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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf die medizinische Bildgebung
zu Diagnosezwecken. Sie findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit
CT-Scannern und wird unter besonderer Bezugnahme darauf beschrieben.
Es ist jedoch zu beachten, dass die vorliegende Erfindung auch für andere Anwendungen
genutzt werden kann, bei denen Rückprojektoren
für die
Bildrekonstruktion aus Projektionsdaten (z.B. Nuklearkameras) zum
Einsatz kommen.
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CT-Scanner
haben im Allgemeinen eine definierte Untersuchungsregion oder einen
Abtastkreis, in dem ein Patient, Phantom oder ein ähnliches
abzubildendes Objekt angeordnet wird. Von einer Röntgenquelle
wird ein Strahlenbündel
durch die Untersuchungsregion zu gegenüber angeordneten Strahlungsdetektoren
gesendet. Das auf einen abgetasteten Detektor auftreffende Strahlenbündelsegment definiert
einen Strahlengang, der von der Quelle zum abgetasteten Detektor
verläuft.
Die Quelle oder das Strahlenbündel
wird um die Untersuchungsregion herum gedreht, so dass Daten von
einer Vielzahl von Strahlengängen,
die die Untersuchungsregion kreuzweise durchqueren, erfasst werden.
In bestimmten Winkelpositionen der Quelle um die Untersuchungsregion
herum wird eine abgetastete Ansicht oder Datenlinie erfasst, die
die Projektionsdaten für
diese Ansicht darstellt.
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Die
abgetasteten Daten werden typischerweise gefaltet und in einen Bildspeicher
rückprojiziert,
der üblicherweise
als eine zweidimensionale Anordnung oder Matrix von Speicherelementen
beschrieben wird. Jedes Speicherelement speichert eine CT-Zahl, die die Transmission
oder Abschwächung
der Strahlengänge
angibt, welche einem entsprechenden inkrementellen Element innerhalb
der Untersuchungsregion zuzuschreiben ist. Die Daten von jedem Strahlengang,
der das inkrementelle Element der Untersuchungsregion durchquert
hat, tragen zu der entsprechenden CT-Zahl bei, d.h. die CT-Zahl
für jedes
Speicherelement des resultierenden Bildes ist die Summe der Beiträge von der
Vielzahl von Strahlengängen,
die das entsprechende inkrementelle Element der Untersuchungsregion durchquert
haben.
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Üblicherweise
werden die Röntgendaten
mittels gefilterter Rückprojektion
in die Bilddarstellung umgewandelt. Eine Strahlengangfamilie wird
zu einer Ansicht zusammengestellt. Jede Ansicht wird mit einer Filterfunktion
gefiltert oder gefaltet und in einen Bildspeicher rückprojiziert.
Bei diesem Prozess wurden verschiedene Ansichtgeometrien verwendet.
Bei einem Beispiel setzt sich jede Ansicht aus den Daten zusammen,
die Strahlengängen
entsprechen, welche die Untersuchungsregion parallel zueinander durchqueren,
wie von einem traversalen oder Rotations-Scanner. Bei einem rotierenden
Scanner mit Fächerstrahlenbündel besteht
jede Ansicht aus gleichzeitigen Abtastungen der Detektoren, die
das Röntgenstrahlenbündel überspannen,
wenn sich die Röntgenquelle
in einer bestimmten Position befindet, d.h. eine Quellen-Fächeransicht.
Alternativ wird eine Detektor-Fächeransicht
aus den Strahlengängen
gebildet, die von einem einzelnen Detektor empfangen werden, wenn
sich die Röntgenquelle
hinter der Untersuchungsregion gegenüber dem Detektor vorbeibewegt.
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Es
wurden verschiedene Rückprojektionsalgorithmen
entwickelt. Für
CT-Scanner ist es
im Allgemeinen vorteilhaft, die schnellste Anzeige der resultierenden
CT-Bilder zu bekommen.
Bei vielen Anwendungen machen die erforderlichen vielen Millionen
von Berechnungsvorgängen
universelle Computer für
die Rückprojektion
unangemessen langsam. Um die Bilddarstellungen zu erhalten, werden
Rückprojektionen
normalerweise mit spezieller Rückprojektions-Hardware
durchgeführt.
