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Diese
Erfindung betrifft allgemein Computertomographie-(CT-)Bildgebung
und insbesondere eine Mehrrahmenbildrekonstruktion (Multiframerekonstruktion)
in einem CT-Fluoroskopiesystem.
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Bei
zumindest einem bekannten CT-Systemaufbau projiziert eine Röntgenquelle
einen fächerförmigen Strahl,
der derart kollimiert ist, dass er in einer X-Y-Ebene eines kartesischen
Koordinatensystems liegt, die allgemein als „Abbildungsebene" bezeichnet wird.
Der Röntgenstrahl
durchdringt das abgebildete Objekt, bspw. einen Patienten. Nachdem
der Strahl durch das Objekt abgeschwächt wurde, trifft er auf ein
Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorarray
empfangenen abgeschwächten
Strahlung hängt
von der Abschwächung
des Röntgenstrahls
durch das Objekt ab. Jedes Detektorelement des Arrays erzeugt ein
separates elektrisches Signal, das ein Maß für die Strahlabschwächung am
Erfassungsort ist. Die Abschwächungsmaße von allen
Detektoren werden zur Erzeugung eines Abschwächungsprofils separat erfasst.
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Bei
bekannten CT-Systemen der dritten Generation drehen sich die Röntgenquelle
und das Detektorarray gemeinsam mit einer Gantry in der Abbildungsebene
und um das abgebildete Objekt herum, so dass sich der Winkel, unter
dem der Röntgenstrahl
das Objekt schneidet, ständig ändert. (Siehe
z.B. JP(A)08024252). Eine Gruppe von Röntgenabschwächungsmesswerten, d.h. Projektionsdaten,
von dem Detektorarray bei einem Gantrywinkel wird als „Ansicht" bezeichnet. Ein „Scann" des Objekts umfasst
einen Satz von Ansichten bei verschiedenen Gantrywinkeln oder Ansichtswinkeln
während einer
Umdrehung der Röntgenquelle
und des Detektors. Bei einem axialen Scann werden die Projektionsdaten
zur Erzeugung eines Bildes verarbeitet, das einer zweidimensionalen
Schicht bzw. einem zweidimensionalen Schnitt durch das Objekt entspricht.
Ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus einem Satz von
Projektionsdaten wird in der Technik als gefiltertes Rückprojektionsverfahren
bezeichnet. Bei diesem Vorgang werden die Dämpfungsmaße von einer Abtastung in ganze
Zahlen, sogenannte „CT-Zahlen" oder „Hounsfield-Einheiten", umgewandelt, die zur
Steuerung der Helligkeit eines entsprechenden Bildelements (Pixels)
auf einer Kathodenstrahlröhrenanzeige
verwendet werden.
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Von
bestimmten Rekonstruktionsverarbeitungsschritten weiß man, dass
sie Rauschstrukturen in einem Bild erzeugen. Beispielsweise wird
während
eines „Cine"-Scanns, d.h. eines
Scanns, bei dem der Patient stationär bleibt, während die Daten für die vorgeschriebene
Anzahl von Schichten erfasst werden, eine Unterscann- bzw. Unterabtastgewichtung
(„USW") zur Verringerung
von Bewegungsartefakten angewendet, die sich ergeben, wenn sich
die Patientenanatomie während
der Abtastung bewegt. Unterabtastgewichtungsalgorithmen gewichten
typischerweise die erfassten Daten als Funktion des Ansichtswinkels
und des Detektorkanalindex. Insbesondere werden die Daten vor der
gefilterten Rückprojektion
entsprechend einem Unterabtastgewichtungsfaktor gewichtet, der eine
Funktion sowohl des Ansichtswinkels als auch des Erfassungswinkels ist.
Insbesondere werden die Projektionsdaten zuerst gefiltert, dann
gewichtet und danach zur Erzeugung jedes Bildes rückprojiziert.
