DE4424284A1 - Verfahren zum Verringern von Bildartefakten in einem tomographischen Bild - Google Patents
Verfahren zum Verringern von Bildartefakten in einem tomographischen BildInfo
- Publication number
- DE4424284A1 DE4424284A1 DE4424284A DE4424284A DE4424284A1 DE 4424284 A1 DE4424284 A1 DE 4424284A1 DE 4424284 A DE4424284 A DE 4424284A DE 4424284 A DE4424284 A DE 4424284A DE 4424284 A1 DE4424284 A1 DE 4424284A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- image
- data
- range
- mid
- zones
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Ceased
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 30
- 230000009467 reduction Effects 0.000 title description 3
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 15
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 abstract description 28
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 abstract description 22
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 16
- 239000013598 vector Substances 0.000 description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 230000008569 process Effects 0.000 description 7
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 5
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 3
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 2
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 2
- 241000894007 species Species 0.000 description 2
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 2
- 230000003313 weakening effect Effects 0.000 description 2
- 241001282736 Oriens Species 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 description 1
- 239000012141 concentrate Substances 0.000 description 1
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 1
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 1
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/70—Denoising; Smoothing
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/10—Image acquisition modality
- G06T2207/10072—Tomographic images
- G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
- Y10S378/901—Computer tomography program or processor
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
Die Erfindung bezieht sich auf Computertomografie (CT) und
andere ähnliche Projektionsabbildungssysteme und insbeson
dere auf solche Systeme, in denen Projektionen des abgebil
deten Objektes sowohl entlang Strahlen innerhalb einer Ge
stellebene als auch Strahlen gemacht werden, die die Ge
stellebene kreuzen.
In einem typischen Computertomografiesystem wird eine Rönt
genquelle, die auf einem umlaufenden Gestell angebracht
ist, kollimiert, um ein Fächerbündel mit einem definierten
Fächerbündelwinkel zu bilden. Das Fächerbündel wird typisch
so orientiert, daß es in der "Gestellebene" senkrecht zur
Drehachse des Gestells liegt und wird durch ein abzubilden
des Objekt zu einer Röntgendetektor-Array gesendet, die
ebenfalls in der Gestellebene angeordnet ist. Die Drehachse
des Gestells wird auch als die Z-Achse bezeichnet.
Die Detektor-Array wird von einer Reihe von Detektorelemen
ten gebildet, die jeweils die Intensität der übertragenen
Strahlung entlang einem Strahl messen, der von der Röntgen
quelle auf das bestimmte Detektorelement projiziert wird.
Die Intensität der übertragenen Strahlung hängt von der
Schwächung des Röntgenstrahles entlang dieses Strahls durch
das abgebildete Objekt ab.
Die Röntgenquelle und die Detektor-Array können auf dem Ge
stell innerhalb der Gestellebene und um eine Drehmitte
herum gedreht werden, so daß der "Gestellwinkel", unter dem
die Fächerbündelachse das abzubildende Objekt schneidet,
verändert werden kann. An jedem Gestellwinkel wird eine
Projektion gewonnen, die aus den Signalen gesammelter In
tensität von jedem Detektorelement gebildet ist. Das Ge
stell wird dann in einen neuen Winkel gedreht, und das Ver
fahren wird wiederholt, um Projektionsdaten entlang einer
Anzahl von Gestellwinkeln zu sammeln, um einen tomografi
schen Projektionssatz zu bilden.
Häufig wird eine 2π Radian oder 360° Gestelldrehung verwen
det, um den Projektionssatz zu sammeln; es wurde jedoch für
Fächerbündel-CT-Systeme ermittelt, daß ein mathematisch
vollständiger Projektionssatz mit nur π Radian plus den
Winkel des Fächerbündels der Gestellrotation erhalten wer
den kann. Die Verwendung von weniger als 2π Radian der Ge
stelldrehung, um einen Projektionssatz zu sammeln, wird im
allgemeinen als "Halbabtastung" (half scan) bezeichnet.
Die gewonnenen tomografischen Projektionssätze werden ty
pisch in numerischer Form für eine spätere Computer-Verar
beitung gespeichert, um ein Scheibenbild nach bekannten Re
konstruktions-Algorithmen "zu rekonstruieren". Ein Projek
tionssatz von Fächerbündel-Projektionen kann direkt zu ei
nem Bild rekonstruiert werden durch Fächerbündel-Rekon
struktionstechniken, oder die Intensitätsdaten der Projek
tionen können in parallele Bündel sortiert und nach Paral
lelbündel-Rekonstruktionstechniken rekonstruiert werden.
Die rekonstruierten tomografischen Bilder können auf einer
üblichen Kathodenstrahlröhre dargestellt oder durch eine
computer-gesteuerte Kamera in eine Filmaufzeichnung
umgewandelt werden.
Eine typische CT-Studie beinhaltet die Gewinnung einer
Reihe von "Scheiben" eines abzubildenden Objektes, wobei
jede Scheibe parallel zu der Gestellebene verläuft und eine
Scheibendicke aufweist, die durch die Größe des Brennpunk
tes, die Breite der Detektor-Array, der Kollimation und
durch die Geometrie des Systems bestimmt ist. Jede nachfol
gende Scheibe ist inkremental entlang einer Z-Achse senk
recht zu den X und Y Achsen verschoben, um so eine dritte
räumliche Dimension der Information zu liefern. Ein Radio
loge kann diese dritte Dimension betrachten, indem er die
Scheibenbilder in der Reihenfolge der Position entlang der
Z-Achse betrachtet. Alternativ können die numerischen Da
ten, die den Scheibensatz bilden, durch einen Computer wei
ter verarbeitet werden, um Scheibenbilder in jeder Orien
tierung durch das Bildobjekt zu erzeugen oder drei-dimen
sionale perspektivische Darstellungen des Bildobjektes zu
erzeugen.
Wenn die Auflösungsleistung von Computertomografie-
Verfahren zunimmt, sind eine steigende Anzahl von Scheiben
in der Z-Abmessung erforderlich. Die Zeit und der Aufwand
einer tomografischen Studie steigt mit der Anzahl der er
forderlichen aufeinanderfolgenden Scheiben. Weiterhin ver
größert die längere Abtastzeit, die zum Gewinnen von mehr
Scheiben erforderlich ist, das Unbehagen des Patienten, der
während dieser Zeit nahezu bewegungslos bleiben muß, um die
Genauigkeit der tomografischen Rekonstruktionen zu bewah
ren. Deshalb besteht ein erhebliches Interesse an einer
Verkürzung der Zeit, die zum Erhalten einer Scheibenserie
erforderlich ist.
