DE10356116A1

DE10356116A1 - Verfahren und Vorrichtung zum Erleichtern eines Verringerns von Artefakten

Info

Publication number: DE10356116A1
Application number: DE10356116A
Authority: DE
Inventors: Matthew Joseph New Berlin Walker; John Michael Sussex Sabol; Gopal B. New Berlin Avinish
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-11-27
Filing date: 2003-11-27
Publication date: 2004-06-09
Also published as: NL1024888A1; CN100482164C; CN1502309A; US7272429B2; JP4401751B2; JP2004188187A; US20040102688A1; NL1024888C2

Abstract

Ein Verfahren zum Erleichtern eines Verringerns von Artefakten umfasst Entgegennehmen von Daten, die ein erstes Energiespektrum eines Scandurchgangs an einem Objekt (22) betreffen, und Entgegennehmen von Daten, die ein zweites Energiespektrum eines Scandurchgangs an dem Objekt betreffen, wobei sich das zweite Energiespektrum von dem ersten Energiespektrum unterscheidet. Das Verfahren beinhaltet ferner die Schritte: Rekonstruieren mindestens eines ursprünglichen ersten Energiebildes mittels der ersten Energiespektraldaten, Rekonstruieren mindestens eines ursprünglichen zweiten Energiebildes mittels der zweiten Energiespektraldaten, Transformieren mindestens eines ursprünglichen zweiten Energiebildes in mindestens ein transformiertes erstes Energiebild und Kombinieren mindestens eines ursprünglichen ersten Energiebildes mit mindestens einem transformierten ersten Energiebild, um ein kombiniertes erstes Energiebild zu erzeugen.

Description

HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
Die Erfindung betrifft ganz allgemein das Erfassen und Verarbeiten von multienergetischen computertomographischen Daten und insbesondere Verfahren und Vorrichtungen zum simultanen Kompensieren von Spektralverschiebungen und ansichtsverfälschenden Artefakten.
Trotz in letzter Zeit erfolgter Fortschritte in der Technologie der Computertomographie (CT), beispielsweise durch ein Erhöhen der Scangeschwindigkeiten, ein Vergrößern des abgedeckten Bereichs mittels Mehrfachdetektorreihen und dünnerer Schnittscheiben, stellt die Energieauflösung immer noch ein Problem dar. Herkömmliche CT-Bilder geben die durch ein untersuchtes Objekts verursachte Röntgenstrahlschwächung wieder. Genau genommen trifft diese Definition wegen des breiten Röntgenstrahlphotonenenergiespektrums der Röntgenstrahlenquelle und der schwachen Energieauflösung des in herkömmlichen CT-Systemen verwendeten Erfassungssystems nicht ganz zu. Die durch ein vorgegebenes Objekt verursachte Röntgenstrahlschwächung ist nämlich keine Konstante. Vielmehr hängt die Röntgenstrahlschwächung stark von der Energie der Röntgenstrahlphotonen ab.
Die Schwächung an einem speziellen Punkt ist im Allgemeinen für Photonen mit geringerer Energie größer und bewirkt eine Verschiebung des Energiespektrums während dieses den Körper passiert. Röntgenstrahlen, die einen speziellen Punkt innerhalb des Körpers aus verschiedenen Richtungen erreichen, weisen gewöhnlich unterschiedliche Spektren auf, da sie vor dem Erreichen des Punkts durch Stoffe mit verschiedene Schwächungspotential gelangten. Diese schafft Probleme, wenn es gilt, der Schwächung an einem speziellen Punkt in dem gescannten Körper einen eindeutigen Wert zuzuweisen. Dieses physikalische Phänomen manifestiert sich in dem Bild in Form von Strahlaufhärtungsartefakten wie Uneinheitlichkeit, Schattenbildung und Maserung. Bei einigen dieser Artefakte lässt sich der Grad der Sichtbarkeit verringern, manche lassen sich aber nur schwer entfernen. Durch Filtern des Strahls mittels eines Aluminium- oder Kupferfilters vor einem Eindringen in den Patienten, lassen sich die geringere Energie aufweisenden Komponenten aus dem Spektrum selektiv entfernen. Dies verringert zwar die Auswirkungen von Strahlaufhärtungseffekten, kann diese jedoch nicht völlig beseitigen. Außerdem sind dem ausführbaren Grad der Filterung in der Praxis Grenzen gesetzt. Ein Filtern reduziert den Energiefluss insgesamt, was eine Erhöhung des Rauschpegels zur Folge hat. Darüber hinaus verringert der Verlust von Photonen geringerer Energie das Kontrastauflösungsvermögen.
