DE69033922T2

DE69033922T2 - Verkleinerung von Patientenversetzungsartefakt in tomographischer Bildverarbeitung

Info

Publication number: DE69033922T2
Application number: DE69033922T
Authority: DE
Inventors: Carl Ross Crawford; Kevin Franklin King
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1989-11-22
Filing date: 1990-11-16
Publication date: 2002-10-24
Anticipated expiration: 2010-11-17
Also published as: DE69033922D1; EP0430506B1; US5170346A; IL96318A0; EP0430506A2; EP0430506A3; CA2021620A1; JPH0661330B2; JPH03188833A

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf Computertomographie unter Einsatz einer Wendel- bzw. Schraubenlinienabtastung. Genauer gesagt, bezieht sich die Erfindung auf ein Bildrekonstruktionsverfahren und eine Einrichtung zum Verringern von Bildartefakten, die aus der Verschiebung des Patienten während der Schraubenlinienabtastung resultieren.
In der hier benutzten Form soll sich der Begriff Computertomographie beziehen sowohl auf eine Tomographie unter Benutzung einer "Transmissionsabbildung", d. h. bei der die durch den abgebildeten Körper durchgelassene Strahlung erfaßt wird, als auch unter Benutzung einer "Emissionsabbildung", bei der die von dem abgebildeten Körper ausgesandte Strahlung erfaßt wird, wie sie zum Beispiel von strahlenden Isotopen für den medizinischen Gebrauch ausgesendet wird.
In einem mit Transmissionsabbildung arbeitenden Computertomographiesystem ist eine Röntgenquelle so eingerichtet, daß sie ein Fächerbündel mit einem definierten Fächerbündelwinkel bildet. Das Fächerbündel ist so orientiert, daß es in der x-y Ebene eines als "Bildebene" bezeichneten kartesischen Koordinatensystems liegt und durch ein abgebildetes Objekt hindurch auf ein Röntgendetektorfeld bzw. -array übertragen wird, das in der Bildebene ausgerichtet ist. Das Detektorfeld enthält Detektorelemente, die jedes die Intensität der übertragenen Strahlung entlang eines von der Röntgenquelle zu dem jeweiligen Detektorelement projizierten Strahls messen. Die Detektorelemente können längs eines Bogens angeordnet sein, damit jedes die Röntgenstrahlen von der Röntgenquelle entlang eines anderen Strahls aus dem Fächerbündel auffängt. Die Intensität der übertragenen Strahlung ist abhängig von der durch das abgebildete Objekt verursachten Schwächung des Röntgenbündels im Verlauf des jeweiligen Strahls.
Die Röntgenquelle sowie das Detektorfeld können auf einem Gestell in der Bildebene um das abgebildete Objekt gedreht werden, so daß das Fächerbündel das abgebildete Objekt unter verschiedenen Winkeln trifft. Unter jedem Winkel wird eine Projektion gewonnen, welche die Intensitätssignale von jedem der Detektorelemente enthält. Das Gestell wird sodann in eine neue Winkelstellung gedreht und der Vorgang wird wiederholt, um eine Anzahl von Projektionen unter verschiedenen Winkeln zur Bildung eines Satzes von Tomographieprojektionen zu sammeln.
Der gewonnene Satz von Tomographieprojektionen wird typischerweise in numerischer Form gespeichert für eine computermäßige Verarbeitung, um ein Scheibenbild zu "rekonstruieren", und zwar mittels auf dem Fachgebiet bekannter Rekonstruktionsalgorithmen. Die rekonstruierten Scheibenbilder können auf einer konventionellen Kathodenstrahlröhre zur Anzeige gebracht werden oder sie können zu einer Filmaufzeichnung mittels einer computermäßig gesteuerten Kamera umgewandelt werden.
Sowohl bei der Emissions- wie auch bei der Transmissions- Computertomographie kann das Detektorfeld geradlinig statt gewölbt sein.
Eine typische computertomographische Untersuchung erfordert die Abbildung einer Reihe von Scheiben bzw. Slices von einem abgebildeten Objekt, wobei die Scheiben entlang einer senkrecht zu den x und y-Achsen stehenden z-Achse zunehmend versetzt werden, um so eine dritte räumliche Dimension für die Information zu liefern. Ein Radiologe kann sich diese dritte Dimension vor 1 Augen führen, indem er sich die Scheibenbilder in der Reihenfolge ihrer Position entlang der z-Achse ansieht, oder es können die den Satz von rekonstruierten Scheiben enthaltenden numerischen Daten mittels Computerprogrammen kompiliert werden, um perspektivische, mit Schattierungen bzw. Nuancen versehene Darstellungen von dem abgebildeten Objekt in drei Dimensionen zu erzeugen.