Beispiele derartiger Rückprojektionsprozessoren
sind in unserer US-amerikanischen Patentanmeldung mit der Seriennummer
09/056.563 von John Sidoti et al. und in der US-amerikanischen Patentschrift
Nr. 5.008.822 von Brunnett et al. beschrieben. Aufgrund der hiermit verbundenen
Kosten sind jedoch spezielle Hardware bzw. kundenspezifische Spezialhardware,
die wiederum eine kundenspezifische Programmierung erfordert, weniger
gut für
bestimmte Anwendungen geeignet.
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Es
wurden zuvor auch andere Verfahren entwickelt, die die Rückprojektion
anhand von Wiedergabetechniken beschreiben. Diese Verfahren neigen jedoch
dazu, einen zusätzlichen
Akkumulationspuffer zu nutzen und benutzen nur einzelne Farbkanäle. Darüber hinaus
umfasst die Zoom-Rekonstruktion bei derartigen Systemen eine Modifizierung
der Parameter der Rückprojektions-Hardware,
um eine Untergruppe der Projektionsdaten rückzuprojizieren. Das Problem
ist jedoch, dass üblicherweise
eingesetzte Wiedergabe-Hardware
von begrenzter Präzision
nicht immer die für
die Rückprojektion
erforderliche Präzision
unterstützt,
wenn nur ein einzelner Farbkanal benutzt wird. Außerdem wird
ein zusätzlicher
Hardware-Akkumulationspuffer, der bei der Wiedergabe-Hardware nicht
häufig
zu finden ist, benötigt,
um die Genauigkeit der Rückprojektion
aufrechtzuerhalten, wenn nur ein einziger Farbkanal genutzt wird.
Die Zoom-Rekonstruktion erfordert bei derartigen Rückprojektionssystemen
die Rückstellung
der Rückprojektionsparameter,
um auf eine Untergruppe der Projektionsdaten interpolieren zu können. Diese Faktoren
schränken
die Nutzungsfreundlichkeit und Genauigkeit von solchen Rückprojektionstechniken ein,
die einzelne Farbkanäle
nutzen.
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In
dem Dokument von Cabral, B. et al. mit dem Titel "Accelerated volume
rendering and tomographic reconstruction using texture mapping hardware", erschienen in den
Proceedings des Symposiums zur Volumenvisualisierung, Oktober 1994 (1994-10),
auf den Seiten 91–98,
XP000879111, wird eine auf Rückprojektion
basierende Rekonstruktionstechnik beschrieben, bei der eine Strukturkartierungs-Hardware
eingesetzt wird. Nach der Erzeugung und Filterung von Projektionsdaten
werden diese Daten einem auf einer Strukturkarte basierenden Rekonstruktionsalgorithmus
zugeführt,
der auf einer erhältlichen
universellen Bildgebungs- und Graphikarchitektur implementiert ist.
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Die
vorliegende Erfindung betrachtet ein neues Rückprojektionsverfahren.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Rekonstruktion
von Diagnosebildern aus Projektionsdaten geschaffen. Es umfasst
die Erzeugung von Projektionsdaten gefolgt von einer Faltung derselben.
Die gefalteten Projektionsdaten werden dann zu vorzeichenlosen,
festen Präzisionswörtern von
einer vorgegebenen Anzahl Bits skaliert. Die Wörter werden dann in eine vorgegebene
Anzahl von Farbkanälen
aufgeteilt, die Farbkanälen
einer Mehrkanal-Wiedergabemaschine entsprechen. Die aufgeteilten
Wörter
werden gleichzeitig und unabhängig
auf jedem der Farbkanäle
rückprojiziert,
um rückprojizierte
Ansichten für
jeden Farbkanal zu erhalten. Die rückprojizierten Ansichten für jeden
Farbkanal werden akkumuliert, um separate Farbbilder zu erzeugen,
die den einzelnen Farbkanälen
entsprechen. Schließlich
werden die separaten Farbbilder wieder zu einem Ausgabebild kombiniert.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Bildprozessor
zur Verwendung in Verbindung mit einem Diagnose-Bildgebungsgerät geschaffen,
das Projektionsdaten erzeugt. Er umfasst eine Faltungsvorrichtung,
die Winkelansichten der Projektionsdaten von dem Diagnose-Bildgebungsgerät faltet.
Ein Datenprozessor empfängt
die gefalteten Projektionsdaten, skaliert sie zu vorzeichenlosen,
festen Präzisionswörtern einer
bestimmten Bitlänge
und teilt die Wörter
in mehrere Kanäle
auf, die sepa raten Farben entsprechen. Eine Mehrkanal-Wiedergabemaschine
projiziert Ansichten gleichzeitig und unabhängig auf jedem einzelnen Farbkanal
zurück,
um entsprechende Bilder auf jedem Farbkanal zu erzeugen. Schließlich kombiniert ein
Rekonstruktionsprozessor die Farbkanäle wieder zu einem Ausgabebild.