Ein Verfahren zum Verkürzen der Abtastzeit, die zum
Sammeln zahlreicher Scheibendaten erforderlich ist, besteht
darin, Projektionsdaten für mehr als eine Scheibe während
einer gegebenen Gestellrotation zu gewinnen. Dies kann da
durch geschehen, daß eine zweidimensionale Detektor-Array
verwendet wird, die sich entlang der Z-Achse erstreckt, um
Projektionsdaten auf jeder Seite der Gestellebene zu erhal
ten, und indem die Kollimation der Röntgenstrahlen von der
jenigen eines Fächerbündels auf, beispielsweise ein Kegel
bündel mit Strahlen verändert wird, die von einem Brenn
punkt nicht nur innerhalb der Gestellebene sondern auch zu
jeder Seite der Gestellebene divergieren. Es wird deutlich,
daß ein derartiges Kegelbündel im allgemeinen kein genauer
Kegel sein muß, sondern auch, beispielsweise, pyramidenför
mige Verteilungen von Röntgenstrahlen in drei Dimensionen
aufweisen kann. Die Sammlung von Daten aus mehr als einer
einzigen Ebene während einer Projektion wird im allgemeinen
als dreidimensionale Abtastung bezeichnet.
Kegelbündel-Rekonstruktionstechniken sind bekannt.
Eine derartige Technik ist in dem Papier: "Practical cone
beam algorithm" von L. A. Feldkamp, o. a. J. Opt. Soc. Am.
A/Band 1, Nr. 6 (Juni 1984) beschrieben, auf das hiermit
Bezug genommen wird.
Trotz der potentiellen Vorteile der dreidimensiona
len Abtastung sind die Bilder häufig durch Artefakte ver
schlechtert, die Strukturen innerhalb des abgebildeten Ob
jektes verdunkeln.
Die vorliegende Erfindung schafft ein Verfahren und
eine Einrichtung zum Verkleinern von Artefakten, die durch
Kegelbündel-Rekonstruktionstechniken hervorgerufen werden.
Es wurde gefunden, daß eine Klasse derartiger Artefakte
durch fehlende Projektionsdaten hervorgerufen werden, die
durch konische Zonen in der Frequenzraumdarstellung derar
tiger Daten begrenzt sind. Aufbauend auf die Kenntnis über
die Art der abzubildenden Objekte, der Quelle der Arte
fakte, die identifiziert und innerhalb der Raum-Bereich
kompensiert sind, werden die Bilder in der Fourier-Bereich
gefiltert.
Genauer gesagt, werden gemäß der Erfindung Projek
tionsdaten in einer Kegelbündelabtastung gewonnen und durch
Kegelbündelrekonstruktionstechniken rekonstruiert, um ein
erstes tomografisches Bild mit Pixeln zu erzeugen, die ver
änderliche Dichten des abgebildeten Objektes darstellen.
Aufgrund der Geometrie der Kegelbündelabtastung fehlen in
den Projektionsdaten Daten in gewissen Zonen ihrer Fre
quenzraumdarstellung.
Das erste tomografische Bild, das aus diesen Pro
jektionsdaten rekonstruiert ist, wird in zwei Bilder ge
teilt, das eine ein Mittelbereich-Dichtebild, das Pixel mit
Dichtewerten innerhalb eines vorbestimmten Bereiches auf
weist, und das zweite ein Extrembereich-Dichtebild, das Pi
xel mit Dichtewerten außerhalb des vorbestimmten Bereiches
aufweist. In dem Beispiel der Abbildung des menschlichen
Körpers kann das Mittelbereichsbild weiches Gewebe und das
Extrembereichsbild kann Knochen und Luft sein.
Das Mittelbereichs-Dichtebild wird gefiltert, um
dessen räumliche Frequenzen zu verkleinern, die den Zonen
von fehlenden Frequenzraumdaten entsprechen. Dieses Mittel
bereichsbild wird dann mit dem Extrembereichsbild re
kombiniert, um ein zweites tomografisches Bild mit vermin
derten Bildartefakten zu erzeugen.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, die Abschnitte
der Frequenzraumdarstellung von den Projektionsdaten, die
die Artefakte in dem ersten tomografischen Bild hervorru
fen, zu isolieren. Indem die Annahmen gemacht werden, daß
die Artefakte, die in dem Bild von weichem Gewebe gezeigt
sind, vorwiegend durch die Pixel hervorgerufen werden, die
Knochen und Luft entsprechen, können die Bereiche der Arte
fakte erzeugenden Frequenzraumdaten in dem Frequenzraum
identifiziert und durch Filterung weitgehend eliminiert
werden.
Die Filterung wird ausgeführt, indem das Mittelbe
reichsbild transformiert, um Frequenzraumdaten zu erzeugen,
und die Artefakte erzeugenden Frequenzraumdaten gedämpft
werden. Alternativ kann das Mittelbereichs-Dichtebild mit
dem Extrembereich-Dichtebild kombiniert werden, nachdem die
Pixel des Extrembereich-Dichtebildes mit einem negativen
Faktor zwischen Null und minus Eins multipliziert worden
sind. Das modifizierte Mittelbereichs-Dichtebild wird dann
transformiert, um Frequenzraumdaten zu erzeugen, und wie
zuvor gefiltert.
Durch Filtern der modifizierten Mittelbereichsda
ten, wobei Extrembereichsdaten mit einem kleinen negativen
Faktor multipliziert werden, werden neue Datenkomponenten
generiert, die die unerwünschten Artefakte beseitigen. So
mit hat die Filterung der modifizierten Mittelbereichsdaten
eine Artefakt-Beseitigung zusätzlich zur Artefakt-Dämpfung
zur Folge.
Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und
Vorteilen anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausfüh
rungsbeispielen näher erläutert.
Fig. 1 ist eine vereinfachte schematische Darstel
lung von einem CT System, wie es bei der vorliegenden Er
findung verwendet werden kann und das ein Gestell aufweist,
das eine Röntgenquelle und Röntgendetektoren aufweist, um
Projektionen von einem Patienten zu erhalten.
Fig. 2 ist eine vereinfachte perspektivische Dar
stellung von dem Gestell gemäß Fig. 1 und zeigt ein Kegel
bündel von Röntgenstrahlen aus der Röntgenquelle und eine
zweidimensionale Detektor-Array, die für eine dreidimensio
nale Abtastung geeignet ist.
Fig. 3 ist eine geometrische Darstellung von einem
Volumen des Patienten, wie er durch das Kegelbündel von
Röntgenstrahlen bestrahlt wird, und zeigt die Parallelität
von Schnittebenenstrahlen für kleine Untervolumina.
Fig. 4 ist eine schematische Darstellung des drei
dimensionalen Fourier Scheiben-Theorems und zeigt die Gene
rierung von Frequenzraumdaten aus zahlreichen Projektionen
von Schnittachsenstrahlen.
Fig. 5 ist eine Bilddarstellung des Artefakt-Dämp
fungsverfahrens und zeigt das erste Bild, das in Mittel-
und Extrembereichsbilder zerlegt wird und als nächstes das
Mittelbereichsbild, das in eine Frequenzraumdarstellung
transformiert und gefiltert ist, und schließlich das gefil
terte Mittelbereichsbild, das mit dem Extrembereichsbild
rekombiniert ist.
Fig. 6 ist ein Satz von Vektordarstellungen der
Frequenzraumdaten des abgebildeten Objektes in verschie
denen Stufen der Verarbeitung gemäß der Erfindung.
Fig. 7 ist eine Figur ähnlich wie Fig. 5, zeigt
aber das modifizierte Filterverfahren, bei dem Extrembe
reichsdaten mit einem kleinen negativen Faktor multipli
ziert sind, um ein modifiziertes Mittelbereichsbild zu er
zeugen, das dann in der gleichen Weise gefiltert wird, wie
es in Fig. 5 gezeigt ist.