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Zur
Verringerung der Gesamtabtastzeit kann ein „Spiral"-Scann durchgeführt werden. Zur Durchführung eines „Spiral"-Scanns wird der
Patient bewegt, während
die Daten für
die vorgeschriebene Anzahl an Schichten erfasst werden. Bei einem
derartigen System wird eine einzelne Schraubenlinie aus einem einzigen Fächerstrahlen-Spiralscann
erzeugt. Die durch den Fächerstrahl
abgebildete Spirallinie liefert Projektionsdaten, aus denen Bilder
in jeder vorgeschriebenen Schicht rekonstruiert werden können.
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Rekonstruktionsalgorithmen
für die
Spiralabtastung verwenden typischerweise Spiralgewichtungs-(„HW"-)Algorithmen, die
die erfassten Daten in Abhängigkeit
des Ansichtswinkels und des Detektorkanalindex gewichten. Insbesondere
werden die Daten vor der gefilterten Rückprojektion entsprechend einem Spiralgewichtungsfaktor
gewichtet, der eine Funktion sowohl des Ansichtswinkels als auch
des Detektorwinkels ist. Wie bei der Unterabtastgewichtung werden
bei einem HW-Algorithmus die Projektionsdaten gefiltert, gewichtet
und zur Erzeugung jedes Bildes rückprojiziert.
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Im
Zusammenhang mit einem Cine-Scann und einem Spiralscann werden die
gleichen Projektionsdaten wiederholt gefiltert, gewichtet und rückprojiziert,
obwohl kontinuierlich die gleiche Gewichtung zugeordnet ist. Beispielsweise
können
Projektionsdaten P1 mit w1 gewichtet
werden, um ein erstes Bild I1 zu erzeugen,
und auch mit w2 gewichtet werden, um ein
zweites Bild I2 zu erzeugen. Allerdings
kann das zweite Bild I2 nicht ohne eine
erneute Filterung, erneute Gewichtung und erneute Rückprojektion
der Projektionsdaten P1 erzeugt werden.
Die Unterabtastgewichtungsalgorithmen und die Spiralgewichtungsalgorithmen
verlangen beide, dass jedes Bild I1 und
I2 unabhängig
aus den Projektionsdaten P1 erzeugt wird.
Daher ergibt sich eine erhebliche Rechenredundanz sowohl bei den
Spiralgewichtungsalgorithmen als auch den Unterabtastgewichtungsalgorithmen.
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Rekonstruktionsverfahren
zur Verbesserung bestimmter Aspekte bei der Bilderzeugung sind bekannt. Beispielsweise
wird eine Überabtastgewichtung
bzw. Überscann-Gewichtung
zur Verringerung der Rechenredundanz bei der Rekonstruktion überlappender
Bilder mittels Projektionsdaten angewendet. Insbesondere werden
bei der Überabtastgewichtung
die erfassten Projektionsdaten lediglich in Abhängigkeit von dem Ansichtswinkel
gewichtet. Daher verringert die Überabtastgewichtung
die für
die Bildrekonstruktion erforderlichen Berechnungen, obwohl sie die
Rechenredundanz nicht vollständig
beseitigt. Darüber
hinaus weiß man
von der Überabtastgewichtung,
dass sie Bewegungsartefakte verringert, die sich ergeben, wenn sich
die Patientenanatomie während
einer 360 Grad-Abtastung bewegt. Die Patientenbewegung verursacht
eine Inkonsistenz und Diskontinuität von Ansichten in den Anfangs-
und Endprojektionen. Obwohl die Überabtastgewichtung
bei der Verringerung einiger Bewegungsartefakte erfolgreich funktioniert,
ist sie nicht so effektiv wie beispielsweise andere Spiralgewichtungsalgorithmen.
Daher wird die Überabtastgewichtung
oft während
Spiralscanns ausgeschlossen.
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Es
ist bekannt, dass CT-Fluoroskopiesysteme („CT Fluoro"), sequentielle Frames oder Rahmen von Bildern
erzeugen. Ein Frame bzw. Rahmen entspricht wie eine Ansicht einer
durch das abgebildete Objekt hindurch aufgenommenen zweidimensionalen
Schicht. Insbesondere werden die Projektionsdaten nicht gewichtet,
so dass die Framerate erhöht
werden kann. Allerdings ist bekannt, dass nicht gewichtete Projektionsdaten eine
wahrnehmbare Schattierung und Maserung in erzeugten Bildern hervorrufen.