In der Literatur finden sich zahlreiche Algorithmen zur Korrektur einer Strahlaufhärtung, die dazu dienen die Filterung zu verstärken. Für das Scannen einer überwiegend Weichteilgewebe enthaltenden Anatomie mit Röntgenstrahlspektren und Spitzenspannungen im Kilovoltbereich, wie sie gewöhnlich für eine medizinische CT verwendet werden, sind Strahlaufhärtungseffekte fast ausschließlich auf die Compton-Streuung zurückzuführen. Im Falle eines Scannens mit nur einem Energiepotential ist ein übliches Verfahren, um dieses bei Weichteilgewebe auftretende Phänomen in den Griff zu bekommen, die Wasserkalibrierung, bei der ein einheitliches Wasserphantombild verwendet wird, um die Parameter in einem polynomischen Linealisierungsalgorithmus höherer Ordnung zu optimieren. Allerdings tragen photoelektrische Wechselwirkungen ebenfalls erheblich zur Röntgenstrahlschwächung in Knochengewebe bei, weshalb eine Wasserkalibrierung nicht ausreicht. Gewöhnlich werden iterative Knochenkorrekturalgorithmen verwendet, wobei Knochen in einem Bild eines ersten Durchgangs segmentiert werden, und anschließend in dem zweiten Durchlauf eine auf Knochen zurückzuführende Strahlaufhärtung korrigiert wird. Allerdings gestaltet sich die Korrektur einer Strahlaufhärtung, die auf andere Stoffe als Wasser und Knochen zurückzuführen ist, z.B. Metall und Kontrastmittel, als sehr schwierig. Auch nach der Durchführung der Korrektur gibt eine herkömmliche CT keine quantitativen Bildwerte wieder; statt dessen ergeben sich für den gleichen Stoff an verschiedene Positionen häufig unterschiedliche CT-Zahlen.
Eine weiterer Nachteil einer herkömmlichen CT besteht in der mangelhaften Stoffcharakterisierung. Beispielsweise kann ein stark schwächender Stoff mit einer niedrigen Dichte dieselbe CT-Zahl in dem Bild ergeben wie ein geringer schwächender Stoff mit einer hohen Dichte. Anhand der CT-Zahl allein steht daher wenig oder keine Information über die stoffliche Zusammensetzung eines gescannten Objekts zur Verfügung.
KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
In einem Aspekt ist ein Verfahren zum Erleichtern einer Verringerung von Artefakten geschaffen. Das Verfahren umfasst Entgegennehmen von Daten, die ein erstes Energiespektrum eines Scandurchgangs an einem Objekt betreffen, und Entgegennehmen von Daten, die ein zweites Energiespektrum eines Scandurchgangs an dem Objekt betreffen, wobei sich das zweite Energiespektrum von dem ersten Energiespektrum unterscheidet. Das Verfahren beinhaltet ferner die Schritte: Rekonstruieren mindestens eines ursprünglichen ersten Energiebildes mittels der ersten Energiespektraldaten, Rekonstruieren mindestens eines ursprünglichen zweiten Energiebildes mittels der zweiten Energiespektraldaten, Transformieren mindestens eines ursprünglichen zweiten Energiebildes in mindestens ein transformiertes erstes Energiebild und Kombinieren mindestens eines ursprünglichen ersten Energiebildes mit mindestens einem transformierten ersten Energiebild, um ein kombiniertes erstes Energiebild zu erzeugen.