Fig. 8 ist ein Histogramm von Pixeln über der Pi
xeldichte für ein typisches tomografisches Bild von dem
menschlichen Körper vor der Artefakt-Verminderung gemäß der
Erfindung und zeigt die Gruppenbildungen der Pixel in be
stimmte Bereiche von Knochen, Luft und weichem Gewebe.
Fig. 9 ist eine perspektivische Darstellung des
Frequenzraums und zeigt konische Zonen, die den fehlenden
Daten des Projektionsdatensatzes entsprechen.
Fig. 10 ist eine perspektivische Darstellung von
einer Scheibe der Daten von Fig. 9, die entlang den Linien
10-10 genommen sind und denen Gewichtungsfunktionen überla
gert sind zum Filtern der Daten in den konischen Zonen ge
mäß Fig. 9.
Gemäß den Fig. 1 und 2 enthält ein CT System 10,
das für einen dreidimensionalen CT Scanner typisch ist,
eine so angeordnete Röntgenquelle 12, daß sie ein Kegelbün
del von Röntgenstrahlen 14 von einem Brennpunkt 16 durch
einen Patienten 18 projiziert, um durch eine zweidimensio
nale Detektor-Array 20 empfangen zu werden.
Die zweidimensionale Detektor-Array 20 enthält eine
Anzahl von Detektorelementen 22, die über der Fläche der
Detektor-Array 22 in im allgemeinen zueinander senkrechten
Reihen und Spalten angeordnet sind, um ein projiziertes
Bild von dem Durchtritt der Röntgenstrahlen 14 durch den
Patienten 18 zu detektieren.
Die Röntgenquelle 12 und die zweidimensionale De
tektor-Array 20 sind auf jeweils einer Seite von einem Ge
stell 24 angeordnet, um so entgegengesetzt um eine
Drehachse 26 zu rotieren, die im allgemeinen innerhalb des
Patienten 18 liegt. Die Drehachse 26 bildet die Z-Achse von
einem Kartesischen Koordinatensystem, dessen Ursprung in
dem Kegelbündel 14 zentriert ist. Die durch die X und Y-
Achsen dieses Koordinatensystem definierte Ebene bildet so
mit eine Rotationsebene, genauer gesagt die Gestellebene 28
des Gestells 24.
Die Drehung des Gestells 24 wird durch einen Winkel
γ von einer willkürlichen Referenzposition in der Gestelle
bene 28 gemessen. Der Winkel γ ändert sich zwischen Null
und 2π Radian (360°). Die Röntgenstrahlen des Kegelbündels
14 divergieren von der Gestellebene 28 um einen Winkel Φ
und divergieren entlang der Gestellebene 28 um einen Winkel
R. Entsprechend ist die zweidimensionale Detektor-Array 20
im allgemeinen, aber nicht notwendigerweise, auf einem Ab
schnitt der Oberfläche einer Kugel angeordnet, die einen
Mittelpunkt an dem Brennpunkt 16 hat, und ihr Gitter aus
Detektorelementen 22 ist so angeordnet, daß Intensitäts-
Messungen entlang den Strahlen des Kegelbündels 14 über den
Winkeln Φ und R des Kegelbündels 14 empfangen und gemacht
werden. Strahlen 25 des Kegelbündels 14 mit Werten Φ=0 lie
gen in der Gestellebene 28 und werden "in der Ebene lie
gende Strahlen" genannt. Die in der Ebene liegenden Strah
len 25 sind diejenigen Strahlen, die in üblichen Fächer
strahl-CT-Systemen verwendet werden. Diejenigen Strahlen 27
mit Werten Φ≠0 werden "die Ebene kreuzende Strahlen" ge
nannt.
In Fig. 1 hat das Regelsystem für den CT Scanner
10 dem Gestell zugeordnete Steuermoduln 30, die umfassen:
eine Röntgensteuerung 32, die Leistung und Zeitsteuersi
gnale an die Röntgenquelle 12 liefert, eine Gestellmotor-
Steuerung 34, die die Drehgeschwindigkeit und die Position
des Gestells 24 steuert, und ein Datengewinnungssystem
(DAS) 36, das Projektionsdaten von der zweidimensionalen
Detektor-Array 20 empfängt und die Daten in digitale Wörter
für eine spätere Computer-Verarbeitung umwandelt, wobei
auch die Werte von Φ, R und der Gestellwinkel γ erhalten
bleiben, unter dem die Daten gewonnen wurden. Die Röntgen-
Steuerung 32, die Gestellmotor-Steuerung 34 und das Daten
gewinnungssystem 36 sind mit einem Computer 38 verbunden,
um durch den Computer 38 gesteuert zu werden und Daten zum
Computer 38 zu übertragen.
Der Computer 38 ist ein Allzweck-Minicomputer und
kann programmiert werden, um Projektionsdaten gemäß der Er
findung, wie es nachfolgend im Detail beschrieben wird, zu
gewinnen und zu handhaben. Der Computer 38 ist mit einem
Bild-Rekonstruktor 40 verbunden, der eine Hochgeschwindig
keits-Bildrekonstruktion nach bekannten Verfahren ausführt.
Der Computer 38 empfängt Befehle und Abtastparame
ter über eine Operator-Konsole 42, die im allgemeinen eine
Kathodenstrahlröhren-Anzeige und ein Tastenfeld ist, über
das ein Operator Parameter für die CT-Abtastung eingeben
kann und um das rekonstruierte Bild oder andere Information
von dem Computer 38 darzustellen. Eine Massenspeichervor
richtung 44 bildet ein Mittel zum Speichern von Re
triebsprogrammen für das CT Bildgebungssystem 10 und auch
zum Speichern von Projektions- und Bilddaten für eine zu
künftige Behandlung durch den Operator.
Wie in Fig. 3 gezeigt ist, trifft für eine gege
bene Projektion das Kegelbündel von Röntgenstrahlen 14 auf
ein Volumen 46 des Patienten 18. Innerhalb des Volumens 46
empfängt ein erstes Untervolumen 48 innerhalb der Ebene
liegende Strahlen 25 von dem Kegelbündel 14 mit einem Φ
Wert von Null. Diese in der Ebene liegenden Strahlen 25
werden durch die Detektorelemente 22 der zweidimensionalen
Detektor-Array 20 innerhalb der Gestellebene 28 (in Fig. 2
gezeigt) entlang einer einzigen Reihe innerhalb der Gestel
lebene 28 detektiert.
Ein zweites Untervolumen 50, das entlang der
Z-Achse von dem ersten Untervolumen 48 verschoben ist, emp
fängt die Ebene kreuzende Strahlen 27 mit Φ Werten, die
nicht gleich Null sind. Diese die Ebene kreuzenden Strahlen
27 werden durch andere Reihen von Detektorelementen 22 der
zweidimensionalen Detektor-Array 20 detektiert, wie bei
spielsweise Reihen, die nicht innerhalb der Gestellebene 28
liegen. Vorausgesetzt, daß das Untervolumen 50 klein ist,
sind die die Ebene kreuzenden Strahlen 27, die das Untervo
lumen 50 schneiden, im wesentlichen parallel zueinander.