In dem Maße, wie das Auflösungsvermögen von computertomographischen Verfahren zunimmt, sind zusätzliche Scheiben(bilder) in der z-Dimension erforderlich. Der Aufwand an Zeit und Kosten für eine tomographische Untersuchung nimmt mit der Anzahl von erforderlichen Scheiben zu. Es gilt zudem, daß längere Abtastzeiten die Unannehmlichkeit für den Patienten erhöhen, der sich nahezu bewegungslos verhalten muß, um die getreue Wiedergabe bei der tomographischen Rekonstruktion zu erhalten. Demzufolge besteht ein erhebliches Interesse daran, die für die Gewinnung einer Scheibenserie erforderliche Zeit zu verkürzen.
Die erforderliche Zeit zum Sammeln von Daten für eine Serie von Scheiben hängt zum Teil ab von vier Komponenten: a) von der erforderlichen Zeit zum Beschleunigen des Gestells auf die Abtastgeschwindigkeit, b) von der erforderlichen Zeit für die Gewinnung eines vollständigen tomographischen Projektionssatzes, c) von der erforderlichen Zeit zum Abbremsen des Gestells, und d) von der erforderlichen Zeit, um den Patienten für die nächste Scheibe(naufnahme) neu auf der z-Achse zu positionieren. Eine Verringerung der erforderlichen Zeit, um eine volle Scheibenserie zu erhalten, kann erreicht werden, indem man die erforderliche Zeit zur Ausführung eines jeden dieser vier Schritte verkürzt.
Die erforderliche Zeit zum Beschleunigen und Verlangsamen des Gestells läßt sich vermeiden in tomographischen Systemen, die Schleifringe anstatt von Kabeln für die Anschlußverbindung mit dem Gestell benutzen. Die Schleifringe erlauben eine kontinuierliche Rotation des Gestells. Nachfolgend wird angenommen, daß die erörterten CT Systeme mit Schleifringen oder Äquivalenten davon ausgerüstet sind, um eine kontinuierliche Rotation über 360º hinaus zu erlauben.
Die erforderliche Zeit für die Gewinnung des tomographischen Datensatzes ist schwieriger zu reduzieren. Gegenwärtige CT Abtaster bzw. Scanner benötigen in der Größenordnung von ein bis zwei Sekunden, um den Projektionssatz für eine Scheibe bzw. einen Slice zu gewinnen. Diese Abtastzeit könnte verkürzt werden, indem man das Gestell mit einer höheren Geschwindigkeit dreht. Eine höhere Geschwindigkeit des Gestells wird im allgemeinen das Signal-Störverhältnis der gewonnenen Daten um die Quadratwurzel des Faktors der Erhöhung der Drehgeschwindigkeit herabsetzen. Dies könnte in einem gewissen Ausmaß bei Geräten zur Transmissionstomographie überwunden werden, indem man den Ausgangsstrahlung der Röntgenröhre erhöht, was jedoch von den Leistungsgrenzen eines solchen Geräts abhängt.
Eine Verringerung der Zeit für die neue Positionierung des Patienten könnte erzielt werden, indem man den Patienten in der z-Achse synchron mit der Drehung des Gestells verschiebt. Die Kombination einer konstanten Patientenverschiebung entlang der z-Achse während der Drehung des Gestells und der Gewinnung von Projektionsdaten dabei ist mit "Wendel- bzw. Schraubenlinienabtastung" bezeichnet worden und bezieht sich auf den scheinbaren Weg eines Punktes auf dem Gestell im Hinblick auf einen Bezugspunkt auf dem abgebildeten Körper. In der hier benutzten Form soll sich "Schraubenlinienabtastung" allgemein beziehen auf den Einsatz einer kontinuierlichen Verschiebung des Patienten oder des abgebildeten Objekts während der Gewinnung von tomographischen Bilddaten, und "konstante z-Achsen-Abtastung" soll sich beziehen auf die Gewinnung des tomographischen Datensatzes ohne Bewegung des Patienten oder des abgebildeten Objekts während der (Daten-)Gewinnungsperiode.
Eine kontinuierliche Verschiebung des abgebildeten Objekts während der Abtastung verkürzt die gesamte Abtastzeit, die für die Gewinnung einer gegebenen Anzahl von Scheiben erforderlich ist, indem sie die normalerweise für die neue Positionierung des Patienten zwischen den Abtastungen erforderliche Zeitdauer eliminiert. Eine Schraubenlinienabtastung führt jedoch bestimmte Fehler ein im Hinblick auf die Daten in den gewonnenen tomographischen Projektionssätzen. Die mathematischen Zusammenhänge bei der tomographischen Rekonstruktion gehen davon aus, daß der tomographische Projektionssatz entlang einer konstanten z-Achsen-Scheibenebene gewonnen wird. Der schraubenlinienförmige Abtastpfad weicht von dieser Bedingung klar ab, und diese Abweichung resultiert in Bildfehlern in dem rekonstruierten Scheibenbild, wenn es irgendeine signifikante Veränderung hinsichtlich des Objekts in der z-Achse gibt. Die Schwere der Bildfehler hängt im allgemeinen ab von dem "Steigungsversatz" (helix offset) in den Projektionsdaten, gemessen als der Absolutwert der Differenz zwischen den jeweiligen Tischpositionen für die Abtastdaten und dem z-Achsenwert von der gewünschten Scheibenebene. Von der Schraubenlinienabtastung herrührende Fehler werden zusammengefaßt als "Schräglauf"-Fehler (skew errors) bezeichnet werden.