Zur Verringerung dieser Schattierung und Maserung können Spiralgewichtsalgorithmen
zur Gewichtung der Projektionsdaten entsprechend jedem Frame verwendet
werden. Allerdings ist die Framerate desto geringer, je öfter die
Projektionsdaten gefiltert, gewichtet und rückprojiziert werden. Die Framerate
ist somit auf die Rechenfähigkeit
des CT-Fluorosystems beschränkt.
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Es
wäre selbstverständlich wünschenswert,
die Rechenredundanz bei der Spiralscannbildrekonstruktion zu verringern.
Darüber
hinaus wäre
es wünschenswert,
eine Änderung
der Anzahl von Ansichten pro Frame zu unterstützen und einen vernünftigen
Kompromiss zwischen Ansichten pro Frame und Framerate bei der CT-Fluoroskopie-Spiralbildrekonstruktion
zu erzielen.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung ist ein System zur Erzeugung eines Basistomographiebildes
und eines nachfolgenden Tomographiebildes eines Objekts geschaffen,
das die während
eines Scanns erhaltenen Projektionsdaten benutzt, wobei das System
eine Röntgenquelle
und ein Detektorarray aufweist, wobei das Detektorarray mehrere
Detektoren aufweist, wobei das System konfiguriert ist um: die Projektionsdaten
in mehrere Segmente aufzuteilen, wobei jedes Segment mehrere Ansichten
aufweist; Basisbilddaten für
jedes Segment unter Verwendung der Segmentprojektionsdaten zu erzeugen;
und nachfolgende Bilddaten basierend auf den Basisbilddaten eines
jeden Segments zu erzeugen, wobei das System dadurch charakterisiert ist,
dass zur Erzeugung der Basisbilddaten eines jeden Segments das System
konfiguriert ist, um Überscann- bzw. überabtastgewichtete
und einheitsgewichtete Bilddaten für jedes Segment zu erzeugen;
und um die Folgebilddaten durch eine lineare Kombination der über abtastgewichteten
und einheitsgewichteten Bilddaten eines jeden Segments zu erzeugen.
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Zur
Verbesserung der Recheneffizienz kann die Anzahl von Segmenten verändert werden,
um aus einer Anzahl von Ansichten pro Segment auszuwählen. Insbesondere
kann zur Veränderung
der Anzahl von Aussichten pro Segment die Abtastrate des Datenakquisitionssystems
(DAS) angepasst werden. Alternativ kann die Anzahl von Aussichten
pro Segment verändert
werden.
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Die
Verwendung des inkrementellen Rekonstruktionsalgorithmus, wie er
oben beschrieben ist, ermöglicht
eine Rekonstruktion von Folgebildern aus Spiralscanndaten ohne dass
es erforderlich ist, dass jedes Bild unabhängig erzeugt werden muss. Desweiteren
sind die Rechenkosten und der Aufwand zur Erzeugung von Bildern
bei der CT-Fluoroskopie-Spiralbildrekonstruktion reduziert. Solch
ein Algorithmus verringert auch die Verarbeitungsdauer und bietet
einen vernünftigen
Kompromiss zwischen der Anzahl von Aussichten und der Framerate.
Zusätzlich
wird angenommen, dass der vorliegende Bildrekonstruktionsalgorithmus
die Bildqualität nicht
wesentlich verringert.
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Ausführungsformen
der Erfindung werden nun anhand von Beispielen und unter Bezug auf
die beigefügten
Zeichnungen beschrieben, in denen zeigen:
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1 eine
bildliche Darstellung eines CT-Abbildungssystems.
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2 ein
schematisches Blockschaltbild des in 1 dargestellten
Systems.
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3 eine
graphische Darstellung unter Veranschauli chung von Überabtastgewichtungsfaktoren
gegenüber
dem Ansichtswinkel zur Erzeugung eines Folgebildes aus einem Basisbild
gemäß einem
Ausführungsbeispiel
der Erfindung.