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Im
Folgenden werden Möglichkeiten
zur Ausführung
der Erfindung ausführlich
anhand von Beispielen und unter Bezugnahme auf die beigefügte Zeichnung
beschrieben. Es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines CT-Scannersystems mit Rückprojektions-Bildprozessor
gemäß den Aspekten
der vorliegenden Erfindung;
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2 eine beispielhafte Darstellung der Gewichtungsfunktion,
die durch den Winkelansichtfilter gemäß den Aspekten der vorliegenden
Erfindung angewendet wird;
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3 eine
schematische Darstellung, die die Interpolation der Daten aus einem
Fächerstrahlenbündelformat
zu einem Parallelstrahlenbündelformat
gemäß den Aspekten
der vorliegenden Erfindung zeigt.
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Bezug
nehmend auf 1 umfasst ein CT-Scanner 10 eine
stationäre
Gantry 12, die eine Untersuchungsregion 14 definiert.
An der stationären Gantry 12 ist
eine rotierende Gantry 16 angebracht, die sich um die Untersuchungsregion 14 dreht.
Auf der rotierenden Gantry 16 ist eine Quelle der eindringenden
Strahlung 20, zum Beispiel eine Röntgenröhre, angebracht, die sich mit
ihr dreht. Die Quelle der eindringenden Strahlung erzeugt ein Strahlenbündel 22,
das die Untersuchungsregion 14 durchquert, wenn sich die
rotierende Gantry 16 dreht. Eine Kollimator- und Blendenbaugruppe 24 formt
das Strahlenbündel 22 zu
einem schmalen Fächer
und blendet das Strahlenbündel 22 selektiv
ein und aus. Alternativ wird das Strahlenbündel 22 auf elektronische
Weise bei der Quelle 20 ein- und ausgeblendet. In jedem Fall hält oder
trägt eine
Auflagefläche 30,
zum Beispiel eine Liege oder dergleichen, einen zu untersuchenden
oder abzubildenden Patienten zumindest teilweise innerhalb der Untersuchungsregion 14,
so dass das fächerförmige Strahlenbündel 22 eine Querschnittschicht
durch die interessierende Region des Patienten erfasst.
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Optional
wird der Patient sukzessive neu positioniert, so dass benachbarte
Querschnittschichten auf konsekutiv indexierte Weise erfasst werden,
um ein dreidimensionales Schichtvolumen zu erzeugen. Alternativ
wird, wie dies bei der kontinuierlichen Spiral-CT der Fall ist,
gleichzeitig mit der Drehung der rotierenden Gantry 16 die
Liege 30 und damit auch der darauf befindliche Patient,
entlang einer zentralen horizontalen Achse der Untersuchungsregion 14 verschoben.
Auf diese Weise folgt die Quelle 20 einem spiralför migen Pfad
relativ zum Patienten. Bei einer anderen bevorzugten Ausführungsform
bleibt die Liege 30 stationär, während die "stationäre Gantry" 12 verschoben oder auf andere
Weise relativ zum Patienten bewegt wird, so dass die Quelle 20 einem
spiralförmigen
Pfad relativ zu diesem folgt.
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Bei
dem dargestellten CT-Scanner der vierten Generation ist an der stationären Gantry 12 ein Ring
von Strahlungsdetektoren 40 peripher um die Untersuchungsregion 14 herum
angebracht. Alternativ wird ein CT-Scanner der dritten Generation
mit einem Bogen von Strahlungsdetektoren 40 verwendet, die
an der rotierenden Gantry 16 auf einer der Quelle 20 gegenüber liegenden
Seite der Untersuchungsregion 14 angebracht sind, so dass
sie den durch das fächerförmige Strahlenbündel definierten
Bogen überspannen.
Ungeachtet der Konfiguration sind die Strahlungsdetektoren 40 so
angeordnet, dass sie die von der Quelle 20 emittierte Strahlung
empfangen, nachdem sie die Untersuchungsregion 14 durchquert hat.