Es sind verschiedene Verfahren eingesetzt worden, um Schräglauffehler bei einer Schraubenlinienabtastung zu verringern. Ein erster im US Patent 4,630,202 vom 16. Dezember 1986 beschriebener Lösungsansatz verringert das Steigungsmaß der Schraubenlinienabtastung und mittelt dann die Projektionsdaten der nachfolgenden 360º umfassenden tomographischen Projektionssätze. Der Effekt ist äquivalent zum Einsatz eines Detektorfeldes mit einer größeren Weite entlang der z-Achse, das sich zudem während einer Drehung des Gestells weniger in der z- Richtung bewegt, d. h. mit einem kleineren Abtaststeigungsmaß (scanning pitch). Bei einer Anwendung dieses Verfahrens werden Schräglauffehler reduziert, jedoch auf Kosten von zusätzlicher notwendiger Abtastzeit für das geringere Steigungsmaß bei der Abtastung. Dieses Verfahren verringert somit in einem gewissen Ausmaß die Vorteile, die man mit der Schraubenlinienabtastung ansonsten gewinnt.
Schräglauffehler an den Enden des tomographischen Projektionssatzes können in Verbindung mit diesem Lösungsansatz reduziert werden, indem man die Gewichtung der letzten und ersten Projektionen des 360º tomographischen Projektionssatzes verändert, wenn er mit anderen, nachfolgenden 360º Projektionssätzen "gemittelt" wird, um der am nächsten zu der Scheibenebene liegenden Projektion die größte Gewichtung zu geben.
Ein zweiter, im US Patent 4,789,929 vom 6. Dezember 1988 beschriebener Lösungsansatz wendet ebenfalls eine Gewichtung auf die Projektionen von kombinierten nachfolgenden 360º umfassenden Tomographie-Projektionssätzen an, jedoch ist die Gewichtung eine Funktion der z-Achsen-Position an jeder Projektion zur Interpolation zwischen 360º Projektionssätzen. Dieser Lösungsansatz der Interpolation über 720º erhöht im allgemeinen partielle Volumenfehler. Partielle Volumenfehler sind Bildfehlerstellen, die auftreten, wenn bestimmte Volumenelemente des abgebildeten Objekts lediglich zu einigen der Projektionen des Projektionssatzes beitragen.
Ein dritter Lösungsansatz, der in der gleichzeitig anhängigen Europäischen Patentanmeldung Nr. 90306863.3 (die der US- Patantanmeldung Nr. 371,332 mit der Bezeichnung "METHOD FOR REDUCING SKEW IMAGE ARTIFACTS IN HELICAL PROJEKTION SCANNING"- 15CT-3240 entspricht) beschrieben ist, verwendet eine nichtgleichmäßige Tischbewegung, um die schraubenlinienförmig gewonnenen Projektionsdaten in der Nähe der Scheibenebene zu konzentrieren, während er die auf den Patienten wirkenden Beschleunigungskräfte begrenzt.
Die Erfindung ist im angefügten Verfahrensanspruch 1 sowie im Einrichtungsanspruch 8 dargestellt.
Die Gewinnung von Daten für den Projektionssatz kann mit der Tischbewegung so koordiniert sein, daß die Ansichten (Views) des Projektionssatzes um die Scheibenebene in bezug auf die z- Achse zentriert sind.
Schräglauf-Artefakte können verringert werden, indem der Projektionssatz um die Scheibenebene zentriert wird zusätzlich zur Verkleinerung der Gewichtung der Projektionsdaten, die am weitesten entfernt von der Scheibenebene genommen werden. Die Zentrierung des Projektionssatzes um die Scheibenebene verringert die amximale Wendelversetzung von jeder Projektion. Wenn der Projektionssatz um die Scheibenebene zentriert ist, werden auch die Daten an jedem Ende des Projektionssatzes weniger betont, wodurch durch Bewegung hervorgerufene Artefakte nach üblichen Unterabtast-Techniken verringert werden.
Ein besseres Verständnis der Erfindung wird aus der folgenden Beschreibung hervorgehen. In der Beschreibung wird Bezug genommen auf die beigefügten Zeichnungen, die einen Teil hiervon bilden und in denen im Wege der Veranschaulichung eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung gezeigt ist.