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Bezugnehmend
auf 1 und 2 ist dort ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 10 gezeigt,
das eine Gantry aufweist, die für
eine CT-Scanneinrichtung der dritten Generation kennzeichnend ist. Die
Gantry 12 weist eine Röntgenquelle 14 auf,
die Röntgenstrahlen 16 in
Richtung auf ein Detektorarray 18 auf der gegenüberliegenden
Seite der Gantry 12 projiziert. Das Detektorarray 18 ist
aus Detektorelementen 20 ausgebildet, die zusammen die
projizierten Röntgenstrahlen
erfassen, die durch einen medizinischen Patienten 22 hindurchtreten.
Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal,
das die Intensität
eines auftreffenden Röntgenstrahls
und somit die Abschwächung
des Strahls darstellt, wenn er durch den Patienten 22 hindurchtritt.
Während
einer Abtastung zur Erfassung von Röntgenprojektionsdaten drehen
sich die Gantry 12 und die daran angebrachten Komponenten
um einen Drehmittelpunkt 24.
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Die
Drehung der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenquelle 14 sind
durch eine Steuereinrichtung 26 des CT-Systems 10 gesteuert. Die Steuereinrichtung 26 weist
eine Röntgensteuereinrichtung 28 auf,
die die Röntgenquelle 14 mit
Leistungs- und Zeitsignalen versorgt, und eine Gantrymotorsteuereinrichtung 30,
die die Drehgeschwindigkeit und Position der Gantry 12 steuert.
Ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 in der Steuereinrichtung 26 tastet
analoge Daten von den Detektorelementen 20 ab und wandelt
die Daten in digitale Signale zur nachfolgenden Verarbeitung um.
Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 34 empfängt abgetastete und
digitalisierte Röntgendaten
von dem DAS 32 und führt
eine Bildrekonstruktion mit hoher Geschwindigkeit durch. Das rekonstruierte
Bild wird einem Computer 36 als Eingangssignal zugeführt, der
das Bild in einer Massenspeichereinrichtung 38 speichert.
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Der
Computer 36 empfängt
auch Befehle und Abtastparameter von einem Bediener über eine
Konsole 40, die eine Tastatur aufweist. Eine zugehörige Kathodenstrahlröhrenanzeige 42 ermöglicht dem
Bediener die Überwachung
des rekonstruierten Bildes und anderer Daten von dem Computer 36.
Die vom Bediener zugeführten
Befehle und Parameter werden von dem Computer 36 zur Bereitstellung
von Steuersignalen und Informationen für das DAS 32, die
Röntgensteuereinrichtung 28 und
die Gantrymotorsteuereinrichtung 30 verwendet. Außerdem steuert
der Computer 36 eine Tischmotorsteuereinrichtung 44,
die einen motorisierten Tisch 46 zur Positionierung des
Patienten 22 in der Gantry 12 steuert. Insbesondere
bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch
eine Gantryöffnung 48.
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Die
bekannten Spiralrekonstruktionsalgorithmen können allgemein als Spiralextrapolations-(HE-,
Helical Extrapolative) oder Spiralinterpolations-(HI-, Helical Interpolative)Algorithmen
klassifiziert werden. Diese Algorithmen beaufschlagen die Projektionsdaten
gewöhnlich
mit einem Gewichtungsfaktor, um ein Bild zu rekonstruieren. Dieser
Gewichtungsfaktor beruht im Allgemeinen auf, d.h. hängt von
sowohl dem Fächerwinkel als
auch dem Ansichtswinkel ab. während
die HE- und HI-Algorithmen allgemein eine annehmbare Bildqualität ergeben,
ist mit diesen Algorithmen eine erhebliche Rechenredundanz verbunden,
und sie erfor dern erhebliche Hardwarekosten, wenn die Rekonstruktionsgeschwindigkeit
kritisch ist. Beispielsweise müssen
fast alle Projektionen, die zur Erzeugung eines ursprünglichen
Bildes verwendet werden, neu gewichtet, neu gefiltert und neu rückprojiziert
werden, um ein neues Bild in einer nur einen kleinen Bruchteil einer
Drehung entfernten Stellung zu erzeugen. Selbst wenn ein erhebliches Überlappungsmaß in Projektionen
aufeinander folgender Bilder auftritt, ist insbesondere zur Erzeugung
von n Bildern pro Gantrydrehung n mal so großer Rechenaufwand pro Gantrydrehung
erforderlich, wie er zur Erzeugung eines einzelnen Bildes erforderlich
ist.