In einem anderen Aspekt ist ein Verfahren zum Erleichtern einer Verringerung von Artefakten geschaffen. Das Verfahren umfasst die Schritte: Entgegennehmen von ersten Energiespektraldaten für einen Scandurchgang an einem Objekt und Entgegennehmen von zweiten Energiespektraldaten für einen Scandurchgang an dem Objekt, wobei sich das zweite Energiespektrum von dem ersten Energiespektrum unterscheidet. Das Verfahren beinhaltet ferner die Schritte: Rekonstruieren mindestens eines ursprünglichen ersten Energiebildes mittels der ersten Energiespektraldaten, Rekonstruieren mindestens eines ursprünglichen zweiten Energiebildes mittels der zweiten Energiespektraldaten, Transformieren mindestens eines ursprünglichen zweiten Energiebildes in mindestens ein transformiertes erstes Energiebild und Kombinieren der ersten Energiespektraldaten mit den reprojizierten ersten Energiespektraldaten, um kombinierte erste Energiespektraldaten zu erzeugen.
In noch einem weiteren Aspekt ist ein multienergetisches Computertomographiesystem (MECT-System) vorgesehen. Das MECT-System enthält mindestens eine Strahlungsquelle, mindestens einen Strahlungsdetektor und einen Computer, der an die mindestens eine Strahlungsquelle und den mindestens einen Strahlungsdetektor geeignet angeschlossen ist. Der Computer ist ferner konfiguriert, um erste Energiespektraldaten eines Scandurchgangs eines Objekts entgegenzunehmen, und zweite Energiespektraldaten eines Scandurchgangs des Objekts entgegenzunehmen, wobei sich das zweite Energiespektrum von dem ersten Energiespektrum unterscheidet. Der Computer ist ferner konfiguriert, um die zweiten Energiespektraldaten in transformierte erste Energiespektraldaten zu transformieren, mindestens ein erstes Energiebild mittels der ersten Energiespektraldaten zu rekonstruieren, mindestens ein transformiertes erstes Energiebild mittels der transformierten ersten Energiespektraldaten zu rekonstruieren und mindestens ein erstes Energiebild mit mindestens einem transformierten ersten Energiebild zu kombinieren, um mindestens ein kombinier tes erstes Energiebild zu erzeugen.
Ein multienergetisches Computertomographiesystem (MECT-System) ist geschaffen. Das MECT-System enthält mindestens eine Strahlungsquelle, mindestens einen Strahlungsdetektor und einen Computer, der an die mindestens eine Strahlungsquelle und den mindestens einen Strahlungsdetektor geeignet angeschlossen ist. Der Computer ist ferner konfiguriert, um erste Energiespektraldaten eines Scandurchgangs eines Objekts entgegen zu nehmen, und zweite Energiespektraldaten eines Scandurchgangs des Objekts entgegen zu nehmen, wobei sich das zweite Energiespektrum von dem ersten Energiespektrum unterscheidet. Der Computer ist ferner konfiguriert, um die zweiten Energiespektraldaten in transformierte erste Energiespektraldaten zu transformieren und die ersten Energiespektraldaten mit den transformierten ersten Energiespektraldaten zu kombinieren, um kombinierte erste Energiespektraldaten zu erzeugen.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine anschauliche Ansicht eines Multienergie-Computertomographiebildgebungssystems (MECT-System).
2 zeigt ein Blockschaltbild des in 1 veranschaulichten Systems.
3 veranschaulicht eine graphische Darstellung ver schiedener Röntgenstrahlspektren.
4 veranschaulicht ein auf Bildgebung basierendes Verfahren zum Erleichtern einer Verringerung von Artefakten.
5 veranschaulicht ein auf Projektion basierendes Verfahren zum Erleichtern einer Verringerung von Artefakten.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die Verfahren und die Vorrichtungen, die hier beschrieben sind, betreffen die synergetische Kombination von Verfahren zur Korrektur von ansichtsverfälschenden Artefakten mit Spektralverschiebungskompensationsalgorithmen die an multienergetischen Computertomographiedaten vorgenommen werden, die durch sequentielle Abänderung von Energiespektren gewonnen wurden. Das Ergebnis des nachstehend beschriebenen Algorithmus sind unverfälschte, spektralverschiebungskompensierte, hoch- und niederenergetische Daten (Projektionen oder rekonstruierte Bilder), die sich für den Einsatz von Multienergie-Zerlegungsalgorithmen eignen.