In den Zeichnungen zeigen:

Fig. 1 eine bildliche Darstellung einer CT Einrichtung enthaltend ein Gestell, einen Tisch und ein abgebildetes Objekt, wobei die Figur die relativen Winkel und Achsen zeigt, die damit im Zusammenhang stehen;
Fig. 2(a) und 2(b) schematische Darstellungen des abgebildeten Objekts von Fig. 1, wobei sie die relative Orientierung des Gestells und der Bildebene im Hinblick auf das abgebildete Objekt für eine konstante z-Achse-Abtastung bzw. für eine Schraubenlinienabtastung zeigen. Das Steigungsmaß für die Schraubenlinienabtastung ist aus Gründen der Klarheit in übertriebener Form dargestellt;
Fig. 3 ein Blockschaltbild eines CT Steuerungssystems, das zusammen mit der CT Einrichtung von Fig. 1 verwendet werden kann, und das zweckmäßig für die Anwendung der vorliegenden Erfindung ist;
Fig. 4 eine Darstellung, welche die Geometrie eines von der CT Einrichtung von Fig. 1 erzeugten Röntgenfächerbündels zeigt, wobei das Gestell in einer Position bei zwei Gestellwinkeln θ, wie entlang der z-Achse betrachtet, gezeigt ist;
Fig. 5(a) eine graphische Darstellung der Argumente θ und φ, die 2π Radian von Projektionsdaten zugeordnet sind, wobei die Daten nicht um die Scheibenebene zentriert sind, und zeigt die Gewichtung dieser Daten;
Fig. 5(b) eine graphische Darstellung ähnlich derjenigen von Fig. 5(a), wobei die Daten um die Scheibenebene zentriert sind, und zeigt die Gewichtung dieser Daten;
Fig. 6 eine graphische Darstellung von drei Gewichtungsfunktionen, wie sie entlang φ = 0 genommen sind, die auf die Projektionsdaten von Fig. 5(b) angewendet werden können.
Unter Bezugnahme auf Fig. 1 enthält ein CT Gestell 16, das repräsentativ ist für einen CT Abtaster bzw. Scanner der "dritten Generation", eine Röntgenquelle 10, die so orientiert ist, daß sie ein Fächerbündel von Röntgenstrahlen 24 durch ein abgebildetes Objekt 12 auf ein Detektorfeld 18 projiziert. Das Fächerbündel 24 ist entlang einer x-y Ebene eines kartesischen Koordinatensystems, der "Bildebene", ausgerichtet und schließt einen "Fächerwinkel" von 2 φmax ein, wie er längs der Bildebene gemessen wird. Das Detektorfeld 18 enthält eine Anzahl von Detektorelementen 26, die zusammen einen Wert empfangen und detektieren, der proportional ist zur Größe einer projizierten Abbildung, wie sie resultiert aus der Übertragung von Röntgenstrahlen durch das abgebildete Objekt 12 hindurch, oder im Falle einer Emissionstomographie aus der Strahlung, die ausgeht von den strahlenden Isotopen für den medizinischen Gebrauch (radiopharmaceutical) innerhalb des abgebildeten Objekts 12. Der von dem Strahl 20 in der Mitte des Fächerbündels 24 gemessene Winkel φ kann jeden Strahl 21 des Fächerbündels 24 sowie seinen zugeordneten Detektor 26 kennzeichnen und wird als der Fächerbündelwinkel bezeichnet.
Die Winkelstellung θ des Gestells 16 in Bezug auf das abgebildete Objekt 12 wird willkürlich mit Null angesetzt, wenn der Mittenstrahl 20 des Fächerbündels vertikal und nach unten gerichtet ist. Das Gestell 16 ist mittels Schleifringen 50 mit den in Fig. 3 gezeigten und nachfolgend zu beschreibenden, mit dem Gestell in Verbindung stehenden Steuerungsmodulen 48 gekoppelt und kann sich deshalb frei und kontinuierlich über Winkel größer als 360º drehen, um Projektionsdaten zu gewinnen.
Das abgebildete Objekt 12 ruht auf einem Tisch 22, der für Strahlung durchlässig ist, damit er nicht den Abbildungsprozeß beeinträchtigt. Der Tisch 22 kann in der Weise gesteuert werden, daß seine obere Oberfläche sich längs der z-Achse senkrecht zu der x-y Abbildungsebene bewegt, indem man das abgebildete Objekt 12 durch die von dem Fächerbündel 24 bestrichene Abbildungsebene bewegt. Aus Gründen der Einfachheit wird in der Folge angenommen, daß sich der Tisch 22 mit einer konstanten Geschwindigkeit bewegt und daher die z-Achsenposition des Tisches 22 proportional ist zur Winkelposition θ des Gestells 16. Demzufolge können die gewonnenen tomographischen Projektionen gekennzeichnet werden entweder in Ausdrücken von z oder θ.
Unter Bezugnahme auf die Fig. 2(a) und 2(b) sind die Winkelposition des Gestells und die z-Achsenposition der Bildebene mit Bezug auf das abgebildete Objekt durch Projektionspfeile 20 für eine Abtastung bei konstanter z-Achse bzw. bei einer Schraubenlinienabtastung gezeigt. Bei der in Fig. 2(a) gezeigten Abtastung bei konstanter z-Achse wird jeder tomographische Projektionssatz an einer konstanten Position auf der z-Achse gewonnen, und das abgebildete Objekt wird zwischen solchen Datengewinnungen entlang der z-Achse zur nächsten Scheibenebene bewegt.
Dies unterscheidet sich von der Schraubenlinienabtastung in Fig. 2(b), wo sich die Position des abgebildeten Objekts auf der z-Achse in Bezug auf die Bildebene während der Gewinnung eines jeden tomographischen Projektionssatzes beständig ändert. Demgemäß verlaufen die Pfeile 20 auf einer Schraubenlinie in dem abgebildetem Objekt auf z-Achse. Auf das Steigungsmaß der Schraubenlinie wird Bezug genommen als auf die Abtaststeigung (scanning pitch).