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Die
folgende Beschreibung eines Segmentieralgorithmus bezieht sich manchmal
speziell auf CT-Fluorosysteme, die einen Spiralscann oder einen
Cine-Scann verwenden. Der Segmentieralgorithmus ist allerdings nicht
auf die Ausübung
in Zusammenhang mit diesen Systemen beschränkt und kann auch bei anderen CT-Systemen
angewendet werden. Ferner ist gemäß einem Ausführungsbeispiel
der Segmentieralgorithmus in einem Computer 36 implementiert
und verarbeitet beispielsweise in dem Massenspeicher 38 gespeicherte Daten.
Es sind natürlich
auch viele alternative Implementierungen möglich.
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Gemäß einem
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung werden zur Erzeugung von Basisbilddaten
für ein
Basisbild zu verwendende Projektionsdaten in eine Vielzahl von Segmenten
unterteilt. Zur Erzeugung des Basisbildes dreht sich insbesondere
die Gantry 12 über
eine volle Umdrehung plus einen Ansichtswinkel β0, d.h. über einen
Bereich (0,2π + β0),
um Projektionsdaten zu erfassen. Der Winkel β0 stellt
den Winkel der Gantrydrehung, der über 360° hinausgeht, während eines
Spiralscanns dar. Ansichten V stellen die Anzahl von Ansichten dar,
die pro 2π- Gantryumdrehung erhalten
werden, und Ansichten VL stellen die Anzahl
von Ansichten dar, die in einem Ansichtswinkelbereich (0 ≤ β ≤ β0)
erhalten werden. Der Segmentieralgorithmus teilt die Projektionsdaten
in M Segmente für
jede 2π-Winkelspanne
auf. Beträgt
beispielsweise die Geschwindigkeit des Systems 10 eine
Sekunde pro Gantrydrehung und beträgt eine Datenerfassungsperiode
des DAS 32 fünf
Sekunden, werden die Projektionsdaten in 5M Segmente unterteilt.
Insbesondere erzeugt der Segmentieralgorithmus Folgebilder aus geänderten
Segmenten und ermöglicht
die Auswahl einer Segmentmenge und -größe aus einer Vielzahl von Werten,
wobei hierzu Segmente mit einer unterschiedlichen Anzahl von Ansichten
im Vergleich zu benachbarten Segmenten gehören. Die Segmentmenge und -größe werden
derart ausgewählt,
dass die Anzahl von in dem k-ten Segment enthaltenen Ansichten mit
dem (k + M)-ten Segment identisch ist, wobei die Menge an in einem
beliebigen Segment enthaltenen Ansichten größer oder gleich der Anzahl
der Ansichten in VL ist.
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Nach
dem Unterteilen der Projektionsdaten in Segmente und der Filterung
der Daten wird ein Überscann-
bzw. Überabtastgewichtungsalgorithmus
auf die gefilterten Projektionsdaten jedes Segments zur Erzeugung
von Überscann-
bzw. Überabtastgewichtungsbilddaten
und Einheitsbilddaten für
jedes Segment angewendet. Insbesondere wendet der Überabtastgewichtungsalgorithmus
einen Gewichtungsfaktor w(β)
auf die Projektionsdaten jedes Segments an, die bei verschiedenen
Ansichtswinkeln β erfasst
werden, um ein Überabtastgewichtungsbild
Ok für
jedes Segment zu erzeugen. Es ist anzumerken, dass für die Gewichtungszwecke
der Startansichtswinkel β für jedes
Segment auf Null gesetzt wird. Ein Einheitsgewichtungsfaktor wird dann
auf die Projektionsdaten für
jedes Segment zur Erzeugung eines Einheitsgewichtungs bildes Uk für
jedes Segment angewendet. Insbesondere werden die gefilterten Projektionsdaten
mit dem erzeugten Gewichtungsfaktor multipliziert und dann rückprojiziert.