Gemäß Fig. 4 wird während einer Abtastung ein Ob
jekt 52 innerhalb des Untervolumens 50 durch im wesentli
chen parallele, die Ebene scheidende Strahlen 27 bestrahlt,
um eine parallele, zweidimensionale Projektion 54 hervorzu
rufen. Die Projektionsebene 54 ist senkrecht zu den die
Ebene schneidenden Strahlen 27, d. h. die Senkrechte auf
die Ebene 54 ist parallel zu Strahlen 27 und auf einer Z′
Achse 26′ parallel zur Z-Achse 26 zentriert.
Das dreidimensionale Fourier-Scheiben-Theorem
(Three Dimensional Fourier Slice Theorem) gibt an, daß die
zweidimensionale Fourier-Transformation von einer zweidi
mensionalen parallelen Projektion von einem Objekt eine
Ebene von Werten der dreidimensionalen Fourier-Transforma
tion des Objektes liefert, wobei die Senkrechte auf die
Ebene von Werten in der Frequenzraumebene parallel zur Pro
jektionsrichtung ist. Dementsprechend liefert die zweidi
mensionale parallele Projektion 54, wenn sie durch eine
zweidimensionale Fourier-Transformation 56 bearbeitet wird,
eine Ebene 58 von Daten in dem Frequenzraum 57.
Die zweidimensionale Projektion 54 hat eine erste
Achse 51 senkrecht zur Z′ Achse 26′ und eine zweite Achse
53, die in Bezug auf die Z′ Achse 26′ um einen Winkel Φ
gekippt ist, um so die die Ebene kreuzenden Strahlen 27 des
Kegelbündel 14 senkrecht zu seiner Oberfläche zu empfangen.
Die erste Achse 51 der zweidimensionalen Projektion 54 wird
um die Z′ Achse 26′ um einen Betrag γ von dem Referenzwin
kel 23 gedreht, der durch die Position des Gestells 24 be
stimmt ist, wie es zuvor beschrieben wurde.
In ähnlicher Weise erzielt durch das oben genannte
Theorem die zweidimensionale Fourier-Transformation 56 der
zweidimensionalen Projektion 54 die Werte der dreidimensio
nalen Fourier-Transformation des Objektes 52 im Frequenz
raum 57 entlang einer Ebene 58, die eine erste Achse 59,
die um den Winkel γ um die senkrechte Frequenzraumachse Fz
in Bezug auf eine Referenzlinie 60 gedreht ist, und eine
zweite Achse 53 hat, die um den Winkel Φ in bezug auf Fz
gedreht ist. Die Achse Fz ist einfach eine Karthesische Ko
ordinatenachse des Frequenzraums 57, die als der Z-Achse 26
entsprechend definiert ist.
Für verschiedene Projektionen 54, die an verschie
denen Winkeln γ durch Drehung des Gestells 24 erhalten
sind, werden zusätzliche Ebenen 58 von Fourier-Daten erhal
ten. Jede Ebene 58 der Fourier-Daten wird den gleichen Win
kel Φ in bezug auf Fz haben, wie er durch den Winkel Φ der
außerhalb der Ebene liegenden Strahlen 28 festgesetzt ist,
er wird aber um Fz gedreht sein, um so einen Datenzylinder
62 im Frequenzraum 56 zu überstreichen, ausschließlich zwei
konischen Flächen 64. Die ausgeschlossenen konischen Flä
chen 64 sind Kegel mit Basisflächen, die an den Basisflä
chen des Zylinders 62 anliegen, und mit Scheitelpunkten,
die sich am Mittelpunkt des Zylinders 62 treffen. Der
Scheitelwinkel dieser konischen Flächen 64 ist gleich 2Φ,
und somit wachsen die konischen Flächen stärker als der Φ
Wert der die Ebene schneidenden Strahlen 27 anwächst.
Der Zylinder 62 und die Kegel 64 begrenzen die Da
ten, die im Frequenzraum für Projektionen 54 erhalten wer
den, die an Winkeln von γ, der sich über 2π Radian er
streckt, während der Drehung des Gestells 24 gemacht wer
den.
Gemäß Fig. 3 wird sich in einem Kegelbündel der
Winkel Φ von einem gegebenen Volumenelement 50 ändern, wenn
das Volumenelement entlang der Z Achse verschoben wird.
Dementsprechend wird der Kegel von fehlenden Daten 64 einen
Scheitelwinkel haben, der zunehmend größer wird, wenn sich
das Volumenelement 50 von der Gestellebene 28 wegbewegt.
Trotzdem können die fehlenden Daten 64 des gesamten Projek
tionssatzes für das Volumen 46 als eine einzige Kegelfläche
angenähert werden, die einen Scheitelwinkel zwischen Null
und dem doppelten Maximalwert von Φ in dem Kegelbündel 14
hat.
Indem wieder auf Fig. 4 Bezug genommen wird, er
fordert die Rekonstruktion eines Bildes des Objektes 52,
daß die inverse Fourier-Transformation der Daten des Zylin
ders 62 genommen wird. Im allgemeinen wird diese inverse
Fourier-Transformation entlang einer einzigen Ebene zu ei
ner Zeit durch den Zylinder 62 genommen, um ein tomografi
sches oder Scheibenbild zu erzeugen. Der Effekt der fehlen
den Daten der konischen Flächen 64 auf dem rekonstruierten
Bild besteht darin, räumliche Frequenzen zu erzeugen, die
hoch in Fz, aber klein in Fx und Fy von dem rekonstruierten
Bild für Scheiben oberhalb und unterhalb der Gestellebene
28 sind. Es kann gezeigt werden, daß Kegelbündel-Rekon
struktionstechniken annehmen, daß die Daten in den Kegeln
64 fehlender Daten Null sind.
Gemäß Fig. 5 liefern die gewonnenen Daten eines
konischen Projektionssatzes Frequenzraumdaten 62 mit einer
konischen Fläche 64 von fehlenden Frequenzraumdaten. Die
Fourier-Transformation 70 dieser Frequenzraumdaten 62 lie
fert ein vorläufiges Bild 72 mit Pixeln, die Luft 74, wei
ches Gewebe 76, Knochen 78 und Bildartefakte 80 darstellen.
Gemäß Fig. 6 können die Frequenzraumdaten 62, die
zum Konstruieren eines tomografischen Bildes verwendet wer
den, in zwei unabhängige Untersätze geteilt werden, wobei
der eine Datensatz derjenige ist, der sich innerhalb des
Kegels 64 befindet, und der andere Datensatz derjenige ist,
der sich außerhalb des Kegels 64 befindet. Als unabhängige
Größen können diese in der Vektor-Notation (Vektordiagramm
66 in Fig. 6) als zwei senkrechte Vektoren Fi und Fo sym
bolisiert werden, die zusammen die Frequenzraumdaten F bil
den.