Unter nunmehriger Bezugnahme auf Fig. 3 weist das Steuerungssystem für ein CT Bildgebungssytem, das für den Einsatz im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung geeignet ist, mit dem Gestell in Verbindung stehende Steuerungsmodule 48 auf, welche enthalten: eine Röntgenstrahlsteuerung 54, die Leistungs- und Zeitsteuersignale für die Röntgenquelle 10 bereitstellt; eine Gestellmotorsteuerung 56, welche die Drehgeschwindigkeit sowie die Position des Gestells 16 steuert und entsprechende Informationen an den Computer 60 liefert; und das Datengewinnungssystem 62 hinsichtlich der Gestellposition sowie die Bildrekonstruktion 68, welche Abtast- und digitalisierte Signale von dem Detektorfeld 18 über das Datengewinnungssystem 62 erhält, um eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit nach auf dem Fachgebiet bekannten Verfahren zu leisten. Jedes der obigen Module kann mit seinen zugehörigen Elementen auf dem Gestell 16 über Schleifringe 50 verbunden sein und dient als Schnittstelle für die Verbindung des Computers 60 mit den verschiedenen Gestellfunktionen.
Die Geschwindigkeit sowie die Position des Tisches 22 längs der z-Achse wird an den Computer 60 mitgeteilt und von diesem gesteuert mittels der Tischmotorsteuerung 52. Der Computer 60 empfängt Befehle und Abtastparameter über die Bedienerkonsole 64, bei der es sich im allgemeinen um eine Kathodenstrahlröhrenanzeige sowie eine Tastatur handelt, die es dem Bediener erlaubt, Parameter für die Abtastung einzugeben sowie das rekonstruierte Bild sowie andere Informationen von dem Computer 60 zur Anzeige zu bringen. Ein Massenspeichergerät 66 stellt eine Einrichtung zur Speicherung der Betriebsprogramme für das CT Abbildungssystem sowie der Bilddaten für eine zukünftige Bezugnahme von seiten des Bedieners zur Verfügung.
Es wird wieder auf Fig. 1 Bezug genommen: Ein wendel- bzw. schraubenlinienförmiger Projektionssatz wird gewonnen, indem der Tisch 22 bewegt wird, um so eine Scheibenebene 14, die in Bezug auf das abgebildete Objekt 12 identifiziert ist, an der Bildebene vorbeizubewegen, wenn das Gestell über 360º gedreht wird, um Projektionen zu sammeln. Innerhalb dieser 360º von Projektionsdaten gibt es eine Duplikation von Daten, die aus der Äquivalenz in der Schwächung durch das abgebildete Objekt 12 entlang Strahlen resultieren, die im Abstand von 180º gewonnen werden.
Die Quelle der duplizierten Daten innerhalb 360º (2π Radian) von Fächerbündel-Projektionsdaten kann graphisch demonstriert werden. Gemäß Fig. 4 enthält ein Fächerbündel 24 an der ersten Gestellposition θ = 0 einen Strahl A an einem Winkel -φmax innerhalb des Fächerbündels 24. Der Strahl A wird von einem Detektorelement 26 (nicht gezeigt) empfangen, das ein Signal P(θ&sub1;, -φmax), wobei θ&sub1; = 0, proportional zum Linienintegral der Absorption der Röntgenstrahlung entlang dem Strahl A durch das abgebildete Objekt 12 erzeugt. Bei einem zweiten Fächerbündel 24 an einer zweiten Gestellposition -2φmax wird deutlich, dass die gleiche Linienintegral-Absorption, die entlang dem Strahl A in der ersten Gestellposition gemessen wird, auch entlang einem Strahl A' in der zweiten Gestellposition gemessen wird, wo der Strahl A' an dem Winkel +φmax innerhalb des Fächerbündels 24 ist. Der Röntgenstrahl entlang dem Strahl A' wird durch ein Detektorelement 26 (nicht gezeigt) empfangen, das ein Signal P(θ2, φmax) erzeugt. Die Identität der Messungen entlang dem Strahl A und A' kann durch die folgende Beziehung generalisiert werden.
P(θ, φ) = P(θ + π + 2φ, -φ) (1)
wobei θ und φ ein beliebiger Gestellwinkel bzw. ein beliebiger Fächerbündelwinkel ist.
Es sei darauf hingewiesen, dass es im Falle der wendelförmigen Abtastung vorkommen kann, dass Paare von duplizierten Daten nicht den gleichen Wert haben aufgrund der Bewegung des Tisches 22 und des abgebildeten Objektes 12, wenn sich das Gestell dreht. Duplizierte Daten mit unterschiedlichen Werten aufgrund einer wendelförmigen Abtastung werden "redundante" Daten genannt.
Bezug nehmend auf Fig. 5(a), können die Argumente θ und φ für die Daten, die einen wendel- bzw. schraubenlinienförmigen Projektionssatz bilden, schematisch gezeigt werden. Horizontale Linien stellen Projektionen dar, die an einer konstanten Winkelstellung θ genommen sind, und enthalten Detektorsignale von Winkeln φ: -φmax < φ < +φmax. Der Gestellwinkel θ der Projektion entlang der Linie AB wird willkürlich mit 0 bezeichnet und ist die erste Projektion des Wendelprojektionssatzes. Aufeinanderfolgende Projektionen werden bei steigenden Gestellwinkeln θ bis zu θ = 2π Radian gewonnen, während der Tisch 22 entlang der z-Achse vorgeschoben wird gemäß den oben erläuterten Wendelabtasttechniken.
Als eine Folge der Tischbewegung während des Abtastprozesses entsprechen die Projektionsdaten, die jedem Gestellwinkel θ zugeordnet sind, auch einer besonderen Tischposition z. Nach Definition ist bei θ = θsp die Scheibenebene 14 des abgebildeten Objektes 12 mit der Bildebene ausgerichtet, und die Wendelversetzung ist 0. Für Gestellwinkel größer oder kleiner als θsp weicht die Bildebene von der Scheibenebene 14 ab, und die Wendelversetzung der Projektionsdaten nimmt zu. Die größte Wendelversetzung ist für diejenige Projektion, die an Gestellwinkeln am weitesten entfernt von θsp gewonnen wird.
Bildartefakte, die durch Daten mit wesentlicher Wendelversetzung erzeugt werden, können verkleinert werden, indem auf diese Versetzungsdaten ein Gewichtungsfaktor ausgeübt wird, um ihren Beitrag zum endgültigen Bild zu verkleinern. Ein zweiter Gewichtungsfaktor muss dann auf die Daten angewendet werden, die zu diesen Daten redundant sind, um neue, durch Gewichtung hervorgerufene Bildartefakte zu vermeiden.