Darüber hinaus beinhalten die hierin beschriebenen Verfahren neue Ansätze, um grundlegende Eigenschaften der Wechselwirkung der Röntgenstrahlen mit einem Stoff auszunutzen. Beispielsweise werden für jeden Strahlengang mehrere Messwerte mit verschiedenen durchschnittlichen Röntgenstrahlen ergien erfasst. Wenn eine Comptonsche und photoelektrische Zerlegung und/oder eine Basisstoffzerlegung (BMD) an diesen Messwerten durchgeführt werden, lassen sich zusätzliche Daten gewinnen, mit denen sich die Genauigkeit und Charakterisierung verbessern lässt.
In einigen bekannten Konfigurationen von CT-Bildgebungssystemen projiziert eine Röntgenstrahlenquelle einen fächerförmigen Strahl, der gebündelt ist, um innerhalb einer im Allgemeinen als "Bildgebungsebene" bezeichneten x-y-Ebene eines kartesischen Koordinatensystems zu verlaufen. Der Röntgenstrahl passiert ein abzubildendes Objekt, beispielsweise einen Patienten. Der Strahl trifft nach einer Schwächung durch das Objekt auf ein Feld von Strahlungsdetektoren auf. Die Intensität des an dem Detektorarray aufgefangenen geschwächten Strahls, hängt von der Schwächung ab, die der Röntgenstrahl durch das Objekt erfährt. Jedes Detektorelement in dem Feld erzeugt ein eigenes elektrisches Signal, das kennzeichnend für die Strahlintensität an der Detektorposition ist. Die Intensitätsmesswerte sämtlicher Sensoren werden getrennt erfasst, um ein Übertragungsprofil zu erzeugen.
In CT-Systemen der dritten Generation werden die Röntgenstrahlenquelle und der Detektorarray mittels eines Gantryrahmens innerhalb der Bildgebungsebene und um das abzubildende Objekt herum gedreht, so dass sich der Winkel, unter dem der Röntgenstrahl auf das Objekt fällt, ständig ändert. Eine Gruppe von Röntgenstrahlschwächungsmesswerten, i. e. Projektionsdaten des Detektorarrays unter einem Gantrywinkel, wird als eine "Ansicht" bezeichnet. Ein "Scandurchgang" des Objekts umfasst einen Satz von Ansichten, der während einer Umdrehung der Röntgenstrahlenquelle und des Detektors unter verschiedenen Gantrywinkeln oder Blickwinkeln erzeugt wird.
Im Falle eines axialen Scandurchgangs werden die Projektionsdaten verarbeitet, um ein Bild zu konstruieren, das einem zweidimensionalen durch das Objekt geführten Schnitt entspricht. Ein Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes aus einem Satz von Projektionsdaten ist in der Fachwelt als die gefilterte Rückprojektionstechnik bekannt. Dieses Verfahren wandelt die Schwächungsmesswerte eines Scandurchgangs in mit "CT-Zahlen" oder "Houndsfield-Einheiten" (HU) bezeichnete Integerzahlen um, die verwendet werden, um die Helligkeit eines entsprechenden Pixels auf einem Kathodenstrahlröhrenbildschirm zu steuern.
Um die Gesamtscanzeit zu reduzieren, kann ein "Spiral"-Scannen ausgeführt werden. Für die Durchführung eines "Spiral"-Scannens wird der Patient bewegt, während die Daten für die vorgegebene Anzahl von Schnittbildern erfasst werden. Ein derartiges System erzeugt anhand eines Fächerstrahlspiralscandurchgangs eine einzelne Spirale. Die durch den Fächerstrahl abgebildete Spirale erbringt Projektionsdaten, aus denen sich Bilder einer jeden gegebenen Schnittschicht rekonstruieren lassen.