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Bei
einer Quellen-Fächergeometrie
werden bogenförmig
angeordnete Detektoren, die die von der Quelle 20 abgegebene
Strahlung überspannen, gleichzeitig
in kurzen Zeitintervallen abgetastet, während sich die Quelle 20 hinter
der Untersuchungsregion 14 dreht, um eine Quellen-Fächeransicht
zu erzeugen. Bei einer Detektor-Fächergeometrie werden die Detektoren
mehrere Male abgetastet, während sich
die Quelle 20 hinter der Untersuchungsregion 14 dreht,
um eine Detektor-Fächeransicht
zu erzeugen. Die Pfade zwischen der Quelle 20 und jedem
der Strahlungsdetektoren 40 werden als Strahlengänge bezeichnet.
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Die
Strahlungsdetektoren 40 wandeln die detektierte Strahlung
in elektronische Projektionsdaten um. Das heißt, jeder der Strahlungsdetektoren 40 erzeugt
ein Ausgangssignal, das proportional zu einer Intensität der empfangenen
Strahlung ist. Optional kann ein Referenzdetektor Strahlung detektieren, die
die Untersuchungsregion 14 nicht durchquert hat. Eine Differenz
zwischen der Größe der vom
Referenzdetektor und jedem der Strahlungsdetektoren 40 empfangenen
Strahlung liefert einen Hinweis auf das Ausmaß der Strahlungsabschwächung entlang
eines entsprechenden Strahlengangs eines abgetasteten Strahlungsfächers. In
jedem Fall erzeugt jeder Strahlungsdetektor 40 Datenelemente,
die Projektionen entlang jedes Strahlengangs innerhalb der Ansicht entsprechen.
Jedes Datenelement auf der Datenlinie steht in Zusammenhang mit
einem Linienintegral, das entlang seines entsprechenden Strahlengangs durch
das zu rekonstruierende Objekt gebildet wird.
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Bei
der Detektor-Fächergeometrie
stellt jede Ansicht oder Datenlinie einen Strahlengangfächer dar,
dessen Scheitelpunkt bei einem der Strahlungsdetektoren 40 in
kurzen Zeitintervallen vom Detektor erfasst wird, während die
Quelle 20 hinter der Untersuchungsregion 14 rotiert.
Bei einer Quellen-Fächergeometrie
stellt jede Ansicht oder Datenlinie einen Strahlengangfächer dar,
dessen Scheitelpunkt bei der Quelle 20 durch gleichzeitige
Abtastung aller Strahlungsdetektoren 40 erfasst wird, die
den Strahlungsfächer überspannen.
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Eine
Gantry-Erfassungsspeicherplatine 50 empfängt die
abgetasteten Daten von den Strahlungsdetektoren 40. Optional
ordnet die Gantry-Erfassungsspeicherplatine 50 die Daten
um, um sie von einer Detektor-Fächergeometrie
in eine Quellen-Fächergeometrie
umzuwandeln oder umgekehrt, und führt eine Welligkeitsfilterung
durch, bevor sie die Daten an einen Bildprozessor 100 weiterleitet.
Optional umfasst der Bildprozessor 100 für diejenigen
Anwendungen, bei denen andere als parallele Projektionsdaten aufgenommen
werden, einen Rebinning-Prozessor 110. Die durch die Strahlungsdetektoren 40 erzeugten
und durch die Gantry-Erfassungsspeicherplatine 50 abgetasteten
elektronischen Daten werden dem Rebinning-Prozessor 110 zugeführt. Der Rebinning-Prozessor 110 wandelt
jede Datenlinie von ihrem Fächerstrahlenbündel- oder
anderweitig divergierenden Format in ein Parallelstrahlenbündelformat
um. Bei einer bevorzugten Ausführungsform und
zugunsten der Geschwindigkeit und Genauigkeit wird dieser Vorgang
optional in drei Rebinning-Operationen
oder Schritte unterteilt: einen Schritt der Winkelansichtfilterung,
einen Interpolationsschritt, bei dem die Daten in parallele Strahlengänge von
ungleichem Abstand sortiert werden, und einen letzten Interpolationsschritt,
der den ungleichen Abstand der Strahlengänge korrigiert. Der Rebinning-Prozessor 110 erhält zunächst die
Datenlinien und speichert sie in einem ersten Umlauf-Zwischenspeicher 112.
Ein Winkelansichtfilter 114 ruft die Datenlinien von dem ersten
Umlauf-Zwischenspeicher 112 ab, filtert sie und schreibt
sie an eine vorgegebene Position in einem zweiten Umlauf-Zwischenspeicher 116.
Zusätzlich
werden optional beliebige detektorspezifische Korrekturen vorgenommen,
bevor die Daten in den zweiten Umlauf-Zwischenspeicher 116 geschrieben werden.