Wenn beispielsweise die Scheibenebene 14 mit der Bildebene für θ = π + 2φmax ausgerichtet ist, wie es in Fig. 5(a) gezeigt ist, dann umschließen die Daten des Bereiches 80, für 0 < θ < θu, wobei θu ein vorbestimmter Wert ist, der kleiner als π - 2φax gewählt ist, eine Fläche mit großer Wendelversetzung. In diesem Ausführungsbeispiel ist θu mit 45º gewählt, es können jedoch andere Werte gewählt werden, die eine vergrößerte Artefaktverminderung mit entsprechendem vergrößertem Bildrauschen ausgleichen, wenn θu vergrößert wird. Auf die Daten des Bereiches 82 werden Gewichtungen w&sub1; angewendet. Die redundanten Daten für den Bereich 80 sind, gemäß der obigen Gleichung (1) in dem Bereich 82 enthalten, wo π - 2φ < θ < π + 2φ + θu. Auf diesen Bereich werden kompensierende Gewichtungen w&sub3; angewendet. Den übrigen Bereichen, die als Bereich 81 und Bereich 83 bezeichnet sind und Daten enthalten, die "nicht-redundant" in Bezug auf den Bereich 80 sind, werden Gewichtungen w&sub2; gegeben. Allgemein gesprochen, können Gewichtungen, die durch irgendeine Gewichtungsfunktion w(P) erzeugt werden, gewählt werden, solange für beliebige zwei redundante Punkte P&sub1; und P&sub3; und einen nichtredundanten Punkt P&sub2; gilt:
w(P&sub1;)+ w(P&sub3;) = 2w(P&sub2;) und (2)
w(P&sub1;) < w(P&sub3;) (3)
wobei P&sub1; von einer Projektion mit höherer Wendelversetzung als die Projektion von P&sub3; ist.
Es sollte verständlich sein, dass die Definition von Redundanz relativ ist und dass für irgendeinen ersten Bereich, der weniger als die Hälfte des 2π Projektionssatzes überdeckt, ein zweiter redundanter Bereich identifiziert werden kann. Dementsprechend kann die Scheibenebene 14 gewählt werden, nachdem die Daten gewonnen und eine geeignete Gewichtung ermittelt worden ist auf der Basis der Flächen des Projektionssatzes, die die größte Wendelversetzung haben. Deshalb wird in einem zweiten Ausführungsbeispiel die Scheibenebene 14 vor der Gewinnung von Daten gewählt und kann somit optional innerhalb des Projektionssatzes zentriert sein.
Gemäß Fig. 5(b) wird die Gewinnung von Daten mit der Bewegung des Tisches so koordiniert, dass die Scheibenebene 14 die Bildebene kreuzt, wenn θ = π, und θ wird willkürlich am Beginn der Abtastung mit 0 bezeichnet. Die Bereiche der maximalen Wendelversetzung sind symmetrisch zur Scheibenebene 14 und als Bereich 86 und 84 gezeigt, wobei 0 < θ < θu" für den Bereich 86 und 2π - θu' < θ < 2π für den Bereich 84, wobei θu" und θu' irgendeine Anzahl von Projektionen θu" < π - θu' und θu' > π + 2φmax + θu" sind. Diesen Flächen wird eine verkleinerte Gewichtungsfunktion gegeben. Den Bereichen 88 und 90 gemäß der obigen Gleichung 1 werden eine vergrößerte Gewichtungsfunktion gegeben. Wiederum sind θu' und θu" so gewählt, die Berücksichtigung von Artefaktverkleinerung und Bildrauschen-Tolerierung im Gleichgewicht zu halten.
Die Zentrierung der Scheibenebene 14 erzeugt mehrere Vorteile. Erstens wird die maximale Wendelversetzung verkleinert. Auch werden in dem Ausmaß, in dem die Bildartefakte nicht linear mit der Wendelversetzung in Beziehung stehen, die Bildartefakte weiter verringert gegenüber denjenigen des vorhergehenden Ausführungsbeispiels. Zweitens werden Diskontinuitäten, die durch andere Bewegungsartefakte hervorgerufen sind, wie beispielweise Atmungsbewegung, in dem Ausmaß, dass diese Diskontinuitäten die Tendenz haben, an den Enden des Projektionssatzes konzentriert zu sein, verkleinert.
Bezug nehmend auf Fig. 6, sind mehrere Gewichtungsfunktionen für den in Fig. 5(b) gezeigten Projektionssatz angegeben, die die Bedingungen der obigen Gleichungen 2 und 3 erfüllen. Beispielsweise kann die Gewichtungsfunktion eine lineare Funktion von θ, wie es durch die Kurve 96 gezeigt ist, oder eine kubische Funktion von θ sein, wie es durch die Kurve 92 gezeigt ist. Die letzt genannte kubische Gewichtungsfunktion, die auf der Gleichung 3x²-2x³ basiert, ist am effektivsten, weil ihre erste Ableitung an den Grenzen der Bereiche, wo sie angewendet wird, 0 ist. Eine stückweise konstante Gewichtungsfunktion, die durch die Kurve 94 gezeigt ist, übt eine einfache Mittelung der redundanten Bereiche aus und bietet dadurch die kleinste Verschlechterung im Signal/Rausch-Verhältnis. In den Gewichtungsfunktionen 92 und 96 ist das Signal/Rausch- Verhältnis etwas kleiner.
Gewichtungsmethoden für Projektionssätze, wie sie in der Technik bekannt sind, sind allgemein in dem US-Patent 4,580,219 ('219) angegeben, das die Bezeichnung hat: "Method for Reducing Image Artifacts Due to Projection Measurement Inconsistencies", das für die gleiche Rechtsnachfolgerin wie die vorliegende Erfindung erteilt wurde und durch diese Bezugnahme in die vorliegende Offenbarung eingeschlossen wird. Das '219 Patent offenbart eine Methode zum Verkleinern der relativen Gewichtung der Endprojektionen von dem Projektionssatz, um Artefakte zu verkleinern, die durch die Bewegung des abgebildeten Objektes erzeugt sind. Die vorliegende Erfindung unterscheidet sich dadurch, dass sie die verkleinerten Gewichte auf die Projektionen mit der größten Wendelversetzung ausübt, die, wie erläutert wurde, die Endprojektionen sein können oder nicht.
Eine Gewichtung kann auch auf die "nichtredundanten" Daten gemäß deren Grad an Wendelversetzung angewendet werden, um Bildartefakte weiter zu verringern. Auch kann die Scheibenebene 14 irgendwo innerhalb des Projektionssatzes mit geeigneten Änderungen in den gewichteten Bereichen angeordnet sein.