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Unter
Verwendung der Segmentbilddaten aus den Basisbilddaten werden Folgebilddaten
erzeugt. Insbesondere und gemäß einem
Ausführungsbeispiel
ist die Winkelspanne für
das Segment k gleich βk, und die den Bereichen (0 ≤ β ≤ β0)
und (2π ≤ β ≤ 2π + β0)
entsprechenden Gewichtungsfaktoren sind zueinander komplementär. Insbesondere
wird ein Ansichtswinkel βk für
eine erste Projektion eines Folgebildes ausgewählt. Zu dem Folgebild beitragende
Projektionsdaten liegen in dem Bereich (βk, 2π + βk + β0).
Durch die Ausführung des
Segmentieralgorithmus wird ein aktualisierter Gewichtungsfaktor
basierend auf jedem Ansichtswinkel βk und
einem Überscann-
bzw. Überabtastgewichtungsfaktor
w(β) in
dem Bereich (0,2π + β0)
erzeugt. Der Segmentieralgorithmus bestimmt insbesondere einen aktualisierten
Gewichtungsfaktor, der auf zuvor gefilterte, gewichtete und rückprojizierte
Basisprojektionsdaten angewendet wird, so dass das Folgebild ohne
erneute Filterung, erneute Gewichtung und erneute Rückprojektion
aller Basisbildprojektionsdaten erzeugt wird.
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3a zeigt beispielhaft eine graphische
Darstellung von Überabtastgewichtungsfaktoren
gegenüber dem
Ansichtswinkel zur Erzeugung eines ersten Bildes gemäß einem
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung. 3b zeigt
eine graphische Darstellung von Überabtastgewichtungsfaktoren
gegenüber
dem Ansichtswinkel zur Erzeugung eines Folgebildes, wobei das Folgebild
bei dem Ansichtswinkel βk beginnt. βk stellt insbesondere
den Ansichtswinkel dar, an dem die erste Projektion des Folgebildes
angeordnet ist, wobei die Kurve die zur Erzeugung des Folgebildes
auf die Projektionsdaten angewandten Gewichtungen veranschaulicht.
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Wie
in
3 gezeigt, bleibt der Gewichtungsfaktor für die Mehrheit
der Segmente zwischen dem Basisbild und dem k-ten Folgebild unverändert. Z.B.
und wie in
3 veranschaulicht, sind die
Gewichtungsfaktoren der Segmente 3 bis 6 zwischen dem Basisbild
und dem k-ten Bild unverändert.
Infolgedessen ergibt sich das k-te Bild zu:
wobei:
O
k die Überscann-
bzw. überabtastgewichteten
Bilddaten für
das Segment k darstellt;
U
i die einheitsgewichteten
Bilddaten für
das Segment i darstellt, und
k ≥ 1 ist.
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Außerdem ergibt
sich das k-te Bild mit M > 6
und k > 1 zu: PK = Pk-1 – Ok-1 – Uk + Ok + Ok+M-1 + Uk+M – Ok+M,wobei:
Ok die überabtastgewichteten
Bilddaten für
das Segment k darstellt;
Uk die einheitsgewichteten
Bilddaten für
das Segment k darstellt,
k > 1
ist, und
M > 6
ist.
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Daher
werden die zuvor gefilterten, gewichteten und rückprojizierten Basisbildprojektionsdaten
einfach zur Erzeugung des Folgebildes wieder verwendet. Dagegen
unterscheiden sich die auf die Projektionsdaten in den Segmenten
1 und 2, (0, βk + β0) und den Segmenten 7 und 8 (2π, 2π + βk + β0)
angewendeten Überabtastgewichtungsfaktoren
in dem ersten Bild und dem Folgebild voneinander. Der Gewichtungsalgorithmus
erzeugt somit Gewichtungsfaktoren und Bilddaten in diesen Bereichen.
Insbesondere erzeugt der Gewichtungsalgorithmus aktualisierte Gewichtungsfaktoren,
die bei der Anwendung auf die Basisbilddaten die Basisbilddaten
in den geänderten
Segmenten derart neu gewichten, dass der Basisdatenbeitrag zu dem
Folgebild mit den in 3b gezeigten Überabtastgewichtungsfaktoren übereinstimmt.