Wie bereits ausgeführt wurde, besteht die Wirkung
der Kegelbündel-Gewinnung und -Rekonstruktion darin, ein
Bild zu erzeugen, das auf Frequenzraumdaten ohne die Kompo
nente Fi basiert, das heißt, das Bild ist allein aus Kompo
nenten Fo rekonstruiert. Ein Weg, diese Abflachung bezie
hungsweise Rundung der Frequenzraumdaten F zu betrachten,
ist die Modellvorstellung des Kegelstrahl-Gewinnungs- und
Rekonstruktionsverfahrens als die Addition von neuen Fre
quenzraumdaten Fa gleicher und entgegengesetzter Größe zur
Komponente Fi, die somit dazu dienen, die Komponente Fi
aufzuheben. Wie in dem Vektordiagramm 68 von Fig. 6 ange
geben ist, stellen diese "hinzuaddierten" Frequenzraumdaten
Fa die Quellendaten für die Artefakte in dem Bild dar, und
wenn Fa identifiziert und beseitigt werden könnte, würden
die Artefakte in dem Bild ebenfalls eliminiert sein.
Gemäß den Fig. 5 und 7 ist jedem Pixel des vor
läufigen Bildes 72 ein Dichtewert zugeordnet, der typisch
in dem Bild als ein Grauwert von weiß bis schwarz darge
stellt ist. Die Dichte für CT-Maschinen wird typisch als
Houndsfield-Einheiten (Houndsfield Units bzw. HU) quantifi
ziert, die von +1000 (weiß) bis -1000 (schwarz) reichen.
In den Bildern des menschlichen Körpers werden sich die Pi
xel im allgemeinen in eine von drei Gruppen von Luft, wei
chem Gewebe und Knochen konzentrieren, die progressiv stei
gende HU-Werte oder Dichten haben. Die Unterscheidungen
zwischen diesen Kategorien können auf einfache Weise ermit
telt werden, indem die Dichte von jedem Pixel des Bildes
über der Anzahl von Pixeln aufgetragen wird, die diesen
Wert haben, um eine drei Typen aufweisende Darstellung mit
einer mittleren Keule 82 zu erhalten, die von zwei Minima
84 flankiert ist, die einen Bereich von HU-Werten angeben,
die Pixeln entsprechen, die weiches Gewebe innerhalb des
Körpers anzeigen.
Weiterhin kann in Fig. 5, indem der durch die Mi
nima 84 gebildete Bereich verwendet wird, jedes Pixel des
Bildes 72 entweder als weiches Gewebe oder nicht-weiches
Gewebe (Knochen und Luft) kategorisiert werden. Die Luft
von Bedeutung ist typisch diejenige, die in den Lungen oder
dem Bauchraum eingeschlossen ist, aber sie kann auch die
Luft sein, die abgebildete Objekte im allgemeinen umgibt.
Nach der Kategorisierung von jedem Pixel des vorläufigen
Bildes 72 werden zwei selektive Bilder 86 und 88 erzeugt.
Das erste gewählte Bild ist ein Bild 86 nur von weichem Ge
webe, und das zweite Bild ist ein Bild 88 von Knochen und
Luft. Die "Zwischenräume" in dem Bild 86 für weiches Ge
webe, die vorher von Knochen und Luft eingenommen waren,
werden mit einem durchschnittlichen Pixelwert "gepolstert",
und das Bild 88 für Knochen und Luft ist die Differenz zwi
schen dem Mittelbereichsbild 86 und dem ursprünglichen Bild
80.
Es wird nun wieder auf Fig. 6 und Vektordiagramme
90 und 92 Bezug genommen, wobei die Frequenzraumdaten, die
den Bildern 86 und 84 zugrundeliegen, geprüft und getrennt
werden können als Daten innerhalb der Kegel der fehlenden
Daten 64 und Daten außerhalb dieser Kegel 64. Die Daten in
nerhalb der Kegel 64 für das Knochen- und Luftbild 88 ist
mit Fi(b+a) bezeichnet und die Daten außerhalb der Kegel 64
für das Knochen- und Luftbild 88 sind mit Fo(b+a) bezeich
net. In ähnlicher Weise sind die Daten innerhalb der Kegel
64 für das für weiches Gewebe geltende Bild 86 mit Fi(t)
bezeichnet und die Daten außerhalb der Kegel 64 für das für
weiches Gewebe geltende Bild 86 ist mit Fo(t) bezeichnet.
Es werden nun zwei Annahmen über das Bildobjekt ge
macht: (1) die Bildartefakte selbst haben die Tendenz,
Dichten zu haben, die weichem Gewebe entsprechen und somit
in das Bild 86 von weichem Gewebe ausgesondert zu sein;
und (2) die Bildartefakte, die in dem Gewebebild gezeigt
sind, sind primär das Ergebnis von Knochen- und Luftpixeln
des Bildes 88.
Bezug nehmend auf das Vektordiagramm 92 führt diese
erste Annahme zu dem Schluß, daß die Frequenzraumdaten, die
die Artefakte hervorrufen, weitgehend in den Frequenzraum
daten des Bildes 86 von weichem Gewebe sind. Somit enthält
das Vektordiagramm 90 keine Fa Komponente.
Die zweite Annahme führt zu dem Schluß, daß für das
Bild 86 für weiches Gewebe ohne die Bildartefakte sehr we
nige Daten in den Kegeln sein würden oder daß Fi(t) sehr
klein im Vergleich zu Fi(b+a) ist. Dies folgt aus der Tat
sache, daß, wenn der Patient nur aus weichem Gewebe beste
hen würde und somit keine Artefakte zu erwarten wären, fol
gen würde, daß die Daten in den Kegeln 64 im wesentlichen
Null sind. Somit müssen alle in dem Kegel liegenden Daten
in der Frequenzraumdarstellung des Bildes 86 für weiches
Gewebe Fa sein, die Artefakte erzeugenden Frequenzraumda
ten.
Indem noch einmal auf Fig. 5 Bezug genommen wird,
wird das Bild 86 für weiches Gewebe durch eine Fourier-
Transformation 94 bearbeitet, um Frequenzraumdaten 96 für
das für weiches Gewebe geltende Bild 86 zu liefern. Anders
als die Frequenzraumdaten 62 für das vorläufige Bild 72
sind die Daten innerhalb des Kegels 64 für das Bild 86 für
weiches Gewebe nicht Null, aber sie können primär als die
Frequenzraumdaten Fa identifiziert werden, die Bildarte
fakte 80 erzeugen. Somit werden in einem ersten Ausfüh
rungsbeispiel Artefakte Fa verkleinert, indem diese Daten
der Frequenzraumdaten 96 innerhalb des Kegels 64 gedämpft
beziehungsweise geschwächt werden.
Gemäß Fig. 9 werden die Daten innerhalb des Kegels
64 des Frequenzraumes 96 für das Bild 86 von weichem Gewebe
vorzugsweise verkleinert durch einen graduellen Nullungs
prozeß, so daß Daten außerhalb der Kegel 64 intakt gelassen
und nicht vermindert werden und so daß ein gradueller Über
gang besteht, wenn man sich in die Kegel 64 bewegt, wo die
Daten auf Null verkleinert werden. Gemäß Fig. 10 kann die
ser gradueller Übergang auf einfache Weise implementiert
werden durch eine Gewichtungsfunktion, die ein Tiefpaßfil
ter herbeiführt, entlang der Z Achse des Frequenzraumes 96,
um den Beitrag der Daten innerhalb der Kegel 64 zu verklei
nern. Die Gewichtungsfunktion W(Fx, Fy, Fz) hat einen Fre
quenz-Offset, der von Fx und Fy in dem Frequenzraum 96 ab
hängt, so daß die Dämpfung beziehungsweise Schwächung an
der Grenze des konischen Bereichs 64 beginnt. Die Gewich
tungsfunktion fällt innerhalb des konischen Bereiches gra
duell auf Null ab, um die Approximation des Kegels 64 feh
lender Daten anzupassen.