Claims

1. Verfahren zum Erzeugen eines tomographischen Bildes von einem abgebildeten Objekt aus Projektionsdaten, die in einer Drehabtastung während einer Verschiebung des Objektes entlang der z-Achse gewonnen werden, wobei die Daten aus einer Reihe von Fächerbündelprojektionen an einer Anzahl von Winkeln θ um eine z-Achse abgeleitet werden und eine wendelförmige Verschiebung haben, die als der absolute Wert der Differenz zwischen den abgetasteten Daten an dem Ort der das Objekt halternden Mittel und dem z-Achsenwert der gewünschten Scheibenebene gemessen wird, wobei der Fächer durch eine Vorrichtung erzeugt wird, die von einem sich bewegenden Gestell gehaltert wird, wobei die Fächerbündelprojektionen einen Winkel 2θmax einschließen, gekennzeichnet durch die Schritte:

a) Gewinnen einer Reihe von Projektionen über 360º der Gestellwinkel θ, wenn das abgebildete Objekt entlang der z-Achse verschoben wird, wobei die Projektionen einen Projektionssatz bilden und die Schwächung der Energie durch das abgebildete Objekt entlang einer Fächerbündelebene anzeigen, wobei der Projektionssatz zwei Datensätze in zwei bestimmten Bereichen bildet,

b) Verkleinern des relativen Beitrags von dem einen der zwei Datensätze in dem Projektionssatz mit einer wendelförmigen Verschiebung, die grösser als ein vorbestimmter Wert ist,

c) Vergrössern des relativen Beitrags von dem anderen der zwei Datensätze in dem Projektionssatz, wobei der zweite Datensatz Daten enthält, die mit dem ersten Datensatz redundant sind als eine Folge der äquivalenten Schwächung durch das abgebildete Objekt entlang Fächerbündelprojektionen, die an Winkeln im Abstand von 180º gewonnen werden, und

d) Rekonstruieren eines tomographischen Bildes aus den ersten und zweiten Datensätzen und den übrigen Daten des Projektionssatzes.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Verkleinerungsschritt enthält, daß den Projektionsdaten ein Gewichtungsfaktor zugeordnet wird, wobei der Gewichtungsfaktor als eine Funktion der wendelförmigen Verschiebung monoton abnimmt.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Verkleinerungsschritt enthält, daß den Projektionsdaten ein Gewichtungsfaktor zugeordnet wird, wobei der Gewichtungsfaktor eine kubische Funktion der wendelförmigen Verschiebung ist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Verkleinerungsschritt enthält, daß den Projektionsdaten ein Gewichtungsfaktor zugeordnet wird, wobei der Gewichtungsfaktor eine stückweise kontinuierliche Funktion der wendelförmigen Verschiebung ist.