Allerdings werden diese Basisbilddaten nicht neu gefiltert. Daher
wird ein wesentlicher Teil des Folgebildes ohne Neufilterung, Neugewichtung
oder Neurückprojektion
der zuvor erfassten Basisbilddaten erzeugt. Demnach ist eine erhebliche Menge
an Filterung, Multiplikation und Rückprojektion beseitigt, wodurch
die Recheneffizienz des Systems verbessert ist. Insbesondere sind
die einzigen Projektionsdaten, die gefiltert werden müssen, um
das Folgebild zu erzeugen, Projektionsdaten von Segmenten, die zuvor
nicht zur Erzeugung der Basisbilddaten gefiltert wurden. Wie es
vorstehend be schrieben ist, handelt es sich dabei nicht um eine
wesentliche Datenmenge.
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Gemäß einem
Ausführungsbeispiel
wird die Anzahl der Segmente M derart ausgewählt, dass jedes Segment eine
identische Anzahl von Ansichten vk aufweist.
Allerdings kann eine derartige Auswahl unpraktikabel sein. Beispielsweise
kann die Anzahl der in einer Gantrydrehung enthaltenen Ansichten
N nicht durch die Anzahl der Segmente M teilbar sein. Außerdem kann
das System 10 mehrere Prozessoren oder Verarbeitungs-Pipelines
D enthalten, die parallel zur Bildrekonstruktion verwendet werden,
während
jedoch die Anzahl von in jedem Segment enthaltenen Ansichten nicht
durch die Anzahl der Prozessoren teilbar sein kann.
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Gemäß einem
anderen Ausführungsbeispiel
wird die Abtastrate des DAS 32 derart eingestellt, dass die
Anzahl der Ansichten nach der Kompression pro 2π-Drehung v, geteilt durch die
Menge an Prozessor-Pipelines D multipliziert mit der Anzahl der
Segmente eine ganze Zahl ergibt. Wie es in Tabelle 1 veranschaulicht ist,
die ein Ausführungsbeispiel
darstellt, bei dem die DAS-Abtastrate normalerweise 984 Ansichten
pro Drehung beträgt,
kann die Abtastrate des DAS 32 derart eingestellt werden,
dass die ausgewählte
Anzahl von Ansichten pro Segment für eine gegebene Bildframerate
erfasst wird.
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Gemäß einem
alternativen Ausführungsbeispiel
enthält
jedes Segment mehrere Ansichten und kann eine ungleichmäßige Größe (eine
von den Nachbarsegmenten unterschiedliche Größe) aufweisen. Die Größe jedes
Segments kann insbesondere derart geändert werden, dass die Anzahl
von Ansichten in jedem Segment geteilt durch die Anzahl der Pipelines
D eine ganze Zahl ergibt und die Gesamtanzahl von Ansichten in den
M Segmenten gleich der Anzahl von Ansichten pro 2π-Drehung
der Gantry
12 ist. Außerdem
müssen
die Segmente die Randbedingungen erfüllen, dass die Anzahl von Ansichten
in dem k-ten Segment
gleich der in dem (k+M)-ten Segment ist und die Anzahl von Ansichten
in einem beliebigen Segment größer als
oder gleich V
L sein muss. Ein exemplarisches
Beispiel ist in Tabelle 2 veranschaulicht.
Tabelle
1
Tabelle
2
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Gemäß einem
weiteren Ausführungsbeispiel
enthält
das System 10 einen Faltungsalgorithmus, der gleichzeitig
mehrere Ansichten von Bilddaten erzeugt. Insbesondere erzeugt ein
komplexer FFT-Faltungsalgorithmus gleichzeitig zwei Ansichten aus
den Bilddaten. Insbesondere wird eine Ansicht mit N Elementen als der
Realteil behandelt, während
die zweite Ansicht aus N Elementen als der Imaginärteil einer
komplexen Folge der Länge
N behandelt wird. Insbesondere wird eine Sequenz y(n) gebildet,
wobei die Sequenz y(n) lautet: y(n) = vi(n) + jVm(n),wobei:
n
die Anzahl von Abtastpunkte ist und n = 0, 1, 2, ... N-1;
i
die Ansichtsnummer ist und i = 0, 1, 2, ..., Nv-1;
m
die Ansichtsnummer ist und i = 0, 1, 2, ..., Nv-1;
vi der i-ten mit Nullen gefüllten Ansicht
entspricht;
und
vm der m-ten mit
Nullen gefüllten
Ansicht entspricht.
vi und vm können
aus der gleichen Ansicht, unterschiedlichen Ansichten oder unterschiedlichen
volumetrischen Computertomographieschichten sein.