Rekonstruktionsalgorithmen für spiralförmiges Scannen benutzen gewöhnlich helikale Gewichtungsalgorithmen, die die gesammelten Daten abhängig von einem Blickwinkel- und Detektorkanalindex gewichten. Insbesondere werden die Daten vor einem gefilterten Rückprojektionsverfahren entsprechend einem Spiralgewichtungsfaktor gewichtet, der sowohl von dem Gantrywinkel als auch dem Detektorwinkel funktional abhängt. Die gewichteten Daten werden anschließend verarbeitete, um CT-Zahlen zu erzeugen und ein Bild zu konstruieren, das einem zweidimensionalen durch das Objekt geführten Schnittbild entspricht.
Um die Gesamterfassungszeit weiter zu reduzieren, wurde die Multischicht-CT eingeführt. In der Multischicht-CT werden in jedem Zeitpunkt eine Vielzahl von Reihen von Projektionsdaten gleichzeitig erfasst. Wenn das System mit dem Spiralscanmodus kombiniert wird, erzeugt es eine einzelne Spirale von Kegelstrahlprojektionsdaten. Ähnlich wie bei dem Gewichtungsschema für die Einzelschnittbildspirale kann ein Verfahren abgeleitet werden, um die Gewichtung vor dem gefilterten Rückprojektionsalgorithmus mit den Projektionsdaten zu multiplizieren.
In dem hier verwendeten Sinne sollte beachtet werden, dass das Zitieren eines Elements bzw. Schrittes im Singular mit Voranstellung des unbestimmten Artikels "ein" oder "eine" den Plural der Elemente oder Schritte nicht ausschließen soll, es sei den, ein derartiger Ausschluss ist ausdrücklich genannt. Ferner soll die Bezugnahme auf "ein (1) Ausführungsbeispiel" der vorliegenden Erfindung nicht interpretiert werden als ein Ausschließen der Existenz zusätzlicher Ausführungsbeispiele, die ebenfalls die aufgeführten Merkmale verkörpern.
Weiter ist in dem hier verwendeten Sinne mit dem Begriff "Rekonstruieren eines Bildes" nicht beabsichtigt, Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung auszuschließen, bei denen zwar Daten erzeugt werden, die ein Bild repräsentieren, ein betrachtbares Bild jedoch nicht erzeugt wird. Viele Ausführungsbeispiele erzeugen allerdings mindestens ein betrachtbares Bild (oder sind konfiguriert, um dieses zu erzeugen).
In den 1 und 2 ist ein multienergetisches Scannerbildgebungssystem, beispielsweise ein multienergetisches Multischicht-Computertomographie-Bildgebungssystem (MECT) 10 gezeigt, das einen Gantryrahmen 12 aufweist, wie er für CT-Bildgebungssysteme der "dritten Generation" typisch ist. Die Gantry 12 umfasst eine Röntgenstrahlenquelle 14 die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in Richtung eines auf der entgegengesetzten Seite der Gantry 12 angeordneten Detektorarrays 18 projiziert. Der Detektorarray 18 ist aus einer Vielzahl von (nicht gezeigten) Detektorreihen aufgebaut, die eine Vielzahl von Detektorelementen 20 aufweisen, die gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die ein Objekt, beispielsweise einen Patienten 22 passieren. Jedes Detektorelement 20 erzeugt ein elektrisches Signal, das für die Intensität eines einfallenden Röntgenstrahls kennzeichnend ist und daher verwendet werden kann, um die Schwächung des Strahls zu bewerten, die dieser während des Passierens durch das Objekt oder den Patienten 22 erfährt. Während des Scannens zum Gewinnen von Röntgenstrahlprojektionsdaten kreisen die Gantry 12 und die darin befestigten Komponenten um eine Rotationsachse 24. 2 zeigt lediglich eine einzige Reihe von Detektorelementen 20 (d. h. eine Detektorreihe). Allerdings weist ein Multischicht-Detektorarray 18 eine Vielzahl von parallelen Detektorreihen von Detektorelementen 20 auf, so dass die Projektionsdaten, die einer Vielzahl von gleichsam parallelen oder tatsächlich parallelen Schnittbildern entsprechen, während eines Scandurchgangs gleichzeitig erfasst werden können.