5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Verfahren auch die Schritte enthält:

a) Identifizieren einer Scheibenebene zsp relativ zu dem abgebildeten Objekt und parallel zu der Bildebene,

b) Bewegen des abgebildeten Objektes entlang der z-Achse und Drehen des Gestells so, daß die Bildebene die Scheibenebene in einem Winkel von 180º schneidet und Gewinnen einer Reihe von Projektionen über 360º der Gestellwinkel θ, die eine erste und letzte Projektion enthalten, wobei die Projektionen die Schwächung von Energie durch das abgebildete Objekt entlang einer Fächerbündelebene anzeigen.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei von den zwei bestimmten Bereichen der eine die ersten Projektionen des Projektionssatzes enthält und der andere die letzten Projektionen des Projektionssatzes enthält.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Daten der zwei bestimmten Bereiche symmetrisch zu der Scheibenebene angeordnet sind.

8. Einrichtung zum Erzeugen eines tomographischen Bildes von einem abgebildeten Objekt (12) aus Projektionsdaten, die in einer Drehabtastung während einer Verschiebung des Objektes entlang der z-Achse gewonnen sind, wobei die Daten aus einer Reihe von Fächerbündelprojektionen an einer Anzahl von Winkeln θ um eine z-Achse abgeleitet sind und eine wendelförmige Verschiebung haben, die als der absolute Wert der Differenz zwischen den abgetasteten Daten an dem Ort der das Objekt halternden Mittel und dem z-Achsenwert der gewünschten Scheibenebene (14) gemessen ist, wobei die Fächerbündelprojektionen einen Winkel 2θmax einschließen, ein Gestell (16) und Mittel (56) zum Bewegen des Gestells, von dem Gestell gehlaterte Mittel (10) zum Erzeugen eines Fächerbündels (24), Mittel (22, 52) zum Bewegen des abgebildeten Objektes entlang einer z-Achse, gekennzeichnet durch:

a) Mittel (62) zum Gewinnen einer Reihe von Projektionen über 360º der Gestellwinkel θ, wenn das abgebildete Objekt entlang der z-Achse verschoben wird, wobei die Projektionen einen Projektionssatz bilden und die Schwächung der Energie durch das abgebildete Objekt entlang einer Fächerbündelebene anzeigen, wobei der Projektionssatz zwei Datensätze in zwei bestimmten Bereichen bildet,

b) Mittel zum Verkleinern des relativen Beitrags von dem einen der zwei Datensätze in dem Projektionssatz mit einer wendelförmigen Verschiebung, die grösser als ein vorbestimmter Wert ist,

c) Mittel zum Vergrössern des relativen Beitrags von dem anderen der zwei Datensätze in dem Projektionssatz, wobei der zweite Datensatz Daten enthält, die mit dem ersten Datensatz redundant sind als eine Folge der äquivalenten Schwächung durch das abgebildete Objekt entlang Fächerbündelprojektionen, die an Winkeln im Abstand von 180º gewonnen werden, und

d) Mittel (68) zum Rekonstruieren eines tomographischen Bildes aus den ersten und zweiten Datensätzen und der übrigen Daten des Projektionssatzes.

9. Einrichtung nach Anspruch 8, wobei die Mittel zum Verkleinern Mittel enthalten zum Zuordnen eines Gewichtungsfaktors, der monoton als eine Funktion der wendelförmigen Verschiebung abnimmt.

10. Einrichtung nach Anspruch 8, wobei die Mittel zum Verkleinern Mittel enthalten zum Zuordnen eines Gewichtungsfaktors zu den Projektionsdaten, wobei der Gewichtungsfaktor eine kubische Funktion der wendelförmigen Verschiebung ist.

11. Einrichtung nach Anspruch 8, wobei die Mittel zum Verkleinern Mittel enthalten zum Zuordnen eines Gewichtungsfaktors zu den Projektionsdaten, wobei der Gewichtungsfaktor eine stückweise kontinuierliche Funktion der wendelförmigen Verschiebung ist.

12. Einrichtung nach Anspruch 8, wobei die Einrichtung ferner enthält:

a) Mittel zum Identifizieren einer Scheibenebene zsp relativ zu dem abgebildeten Objekt und parallel zu der Bildebene, und

b) Mittel zum Bewegen des abgebildeten Objektes entlang der z-Achse und Drehen des Gestells so, daß die Bildebene die Scheibenebene in einem Gestellwinkel von 180º schneidet und Gewinnen einer Reihe von Projektionen über 360º der Gestellwinkel θ, die eine erste und letzte Projektion enthalten, wobei die Projektionen die Schwächung von Energie durch das abgebildete Objekt entlang einer Fächerbündelebene anzeigen.

13. Einrichtung nach Anspruch 12, wobei von den zwei bestimmten Bereichen der eine die ersten Projektionen des Projektionssatzes enthält und der andere die letzten Projektionen des Projektionssatzes enthält.

14. Einrichtung nach Anspruch 13, wobei die Daten der zwei bestimmten Bereiche symmetrisch zu der Scheibenebene angeordnet sind.