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Nach
der Erzeugung der Folge y(n) wird eine komplexe FFT von y(n), Y(n),
erzeugt. Eine erweiterte Frequenzbe reichsantwort des Faltungskerns
auf N Punkte wird dann erzeugt, wobei für die Antwort gilt: H(k) = H(N – k)wobei
k = N/2, ..., N-1 ist; und
H(k) die reale FFT des Kerns h(n)
ist, die eine gerade Funktion ist.
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Unter
Verwendung der erweiterten Frequenzbereichsantwort H(k) wird Z(k)
berechnet Z(k) = Y(k)·H(k)
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Eine
inverse komplexe FFT von Z(k), z(n), wird erzeugt, und das Ergebnis
wird in einen Realteil z(n) und in einen Imaginärteil z(n) aufgetrennt bzw.
aufgeteilt. Die Teile ergeben sich zu:
- Cvi
- = Realteil von z (n),
- Cvm
- = Imaginärteil von
z (n),
wobei
- Cvi
- die gefaltete i-te
Ansicht ist; und
- Cvm
- die m-te Ansicht ist.
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Die
Verwendung des Faltungsalgorithmus verringert die Anzahl der komplexen
Vorwärts-
und Rückwärts-FFT-Operatio nen,
die durchzuführen
sind. Werden beispielsweise vier Ansichten verarbeitet, müssen bekannte
Faltungsalgorithmen vier Vorwärts-
und vier Invers-Realteil-FFT-Operationen durchführen. Hingegen erzeugt der
beschriebene Faltungsalgorithmus die Bilddaten lediglich mittels
zweier Vorwärts- und zweier Invers-FFT-Operationen.
Infolgedessen wird die Berechnungseffizienz verbessert, und die
zur Erzeugung der Bilder erforderliche Zeit kann verringert werden.
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Der
vorstehend beschriebene Algorithmus unterstützt die Verbesserung der Berechnungseffizienz ohne
Verschlechterung der Bildqualität
bei der CT-Fluoroskopie-Bildrekonstruktion. Dieser Algorithmus verringert
auch die Verarbeitungszeit und liefert einen vernünftigen
Kompromiss zwischen der Anzahl von Ansichten und der Framerate.
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Aus
der vorhergehenden Beschreibung der verschiedenen Ausführungsbeispiele
ist ersichtlich, dass die Aufgabe der Erfindung gelöst wird.
Obwohl die Erfindung in Einzelheiten beschrieben und veranschaulicht ist,
ist es selbstverständlich,
dass dies nur der Veranschaulichung und zur beispielhaften Darstellung
dient und nicht als Einschränkung
verstanden werden kann. Beispielsweise ist das hier beschriebene
CT-System ein CT-Fluoroskopiesystem. Es können viele andere CT-Systeme
verwendet werden. In ähnlicher
Weise können, obwohl
die Werte von β und βk hier
als Stufe der Bildqualitätsbewertung
ausgewählt
sind, einige oder alle dieser Werte vorab ausgewählt und im Computer gespeichert
werden. Desweiteren werden die beschriebenen Überabtastgewichtungen entsprechend
einer nichtlinearen Funktion bestimmt, d.h. w(β) ist nicht proportional zu β. Allerdings
können
die Überabtastgewichtungen
mit einer linearen Funktion oder mit einer anderen nichtlinearen
Funktion erzeugt werden. Obwohl die Erfindung in Verbindung mit
einem Spiralscann beschrieben ist, kann die Erfindung auch in Verbindung
mit einem Cine-Scann verwendet werden.
Tabelle 2