Indem nun auf Fig. 5 Bezug genommen wird, erzeugt
dieser Filterungsprozeß 98, der auf die Frequenzraumdaten
96 des Bildes 86 von weichem Gewebe einwirkt, Frequenzraum
daten 96′ mit wesentlich verkleinerten Komponenten inner
halb des Kegels 64. Diese modifizierten Frequenzraumdaten
96′ werden wiederum transformiert unter Verwendung der in
versen Fourier-Transformationen 70, um ein überarbeitetes
Bild von weichem Gewebe (nicht gezeigt) zu erzeugen, das zu
dem Knochen- und Luftbild 88 hinzuaddiert wird, um ein
neues Bild 100 mit verminderten Bildartefakten zu erzeugen.
Die Kombination ist eine einfache Pixel-um-Pixel-Addition
des Knochen- und Luftbildes 88 und des für weiches Gewebe
geltenden Bildes 86, wie es durch den Filterungsprozeß 104
modifiziert ist, der die Fourier-Transformation 94, den
Filterungsprozeß 98 und die inverse Fourier-Transformation
70 umfaßt. Die Summenbildung wird durch einen Addierer 102
herbeigeführt.
Gemäß Fig. 6 stellt das Vektordiagramm 106 die
Vektorkomponenten des kombinierten Bildes 100 dar, das im
wesentlichen alle außerhalb des Kegels liegende Frequenzda
ten Fo enthält, aber nur die innerhalb des Kegels liegenden
Daten Fi(b+a) des Knochen- und Luftbildes 88.
Es wird deutlich, daß die Filterung der Bilder, wie
sie oben beschrieben wurde, keine tatsächliche Umwandlung
der Bilder in den Frequenzraum und eine Bearbeitung der
Frequenzraumdaten erfordert, sondern daß andere mathemati
sche Techniken, wie beispielsweise Faltung, verwendet wer
den können, um die gleiche Funktion in dem Objektraum aus
zuführen.
Indem nun wieder auf Fig. 5 und das Vektordiagramm
92 Bezug genommen wird, wird deutlich, daß der Filterungs
prozeß der Daten innerhalb des Kegels 64 einen gewissen
kleinen Betrag von Nicht-Artefaktdaten Fi(t) dämpfen bezie
hungsweise schwächen wird und somit die Artefaktdaten Fa
nicht vollständig eliminiert. Beispielsweise kann für ein
gegebenes Element des Frequenzraums die Komponente Fi(t)
einen Teil von Fa aufheben und somit wird die Filterung von
Fa + Fi(t) Fa an diesem Punkt nicht vollständig eliminie
ren. Idealerweise würden die Daten innerhalb des Kegels 64
der Frequenzraumdaten 96 für das Bild 86 von weichem Gewebe
nicht allein zu Null gemacht, sondern würden irgendwie ver
stärkt, um die vollständige Eliminierung von Daten, die die
Artefaktspektren Fa enthalten, sicherzustellen.
Eine Verstärkung von Fa kann mit dem Hinweis
herbeigeführt werden, daß Fa etwa gleich -Fi(b+a) ist, das
heißt, den innerhalb des Kegels liegenden Daten der Fre
quenzraumtransformation des Knochen- und Luftbildes 88. Der
Grund für diese Gleichheit ist die oben gemachte Annahme,
daß der Wert von Fi(t) extrem klein ist und daß Fi= -Fa =
Fi(b+a) + Fi(t) ist. Dementsprechend kann die Größe des
Bildartefaktes Fa aus dem Wert Fi(b+a) abgeschätzt werden.
Bezug nehmend auf Fig. 7 wird diese Verstärkung
dadurch ausgeführt, daß ein inverses Knochen- und Luftbild
110 hervorgerufen wird, indem die Pixel des Knochen- und
Luftbildes 88 mit einem negativen Wert, - k zwischen 0 und -
1 multipliziert werden. Die Negation wandelt Fi(b+a) in
eine Näherung von Fa um. Experimentell wurden die optimalen
Werte von k dahingehend ermittelt, daß es zwischen -0,25
und -0,5 liegt. Dieses negative Knochen- und Luftbild 110
wird durch den Addierer 112 auf einer Punkt-für-Punkt-Basis
zu dem Bild 86 für weiches Gewebe hinzuaddiert. Wie zuvor
setzt sich der Filterungsprozeß 104′ innerhalb der Fourier-
Transformation 94 des Bildes 86 für weiches Gewebe fort,
wie es durch das inverse Knochen- und Luftbild 110 modifi
ziert ist, um ein modifiziertes Bild 112 und Frequenzraum
daten 96′ zu erzeugen. Ebenfalls wie zuvor werden die Daten
innerhalb des Kegels 64 bei 98 gefiltert, um einen Fre
quenzraum 96 zu erzeugen, der mit dem Knochen- und Luftbild
88 kombiniert ist, wie es vorstehend in Bezug auf Fig. 5
beschrieben wurde.
Es sind jedoch noch weitere Ausführungsbeispiele
möglich. Beispielsweise können die hier beschriebenen Tech
niken auf andere Bildgebungsmodalitäten wie beispielsweise
SPECT und Positions-Emissions-Tomografie angewendet werden,
wo die Quelle von innerhalb der Ebene und außerhalb der
Ebene liegenden Strahlen ein abklingendes Isotop innerhalb
des Körpers ist, oder einer CT-Abtasteinrichtung der
"vierten Generation", wo eine stationäre Detektor-Array
Strahlung von einer umlaufenden Strahlungsquelle empfängt.
Claims (14)
1. Verfahren zum Verkleinern von Bildartefakten in einem
tomografischen Bild von einem abgebildeten Objekt, wobei
die Artefakte aus gleichzeitigen Vielscheiben-Projektions
datengewinnungen resultieren, gekennzeichnet durch die
Schritte:
- a) Gewinnen eines ersten Satzes von Projektionsdaten an mehreren Winkeln um eine Achse durch das abgebildete Ob jekt, wobei die Projektionsdaten Schwächung entlang ersten Strahlen, die senkrecht zur Achse durch das abgebildete Ob jekt hindurchtreten, und zweiten Strahlen messen, die durch das abgebildete Objekt hindurchtreten, aber nicht senkrecht zur Achse, wobei der Satz von Projektionsdaten, die in den Frequenzraum transformiert sind, Zonen von fehlenden Fre quenzraumdaten hat als eine Folge des nicht-senkrechten Winkels der zweiten Strahlen,
- b) Rekonstruieren der Projektionsdaten zur Erzeugung ei nes ersten tomografischen Bildes, das Pixel unterschiedli cher Dichte hat,
- c) Aufteilen des ersten tomografischen Bildes in ein Mit telbereichs-Dichtebild, das Pixel mit Dichtewerten inner halb eines vorbestimmten Bereiches aufweist, und ein Ex trembereich-Dichtebild, das Pixel mit Dichtewerten außer halb des vorbestimmten Bereiches hat,
- d) Räumliches Filtern des Mittelbereich-Dichtebildes zum Verkleinern des Wertes seiner räumlichen Frequenz in Fre quenzzonen entsprechend den Zonen fehlender Frequenzraumda ten des Projektionssatzes,
- e) Verknüpfen des gefilterten Mittelbereichs-Dichtebildes und des Extrembereich-Dichtebildes, um ein zweites tomogra fisches Bild hervorzurufen.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
der Filterungsschritt (d) des Mittelbereich-Dichtebildes
die Schritte enthält:
- i) Fourier-Transformation des Mittelbereichbildes zur Er zeugung von Frequenzraumdaten,
- ii) Verkleinern der Größe der Frequenzraumdaten in den Zo nen entsprechend den Zonen der fehlenden Frequenzraumdaten des Projektionssatzes,
- iii) Inverse Fourier-Transformation der gefilterten Frequenzraumdaten zu einem gefilterten Mittelbereichs-Dich tebild.
