst, und die ausgewählte Steigung zwischen N – 1:1 und 2N:1 beträgt.
Computertomographie-(CT)-Bildgebungssystem (10) mit einem Mehrscheibendetektor (18) und einer sich bewegenden Strahlungsquelle (14), wobei das Bildgebungssystem so beschaffen ist, dass es: eine Steigung in einem Bereich zwischen einer Null-Steigung und einer HS-Steigung auswählt; spiralförmig ein Objekt (22) mit einem einen Mehrscheibendetektor und eine sich bewegende Strahlungsquelle aufweisenden CT-Bildgebungssystem mit der ausgewählten Steigung abscannt, um Projektionsdaten zu erfassen; spiralartig die erfassten Projektionsdaten interpoliert, um Projektionen in einer Rekonstruktionsebene für einen einen Teilscanwinkel überspannenden Winkel β zu erzeugen oder zu synthetisieren; eine Teilscangewichtung W_PS, die geschrieben wird als:
βinf = π/2 – Γ ≤ β ≤ β– = π/2 + Γ – 2γW_PS(β, γ) = 1.0 β– ≤ β ≤ β+ = 3π/2 – Γ – 2γ (1)
β+ ≤ β ≤ βsup = 3π/2 + Γauf die erzeugten oder synthetisierten Projektionen in einer Rekonstruktionsebene anwendet, wobei γ ein Fächerwinkel, β ein Quellenwinkel und Γ ein maximaler Fächerwinkel ist; und die gewichteten Projektionen filtert und rückprojiziert.
CT-Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, welches ferner so beschaffen ist, dass es Teilscangewichtungen W_PS unter Verwendung einer Funktion f_n für einen ausgewählten Wert von n durchführt, wobei die Funktion f_n durch eine Beziehung definiert ist, die geschrieben wird als: f_n(x) = f(f_n–1(x)), f(x) = f₁(x) = 3x² – 2x³, und f₀(x) = 1.
CT-Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, welches ferner so beschaffen ist, dass es Teilscangewichtungen W_PS unter Verwendung einer Funktion f_n für einen ausgewählten Wert von n durchführt, wobei die Funktion f_n durch eine Beziehung definiert ist, die geschrieben wird als: f(x) = f(f_n–1(x)),
0 ≤ x ≤ 1, und f₀(x) = 1.
CT-Bildgebungssystem (10) nach einem der Ansprüche 7 bis 9, wobei das CT-Bildgebungssystem N Scheiben erfasst, und die ausgewählte Steigung zwischen N – 1:1 und 2N:1 beträgt.