Das Kreisen der Komponenten auf der Gantry 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden durch einen Steuermechanismus 26 des MECT-Systems 10 gesteuert. Der Steuermechanismus 26 enthält einen Röntgencontroller 28, der Energie und Zeittaktsignale an die Röntgenstrahlenquelle 14 und an einen Gantryantriebscontroller 30 liefert, der die Rotationsgeschwindigkeit und die Position der Komponenten auf der Gantry 12 steuert. Ein Datenerfassungssystem (DAS) 32 in dem Steuermechanismus 26 tastet die von den Detektorelementen 20 ausgegebenen analogen Daten ab und wandelt diese für ein nachfolgendes Verarbeiten in digitale Signale um. Ein Bildrekonstruktor 34 nimmt die von der DAS 32 ankommenden abgetasteten und digitalisierten Röntgenstrahldaten entgegen und führt eine Hochgeschwindigkeits- Bildrekonstruktion durch. Das rekonstruierte Bild wird als Eingabe einem Computer 36 zuführt, der das Bild in einem Speichergerät 38 speichert. Der Bildrekonstruktor 34 kann in Form einer speziellen Hardware oder in Form von auf dem Computer 36 auszuführender Software vorliegen.
Der Computer 36 nimmt ferner über eine Konsole 40, die eine Tastatur aufweist, von einem Anwender Steuerbefehle und Scanparameter entgegen. Ein zugehöriger Kathodenstrahlbildschirm 42 ermöglicht es dem Anwender, das rekonstruierte Bild und sonstige von dem Computer 36 ausgegebene Daten zu betrachten. Die durch den Anwender eingegebenen Steuerbefehle und Parameter werden von dem Computer 36 verwendet, um Steuerungssignale und Daten an das DAS 32, den Röntgencontroller 28 und den Gantryantriebscontroller 30 auszugeben. Darüber hinaus steuert der Computer 36 einen Liegenantriebscontroller 44, der eine motorbetriebene Liege 46 steuert, um den Patienten 22 in der Gantry 12 zu positionieren. Insbesondere bewegt die Liege 46 den Patienten 22 abschnittsweise durch eine Gan tryöffnung 48.
In einem Ausführungsbeispiel umfasst der Computer 36 ein Gerät 50, beispielsweise ein Diskettenlaufwerk, ein CD-ROM-Laufwerk, DVD-Laufwerk, eine magneto-optisches Plattenlaufwerk (MOD) oder jedes sonstige digitale Gerät einschließlich eines Netzwerkverbindungsgeräts beispielsweise ein Ethernetgerät, die in der Lage sind, Befehle und/oder Daten von einem von einem Rechner auslesbaren Medium 52 auszulesen, beispielsweise von einer Diskette, einer CD-ROM, einer DVD, einer MOD oder einer sonstigen digitalen Quelle, beispielsweise einem Netzwerk oder dem Internet, sowie noch in Zukunft zu entwickelnden digitalen Mitteln. In noch einem Ausführungsbeispiel führt der Computer 36 Befehle aus, die in Form von (nicht gezeigter) Firmware gespeichert sind. Der Computer 36 ist programmiert, um Funktionen durchführen, wie sie hier beschrieben und verwendet werden, der Begriff Computer beschränkt sich nicht lediglich auf jene integrierten Schaltkreise, die in der Fachwelt als Computer bezeichnet werden, sondern bezieht sich im weiten Sinn auf Computer, Prozessoren, Mikrocontroller, Mikrocomputer, programmierbare Logikcontroller, anwendungsspezifische integrierte Schaltkreise und sonstige programmierbare Schaltkreise, und diese Begriffe werden hier untereinander austauschbar verwendet.