Vorzugsweise wird, wie in 2 dargestellt, eine
Winkelansichtfilterung auf eine Vielzahl von benachbarten Datenlinien 200,
zum Beispiel 3 bis 5, angewendet, um einen gewichteten Mittelwert
hiervon zu bilden. Der gewichtete Mittelwert ist durch eine zentrierte
symmetrische nicht-lineare Funktion 210 gekennzeichnet.
In dieser Phase trägt
außerdem
die zugehörige
Ansichtreduzierung zu einer verkürzten Verarbeitungszeit
bei. Anschließend
ruft ein Inter polator 118 die in dem zweiten Umlauf-Zwischenspeicher 116 gespeicherten
Daten ab und ordnet sie neu, so dass parallele Strahlengänge von
den verschiedenen Datenlinien zusammengefasst werden. Optional kann
die Anzahl der Datenlinien reduziert werden, indem Datenlinien übersprungen
werden, zum Beispiel jede zweite Datenlinie, um den Zeitaufwand
für die Verarbeitung
der Daten zu verkürzen.
Weiterhin werden an dieser Stelle optional beliebige Korrekturen vorgenommen,
die allen Strahlungsdetektoren 40 gemeinsam sind. Anschließend erfolgt
ein weiterer Interpolationsschritt, um für einen gleichmäßigen Abstand
innerhalb jeder Gruppe von parallelen Datenstrahlengängen zu
sorgen. Alternativ wird jeglicher geeignete Rebinning-Prozessor
genutzt.
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Bezug
nehmend auf 3 und weiterhin Bezug nehmend
auf 1 wird der Rebinning-Prozess anhand einer veranschaulichenden
Zeichnung beschrieben, die eine Quellen-Fächergeometrie zeigt. Während die
Quelle 20 einer Bahn 300 um die Untersuchungsregion 14 herum
folgt, erzeugt sie mit jedem inkrementellen Grad der Drehung eine
Vielzahl von Quellen-Fächeransichten 22a–e. Jede
Quellen-Fächeransicht 22a–e wird
von einer Anordnung von Strahlungsdetektoren 40a–r aufgenommen,
die sie in eine Datenlinie mit Fächerstrahlenbündelformat
umwandelt. Die Quellen-Fächeransichten 22a–e setzen
sich jeweils aus einer Vielzahl von Strahlengängen zusammen, wobei jeder
Strahlengang einem einzelnen Strahlungsdetektor 40a–r entspricht.
Die Quellen-Fächeransicht 22a umfasst
zum Beispiel Strahlengänge,
die den Strahlungsdetektoren 40a–l entsprechen, die Quellen-Fächeransicht 22b umfasst Strahlengänge, die
den Strahlungsdetektoren 40d–o entsprechen, und 22e umfasst
die Detektoren 40g–r. Der
Interpolator 118 ordnet die Daten zu Gruppen von parallelen
Strahlengängen,
zum Beispiel den Strahlengängen 310a–e, die
den Strahlungsdetektoren 401, 40j und 40g entsprechen,
von den jeweiligen Fächern 22a, 22b und 22e um,
um ein paralleles Strahlenbündelformat
zu erzeugen. Schließlich
vereinfacht der Rebinning-Prozess die bevorstehende Rückprojektionsoperation,
ohne dass die Bildqualität des
rekonstruierten Bildes beeinträchtigt
wird.
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In
jedem Fall werden die parallelen Projektionsdaten nach ihrem Erhalt
an eine Faltungsvorrichtung 120 weitergeleitet, die die
Ansichtdaten verarbeitet und in einen Vorinterpolator 130 lädt. Die
Faltungsvorrichtung 120 nimmt mathematische Manipulationen
vor, bei denen jede Ansicht mit einer geeigneten Filter- oder Faltungsfunktion
für das
Ansichtformat, nämlich
parallel, gefaltet wird. Es ist anzumerken, dass bei einem Ausführungsbeispiel
mit einem Scanner der vierten Generation jeder der Strahlungsdetektoren 40 gleichzeitig
Intensitätsdaten
erzeugt, während
sich die Quelle 20 bewegt. Um diesen schnellen Informationsfluss
verarbeiten zu können, umfasst
die Faltungsvorrichtung 120 vorzugsweise eine Vielzahl
von Faltungsvorrichtungen zum gleichzeitigen Falten mehrerer Datenlinien.