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
als Filter in dem Schritt (d) ein eindimensionales Tiefpaß
filter entlang der Achse verwendet wird.
4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Zonen, die den Zonen fehlender Frequenzraumdaten ent
sprechen, durch zwei Kegel angenähert werden, die sich an
ihren Scheitelpunkten berühren und deren Achsen mit der
Achse ausgerichtet sind.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß
die Filterung in der Weise erfolgt, daß die Frequenzraumda
ten außerhalb der Kegel ungefiltert sind und ein Teil der
Frequenzraumdaten in den Kegeln vollständig unterdrückt
wird.
6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
zusätzlich ein inverses Extrembereichs-Dichtebild erzeugt
wird, indem das Extrembereichs-Dichtebild mit einer Skalie
rungsfunktion mit einem Bereich von 0 bis -1 multipliziert
wird und
vor dem Schritt (d) das inverse Extrembereichs-Dichtebild
zu dem Mittelbereichs-Dichtebild hinzuaddiert wird.
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die Skalierungsfunktion ein konstanter Wert zwischen -0,25
und -0,5 ist.
8. Einrichtung zum Erzeugen tomografischer Bilder mit
verminderten Bildartefakten von einem abzubildenden Objekt
aus gleichzeitigen Vielscheiben-Projektionsdatengewinnun
gen, gekennzeichnet durch:
- a) eine zweidimensionale Detektor-Array, die um eine Achse und das abzubildende Objekt drehbar ist, zum Gewinnen von Projektionsdaten, die die Schwächung durch das abgebil dete Objekt entlang ersten Strahlen, die durch das abgebil dete Objekt senkrecht zu der Achse hindurchtreten, und zweiten Strahlen messen, die durch das abgebildete Objekt, aber nicht senkrecht zu der Achse, hindurchtreten, wobei der in den Frequenzraum transformierte Projektionsdatensatz Zonen von fehlenden Frequenzraumdaten hat als eine Folge des nicht-senkrechten Winkels der zweiten Strahlen,
- b) eine Rekonstruktionseinrichtung zum Rekonstruieren der Projektionsdaten, um ein erstes tomografische Bild mit Pi xeln variierender Dichte zu erzeugen,
- c) eine das erste tomografische Bild empfangende Selekti onseinrichtung zum Teilen des ersten tomografischen Bildes in ein Mittelbereichs-Dichtebild mit Pixeln, deren Dichte werte in einem vorbestimmten Bereich liegen, und ein Extrembereich-Dichtebild mit Pixeln, deren Dichtewerte au ßerhalb des vorbestimmten Bereiches liegen,
- d) ein das Mittelbereichs-Dichtebild empfangendes Filter zum Verkleinern des Wertes seiner räumlichen Frequenz in Frequenzzonen, die den Zonen der fehlenden Frequenzraumda ten des Projektionssatzes entsprechen, um ein gefiltertes Mittelbereichs-Dichtebild hervorzurufen,
- e) eine Verknüpfungseinrichtung zum Verknüpfen des gefil terten Mittelbereichs-Dichtebildes und des Extrembereichs- Dichtebildes zur Ausbildung eines zweiten tomografischen Bildes.
9. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß das Filter enthält:
- i) eine Zerlegungseinrichtung, die das Mittelbereichsbild empfängt und es in Frequenzraumdaten umwandelt,
- ii) einen Skalierer zum Verkleinern der Größe der Fre quenzraumdaten in Zonen, die den Zonen fehlender Frequenz raumdaten des Projektionssatzes entsprechen,
- iii) einen Rekonstruktor zum Rekonstruieren der gefil terten Frequenzraumdaten zu einem gefilterten Mittelbe reichs-Dichtebild.
10. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß der Skalierer ein eindimensionales Tiefpaßfilter ent
lang der Achse ist.
11. Einrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß die Zonen, die den Zonen fehlender Frequenzraumdaten
entsprechen, durch zwei Kegel angenähert werden, die sich
an ihren Scheitelpunkten berühren und deren Achsen mit der
Achse ausgerichtet sind.
12. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet,
daß der Skalierer die Frequenzraumdaten außerhalb der Kegel
ungefiltert läßt und einen Teil der Frequenzraumdaten in
den Kegeln vollständig unterdrückt.
13. Einrichtung nach Anspruch 8, gekennzeichnet durch:
einen Invertierer, der die Extrembereich-Dichtebilder emp fängt und ein inverses Extrembereich-Dichtebild erzeugt durch Multiplizieren des Extrembereich-Dichtebildes mit ei ner Skalierungsfunktion mit einem Bereich von 0 bis -1 und
einen Addierer zum Addieren des inversen Extrembereich- Dichtebildes und des Mittelbereich-Dichtebildes, bevor das Mittelbereich-Dichtebild durch das Filter empfangen wird.
einen Invertierer, der die Extrembereich-Dichtebilder emp fängt und ein inverses Extrembereich-Dichtebild erzeugt durch Multiplizieren des Extrembereich-Dichtebildes mit ei ner Skalierungsfunktion mit einem Bereich von 0 bis -1 und
einen Addierer zum Addieren des inversen Extrembereich- Dichtebildes und des Mittelbereich-Dichtebildes, bevor das Mittelbereich-Dichtebild durch das Filter empfangen wird.
14. Einrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet,
daß die Skalierungsfunktion ein konstanter Wert zwischen
-0,25 und -0,5 ist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/093,108 US5400377A (en) | 1993-07-16 | 1993-07-16 | Artifact reduction method for tomographic image reconstruction using cross-plane rays |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4424284A1 true DE4424284A1 (de) | 1995-02-23 |
Family
ID=22237170
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4424284A Ceased DE4424284A1 (de) | 1993-07-16 | 1994-07-09 | Verfahren zum Verringern von Bildartefakten in einem tomographischen Bild |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5400377A (de) |
JP (1) | JP3628725B2 (de) |
DE (1) | DE4424284A1 (de) |
IL (1) | IL110167A (de) |
Families Citing this family (21)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5469486A (en) * | 1992-08-07 | 1995-11-21 | General Electric Company | Projection domain reconstruction method for helical scanning computed tomography apparatus with multi-column detector array employing overlapping beams |
JPH06259541A (ja) * | 1992-10-30 | 1994-09-16 | Toshiba Corp | 画像歪み補正方法およびそのシステム |
US5473655A (en) * | 1994-07-21 | 1995-12-05 | General Electric Company | Artifact reduction by z-dependent filtration of three-dimensional cone beam data |
US5625660A (en) * | 1995-06-30 | 1997-04-29 | Picker International, Inc. | Image reconstruction from helical partial cone-beam data |
US5594767A (en) * | 1995-11-02 | 1997-01-14 | General Electric Company | Methods and apparatus for enhancing image sharpness |
US5561695A (en) * | 1995-11-13 | 1996-10-01 | General Electric Company | Methods and apparatus for reducing image artifacts |
US5680426A (en) * | 1996-01-17 | 1997-10-21 | Analogic Corporation | Streak suppression filter for use in computed tomography systems |
JP3862789B2 (ja) * | 1996-09-30 | 2006-12-27 | 株式会社東芝 | 画像処理装置及び画像処理方法、並びに画像形成装置 |
DE19727219B4 (de) * | 1996-11-12 | 2004-10-28 | Siemens Ag | Meßsystem für einen Computertomographen |
US5761267A (en) * | 1996-12-26 | 1998-06-02 | General Electric Company | Methods and apparatus for simplified filtering of scan data in an imaging system |
US5809105A (en) * | 1997-03-19 | 1998-09-15 | General Electric Company | Noise filter for digital x-ray imaging system |
US5852647A (en) * | 1997-09-24 | 1998-12-22 | Schick Technologies | Method and apparatus for measuring bone density |
DE19811376C1 (de) * | 1998-03-16 | 2000-01-05 | Siemens Ag | Verfahren zur zeitlich hochaufgelösten Magnetresonanztomographie |
JP2005218693A (ja) * | 2004-02-06 | 2005-08-18 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 画像再構成方法およびx線ct装置 |
JP4720299B2 (ja) * | 2005-06-07 | 2011-07-13 | 株式会社島津製作所 | 断層撮影装置 |
US7613275B2 (en) * | 2005-12-19 | 2009-11-03 | General Electric Company | Method and apparatus for reducing cone beam artifacts using spatially varying weighting functions |
US7680240B2 (en) * | 2007-03-30 | 2010-03-16 | General Electric Company | Iterative reconstruction of tomographic image data method and system |
CN101909525B (zh) * | 2008-01-11 | 2013-06-05 | 株式会社岛津制作所 | 图像处理方法、装置以及断层摄影装置 |
DE102013218821A1 (de) * | 2013-09-19 | 2015-03-19 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Darstellung eines Objektes mit Hilfe von Röntgenstrahlen |
DE102018222592A1 (de) * | 2018-12-20 | 2020-06-25 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Artefaktreduzierung in einem medizinischen Bilddatensatz, Röntgeneinrichtung, Computerprogramm und elektronisch lesbarer Datenträger |
CN113269846B (zh) * | 2021-05-24 | 2023-03-14 | 深圳安科高技术股份有限公司 | 一种ct全扫描图像重建方法、装置和终端设备 |
Family Cites Families (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH04303427A (ja) * | 1991-03-30 | 1992-10-27 | Fujitsu Ltd | 放射線画像処理方法および放射線画像処理装置 |
US5170439A (en) * | 1991-06-11 | 1992-12-08 | Picker International, Inc. | Cone beam reconstruction using combined circle and line orbits |
-
1993
- 1993-07-16 US US08/093,108 patent/US5400377A/en not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-06-29 IL IL110167A patent/IL110167A/xx not_active IP Right Cessation
- 1994-07-09 DE DE4424284A patent/DE4424284A1/de not_active Ceased
- 1994-07-15 JP JP16364794A patent/JP3628725B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5400377A (en) | 1995-03-21 |
IL110167A (en) | 1997-06-10 |
JP3628725B2 (ja) | 2005-03-16 |
IL110167A0 (en) | 1994-10-07 |
JPH07143979A (ja) | 1995-06-06 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE69129100T2 (de) | 3-D-Bilderrekonstruktion | |
DE69033921T2 (de) | Rechnergesteurtes tomographisches Bildrekonstruktionsverfahren für Spiralabtasten | |
DE4424284A1 (de) | Verfahren zum Verringern von Bildartefakten in einem tomographischen Bild | |
DE112007001451B4 (de) | Vorrichtung und Verfahren zum Verbessern einer Auflösung eines Bildes | |
DE69033923T2 (de) | Spiralabtastrechnertomographie | |
DE102006047730B4 (de) | Bildrekonstruktionsverfahren und Röntgen-CT-Vorrichtung | |
DE69115248T2 (de) | Rechnergesteuerte dreidimensionale tomographische abtastung zur gewinnung von daten von objekten, deren abmessung grösser ist als der strahlungskegel. | |
DE2804158C2 (de) | ||
DE69218839T2 (de) | Tomographische Bilderzeugung mittels Schrägstrahlen | |
DE69030555T2 (de) | Rechnergesteuerte Tomographie mit schraubenförmiger Abtastung | |
DE102012207629B4 (de) | CT-Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld | |
DE60030507T2 (de) | Volumetrische Bildrekonstruktion | |
DE102007039573A1 (de) | Verfahren zur analytischen Rekonstruktion für eine Mehrfachquellen-Inversgeometrie-CT | |
DE602004009359T2 (de) | Computertomograph und Verfahren zur Erzeugung von tomographischen Bildern | |
DE10211581A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung unter Verwendung eines verallgemeinerten spiralenförmigen Interpolationsalgorithmus | |
DE19647435A1 (de) | Systeme, Verfahren und Vorrichtungen zur Rekonstruktion von Bildern in eine Wendelabtastung verwendenden Computer-Tomographie-Systemen | |
DE102006034356A1 (de) | 3D-Abbildungsrekonstruktionsverfahren für eine Positron-CT-Vorrichtung und Positron-CT-Vorrichtung | |
DE19914296A1 (de) | Praktische Konusbündel-Bildrekonstruktion mit Verwendung von lokalen interessierenden Bereichen | |
DE19526234A1 (de) | Verringerung von Artefakten durch z-abhängiges Filtern dreidimensionaler Kegelbündel-Daten | |
DE102012110497A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung für iterative Rekonstruktion | |
DE10043725A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Zwei-Durchlauf-Kegelstrahlbildrekonstruktion | |
DE19934992A1 (de) | Masken-Grenzkorrektur bei einem Kegelstrahl-Bildsystem unter Anwendung einer vereinfachten Bildrekonstruktion mit gefilterter Rückprojektion | |
DE10229113A1 (de) | Verfahren zur Grauwert-basierten Bildfilterung in der Computer-Tomographie | |
DE60019537T2 (de) | Halbabtastungsalgorithmus für eine schnelle mehrreihige Detektoranordnung | |
DE102006023843A1 (de) | Röntgen-CT-Bildrekonstruktionsverfahren und Röntgen-CT-System |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8131 | Rejection |