Das MECT-System 10 ist ferner konfiguriert, um auf unterschiedliche Röntgenstrahlspektren anzusprechen. Das MECT 10 ermöglicht eine Reduzierung oder Beseitigung einer Vielzahl von Problemen, die im Zusammenhang mit einer herkömmlichen CT auftreten, beispielsweise, jedoch ohne darauf beschränkt zu sein, einem Mangel an Energieauflösung- und Stoffcharakterisierungsvermögen. Bei nicht vorhandener Streuung durch das Objekt hat das System 10 lediglich zwei Bereiche von Photonenenergiespektren getrennt zu erfassen, nämlich den niederenergetischen und den hochenergetischen Anteil des einfallenden Röntgenstrahlspektrums. Das Verhalten bei jeder anderen Energie kann basierend auf dem Signal der zwei Energiebereiche abgeleitet werden. Dieses Phänomen ist auf die fundamentale Tatsache zurückzuführen, das in dem für eine medizinische CT interessierenden Energiebereich zwei physikalische Prozesse die Röntgenstrahlschwächung beherrschen, nämlich (1) Compton-Streuung und (2) der photoelektrische Effekt. Um das Verhalten eines Objekts hinsichtlich einer Schwächung der Röntgenstrahlen zu charakterisieren, werden lediglich zwei unabhängige Parameter gemessen. Die aus zwei Energiebereichen erfassten Signale stellen daher ausreichende Daten zur Verfügung, um das Problem der Energieabhängigkeit bei der Bildgebung des Objekts zu beheben. Obwohl das oben erwähnte spezielle Ausführungsbeispiel sich auf ein CT-System der dritten Generation bezieht, sind die hierin beschriebenen Verfahren in gleicher Weise auf CT-Systeme der vierten Generation (Detektor stationär – Röntgenstrahlenquelle rotierend) und CT-Systeme der fünften Generation (Detektor und Röntgenstrahlenquelle stationär) anzuwenden.
In einem Ausführungsbeispiel verwendet das MECT-System einen Zerlegungsalgorithmus, beispielsweise einen CT-Zahl-Differenz-Algorithmus, einen Comptonschen und photoelektrischen Zerlegungsalgorithmus, einen Basisstoffzerlegungsalgorithmus (BMD-Algorithmus) und einen Logarithmussubtraktionszerlegungsalgorithmus (LSD-Algorithmus), jedoch ohne auf diese beschränkt zu sein.
Der CT-Zahl-Differenz-Algorithmus beinhaltet ein Berechnen eines Differenzwertes zwischen CT- oder Hounsfield-Zahlen, die für zwei Bilder mit unterschiedlichen Röhrenspannungspotentialen erlangt wurden. In einem Ausführungsbeispiel werden die Differenzwerte auf einer Pixel-für-Pixel Grundlage berechnet. In noch einem Ausführungsbeispiel werden Differenzen der Mittelwerte von CT-Zahlen innerhalb eines interessierenden Bereichs berechnet. Der Comptonsche und photoelektrische Zerlegungsalgorithmus beinhaltet ein Erfassen eines Bildpaars mittels des MECT-Systems 10 und ein getrenntes Darstellen der auf Comptonsche und photoelektrische Prozesse zurückzuführenden Schwächungen. Der BMD-Algorithmus beinhaltet ein Erfassen von zwei CT-Bildern, wobei jedes Bild die äquivalente Dichte eines der Basisstoffe repräsentiert. Da die Stoffdichte eines Stoffs nicht von der Röntgenstrahlphotonenenergie abhängt, sind diese Bilder nahezu frei von Strahlaufhärtungsartefakten. Darüber hinaus kann ein Anwender den Basisstoff auswählen, um auf ein bestimmtes interessierendes Material zu zielen, und auf diese Weise den Bildkontrast erhöhen. In der Praxis begründet sich der BMD-Algorithmus auf der Idee, das die Röntgenstrahlschwächung (in dem Energiebereich für eine medizinische CT) eines beliebigen gegebenen Stoffes durch eine geeignete Dichtemischung von zwei anderen gegebenen Stoffe dargestellt werden kann; dementsprechend werden diese beiden Stoffe als die Basisstoffe bezeichnet. In einem Ausführungsbeispiel, das den LSD-Algorithmus verwendet, werden die Bilder mit im Wesentlichen monoenergetischen Röntgenstrahlspektren erfasst, und das Objekt der Bildgebung kann hinsichtlich eines jeden der beiden Stoffe durch einen effektiven Schwächungskoeffizienten charakterisiert werden; der LSD-Algorithmus beinhaltet daher keine Strahlaufhärtungskorrekturen. Darüber hinaus wird der LSD-Algorithmus nicht kalibriert, sondern verwendet eine Bestimmung der Gewebelöschparameter, die das Verhältnis des effektiven Schwächungskoeffizienten eines gegebenen Stoffs bei dem Mittelwert der Energie der jeweiligen Expositionen wiedergeben. In einem Ausführungsbeispiel hängt der Gewebelöschparameter in erster Linie von den Spektren, die zum Erlangen der Bilder verwendet werden, sowie von beliebigen zusätzlichen Faktoren ab, die die gemessene Signalstärke von dem Wert abweichen lassen, der für ein Paar ideale, monoenergetische Expositionen zu erwarten wäre.