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Der
Vorinterpolator 130, der die gefalteten parallelen Projektionsdaten
von der Faltungsvorrichtung 120 erhält, führt eine lineare Interpolation
oder eine Interpolation höherer
Ordnung für
ausgewählte Abschnitte
jeder Datenlinie durch. In jedem Fall führt der Vorinterpolator 130 eine
Interpolation höherer Ordnung
durch als diejenige, die bei dem Rückprojektionsschritt benutzt
wird, um während
der Rückprojektion
die Interpolationsgenauigkeit aufrechtzuerhalten. Es wird nur derjenige
Abschnitt der Projektionsdaten, der das Zoom-Rekonstruktionsfeld
(d.h. die bestimmte interessierende Region, auf die die Rekonstruktion
zu konzentrieren ist) definiert, interpoliert und zum Rückprojektionsschritt
weitergegeben. Das Zoomen erfolgt, indem der geeignete Teil der
Projektionsdaten zur Vorinterpolation ausgewählt wird. Vorzugsweise werden
keine Änderungen
an den Rückprojektionsparametern
vorgenommen, da Parallelstrahlenbündelprojektionen von konstanter Größe vorinterpoliert
werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform führt der
Vorinterpolator 130 eine Mittelpunkt-Interpolation mit
einer kubischen Spline-Funktion durch, um die Datenlinien um einen
Faktor zwei zu erhöhen.
Optional erfolgt die Vorinterpolation gemäß den in der gemeinsam zugewiesenen US-amerikanischen
Patentschrift Nr. 5.481.583 beschriebenen Verfahren.
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Der
Vorinterpolator leitet dann seine Ausgabe an einen Datenprozessor 140 weiter,
wo die resultierenden vorinterpolierten gefalteten parallelen Projektionsdaten
skaliert und auf vorzeichenlose, feste Präzisionswörter von vorgegebenen Längen voreingestellt
werden. Zum Zweck der Veranschaulichung und bei mindestens einer
bevorzugten Ausführungsform
beträgt
die bevorzugte Länge
jedes Worts 12 Bit. Andere Wortlängen,
wie sie für
verschiedene Anwendungen und/oder gewünschte Präzisionsgrade angemessen sind,
kommen jedoch ebenfalls in Frage. Die Skalierung und Voreinstellung
umfasst das Bestimmen eines minimalen und maximalen Gleitkommawertes
und die Zuordnung dieser Werte zu den Minimum- und Maximumwerten
der 12-Bit-Wörter
(d.h. Null bzw. 4095), wobei die Gleitkomma-Zwischenwerte relativ
zu ihrer Position zwischen den minimalen und den maximalen Gleitkommawerten
zugeordnet werden.
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Zusätzlich zu
der Skalierung und Voreinstellung teilt der Datenprozessor 140 jedes
Wort in mehrere Farbkanäle
auf, die den durch eine Mehrkanal-Wiedergabemaschine 150 definierten
Farben entsprechen. Zur Veranschaulichung und bei mindestens einer
bevorzugten Ausführungsform
handelt es sich bei der Mehrkanal-Wiedergabemaschine 150 um ein
24-Bit-Dreifarbensystem mit 8 Bits pro Farbkanal. Andere Mehrkanal-Wiedergabemaschinen, wie
sie für
verschiedene Anwendungen bzw. gewünschte Präzisionsgrade angemessen sind,
kommen jedoch ebenfalls in Frage. Optional wird die Aufteilung der
Farben bei einem 24-Bit-Dreifarbensystem mit Hilfe der folgenden
vorzeichenlosen Arithmetik definiert, wobei „proj" das 12-Bit-Wort darstellt: rot = proj/256 (1); grün = (proj – 256·rot)/16 (2);und blau = proj – 256·rot – 16·grün (3);wobei die
Auswahlen für
Rot, Grün
und Blau nominal und willkürlich
sind. In diesem Beispiel stellt Rot die vier höchstwertigen Bits dar, Grün die vier
mittelwertigen Bits und Blau die vier niedrigstwertigen Bits. Die Aufteilung
erfolgt optional über
eine Hardware-Implementierung
von Bit-Schieberegistern, Multiplizierern und Addier-/Subtrahiergliedern.
Der Datenprozessor 140 wird alternativ über eine geeignete Software-Anwendung
oder eine Kombination von Software und Hardware implementiert.
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Diese
Daten werden dann als 24-Bit-Farbstrukturkartendaten an die Mehrkanal-Wiedergabemaschine 150 übertragen.
Die Mehrkanal-Wiedergabemaschine 150 wird nun eingesetzt,
um gleichzeitig und unabhängig
die Ansichten oder Datenlinien auf jedem der Farbkanäle zurück zu projizieren.
Um die Unabhängigkeit
zwischen den Kanälen
sicherzustellen, erfolgt bei einer bevorzugten Ausführungsform die
Rückprojektion
mit Hilfe einer Nächste-Nachbar-Interpolation
in der Abbildung von Elementen aus der Datenlinie auf die Rückprojektions-
oder Bildmatrix. Somit werden die Projektionsdaten in einer Bildmatrix
dargestellt, wobei die Ergebnisse iterativ mit den akkumulierten
Farbbildern gemischt werden, eines für jeden Farbkanal. In einer
bevorzugten Ausführungsform
mit 12-Bit-Projektionsdaten
(d.h. drei 4-Bit-Kanälen)
und 8-Bit-Farbkanälen
in der Mehrkanal-Wiedergabemaschine 150 gibt
es 4 zusätzliche Bits
pro Kanal und daher kann die gemischte Wiedergabeoperation bis zu
16 Mal für
16 verschiedene Ansichten innerhalb der Wiedergabemaschine 150 wiederholt
werden, bevor es zu einem Überlauf
kommt. Das resultierende Teilbild wird dann ausgelesen und ein neues
Teilbild erzeugt. Wenn die Wiedergabemaschine 150 und aufgeteilte
oder aufgespaltene Projektionsdaten so bemessen werden, dass es
genügend
zusätzliche
Bits gibt, um alle Ansichten für
ein komplettes rekonstruiertes Bild zu akkumulieren, wird kein externer
Akkumulationspuffer 160 benötigt.
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Wenn
jedoch zum Beispiel 50 Teilbilder oder insgesamt 800 (16 × 50) Ansichten
benutzt oder gewünscht
werden, um ein komplettes Bild zu erstellen, werden die aus der
Wiedergabemaschine 150 ausgelesenen Teilbilder 50 Mal als
ein rekonstruiertes Bild mit 16 oder 32 Bit mal 3 Farbkanälen in dem
Akkumulationspuffer 160 akkumuliert. Da dieser Akkumulationsprozess über eine
Größenordnung
weniger Operationen erfordert als der Rückprojektionsprozess selbst,
trägt er
kaum zu der insgesamt benötigten
Rückprojektionszeit
bei.
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Die
mehrfarbigen Bilder werden dann aus dem Akkumulationspuffer 160 extrahiert
und pixelweise mittels der folgenden Operationen über einen Rekonstruktionsprozessor 170 in
ein 16- oder 32-Bit-Bild umgewandelt: Ausgabebild = rotes Bild·256 + grünes Bild·16 + blaues Bild (4).
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Optional
wird der Rekonstruktionsprozessor 170 als Hardware, als
Software oder als eine Kombination von Hardware- und Software-Konfigurationen implementiert.
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Alternativ
arbeitet der Rekonstruktionsprozessor 170 mit den ausgelesenen
Teilbildern aus der Wiedergabemaschine 150, bevor sie in
dem Akkumulationspuffer 160 akkumuliert werden, so dass
die mehrfarbigen Teilbilder über
die Operationen aus Gleichung (4) zu einem Einzelkanal-Ausgabe-Teilbild rekombiniert
werden. Der Akkumulationspuffer 160 akkumuliert dann die
Teilbilder und speichert sie als Ausgabebild.
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In
jedem Fall wird anschließend
das resultierende Bild korrekt für
die Bildanzeige skaliert und voreingestellt. Bei einer bevorzugten
Ausführungsform zieht
ein Videoprozessor 180 ausgewählte Ausschnitte der akkumulierten
Ausgabebild-Daten ab und formatiert sie, um entsprechende visuell
darstellbare Anzeigen auf einem Videomonitor 190 oder einer
anderen Wiedergabevorrichtung zu erzeugen. Typische Anzeigen umfassen
Reprojektionen, ausgewählte
Schichten oder Ebenen, Oberflächenwiedergaben
und dergleichen. Optional wird nun auch die Wiedergabemaschine 150 verwendet,
um die Daten angemessen für
die gewählte
Anzeigematrixgröße zu interpolieren.
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Auf
diese Weise wird eine Rückprojektion über die
Verwendung von Grafik-Hardware geschaffen, die üblicherweise eingesetzt wird,
um eine mehrfarbige Wiedergabe von Objekten vorzunehmen. Die dargestellten
Beispiele veranschaulichen, wie die zahlreichen Farbkanäle einer
derartigen Grafikvorrichtung genutzt werden, um eine Rückprojektion durchzuführen, und
sie zeigen die Vorteile hiervon auf. Die Zoom-Rekonstruktion mit einem derartigen Rückprojektionsprozessor
ist ebenfalls vorgesehen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform
wird im Gegensatz zu früheren
Methoden zur Durchführung
der Zoom-Rekonstruktion bei Rückprojektionsvorrichtungen
keine Rekonfiguration oder Änderung
der Rückprojektionsparameter
durchgeführt.
Die oben dargestellten Beispiele sind nicht als auf eine bestimmte Hardware-Konfiguration,
Strahlenbündelgeometrie oder
durch andere in dem Rekonstruktionsprozess durchgeführte Schritte
begrenzt zu interpretieren. Sie dienen zur Veranschaulichung der
Schritte, die die Nutzung einer Mehrkanal-Wiedergabemaschine für die Rückprojektion
erlauben. Es sich durchaus andere Kombinationen der Präzision von
Wiedergabe-Hardware, Projektionsdaten und dargestellten Bilddaten
anwendbar, gegebenenfalls unter Verwendung einer unterschiedlichen
Skalierung, Voreinstellung, Aufspaltung und Akkumulation der entweder
in die Wiedergabemaschine 150 übertragenen Projektionsdaten
oder der von dieser ausgegebenen Bildern. Zum Beispiel kann eine
64-Bit-Wiedergabemaschine mit 4 Farbkanälen (16 Bits pro Kanal) mit
Projektionsdaten eingesetzt werden, die zu 16-Bit-Wörtern skaliert
sind, oder jede andere angemessene Kombination, wie sie für eine bestimmte
Anwendung oder einen bestimmten Präzisionsgrad gewünscht wird.
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Wo
es nicht in besonderem Maße
auf eine hohe Präzision
ankommt oder ein geringerer Präzisionsgrad
akzeptabel ist, wird der Vorinterpolator 130 optional weggelassen.
Der Bildprozessor 100 kann auch bei anderen diagnostischen
Bildgebungsgeräten
Anwendung finden. Bei einer bevorzugten alternativen Ausführungsform
liefert ein CT-Scanner
vom Transversal- und rotierenden Typ parallele Projektionsdaten.
Bei einer anderen bevorzugten alternativen Ausführungsform liefert eine Nuklear-
oder Gammakamera die Projektionsdaten entweder in einem parallelen
oder divergenten Format. Optional wird jedes beliebige geeignete
diagnostische Bildgebungsgerät
genutzt, das Projektionsdaten erzeugt.
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Ein
Vorteil der oben geschriebenen Ausführungsform besteht darin, dass
die Rückprojektion
effizient mit allgemein erhältlicher
Grafik-Hardware ausgeführt
wird, die zur mehrfarbigen Wiedergabe von Objekten in der Lage ist.
Ein weiterer Vorteil besteht in der Reduzierung der Gesamtsystemkosten aufgrund
der Tatsache, dass zur Durchführung
der Rückprojektion
keine kundenspezifische Rückprojektions-Hardware
genutzt wird. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die Akkumulation
von mindestens einigen Ansichten in der Mehrkanal-Wiedergabemaschine
erfolgt. Ein weiterer Vorteil, der bei einem Einzelfarben-Wiedergabealgorithmus
eine Einschränkung
darstellen könnte,
besteht darin, dass die Präzision
der Projektionsdaten und Bilddaten beibehalten bleibt, selbst wenn
die Farbwiedergabe-Hardware nur eine begrenzte Präzision zur
Verfügung
stellt. Noch ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die Zoom-Rekonstruktion
durchgeführt
wird, ohne dass die Rückprojektionsparameter
für jede
Zoom-Region rückgestellt
werden, so dass die Interpolationsgenauigkeit aufrechterhalten bleibt
und der Rückprojektor
einfacher zu konstruieren und effizienter ist.
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Text in der
Zeichnung
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1
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- Rolling buffer Umlauf-Zwischenspeicher
- Angular view filter Winkelansichtfilter
- Interpolator Interpolator
- Convolver Faltungsvorrichtung
- Preliminary interpolator Vorinterpolator
- Scale Skalieren
- Split Aufteilen
- Red Rot
- Blue Blau
- Green Grün
- Video processor Videoprozessor
- Multi-color rendering engine Mehrkanal-Wiedergabemaschine
- Reconstruction processor Rekonstruktionsprozessor
- G.A.M. Gantry-Erfassungsspeicherplatine