Es ist zu beachten, dass hinsichtlich einer Optimierung eines multienergetischen CT-Systems die Bildqualität von der Trennschärfe der Spektren abhängt. Ferner sollten sich die Photonenstatistiken in den beiden Energiebereichen ähneln, da ansonsten der statistisch ärmere Bereich das Bildrauschen dominiert.
Einige Verfahren zum Erlangen dualenergetischer Computertomographiedaten wurden vorgeschlagen. Zwei Scandurchgänge, die jeweils deutlich abgegrenzte Röntgenstrahlspektren verwenden und denselben anatomischen Bereich abdecken, können nacheinander ausgeführt werden. Dieses Verfahren lässt sich zwar auf Standard-CT-Systemen ohne Eingriffe in die Hardware durchführen, weist jedoch einige gravierende Nachteile auf. Die endliche Zeitdifferenz zwischen den Scandurchgängen (etwa 0,3 – 0,5 Sekunden im Falle von gegenwärtigen High-End-CT-Systemen der dritten Generation) lässt die Möglichkeit zu, dass die anatomischen Strukturen des Patienten entweder aufgrund von bewussten (beispielsweise muskuloskeletalen) oder unbewussten (beispielsweise kardialen oder peristaltischen) Vorgängen zwischen den Scandurchgängen bewegt werden, wodurch es zu Artefakten aufgrund fehlender Ausrichtung in den durch eine beliebige geeignete Kombination der hoch- und niederenergetischen Daten rekonstruierten Bildern kommt. Ein aufeinanderfolgendes Scannen mit zwei unterschiedlichen Energien ist außerdem nicht optimal, da ein bedeutendes Überlappen der Spektren vorhanden ist. Dieses Überlappen ist in 3 veranschaulicht. Außerdem ist die Strahlenbelastung, die im Zusammenhang mit einem sukzessiven Scannen mit zwei deutlich abgegrenzten Spektren auftritt, etwa doppelt so hoch, wobei ein großer Anteil der zusätzlichen Dosis auf den Scandurchgang mit geringerem kV-Potential zurückzuführen ist. Ein weiteres Verfahren zum Erlangen von MECT-Daten beinhaltet, die einer Eindringtiefe an dem Detektor entsprechende Photonenenergie zu erfassen. Ein Nachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass das Aufhalten der Photonen statistischer Natur ist. Es ist daher weiter ein gewisses Überlappen von Energiespektren vorhanden. Ein drittes Verfahren zum Erlangen der MECT-Daten beinhaltet ein Zählen von Photonen. Dieses Verfahren ist insofern optimal, dass es eine saubere Trennung der Spektren und einen einstellbaren Energietrennungspunkt zum Ausgleichen der Photonenstatistiken bereitstellt. Die Verfahren des Erfassens der Photoneneindringtiefe und des Photonenzählens sind zwar möglicherweise bevorzugt, da sie im Hinblick auf Artefakte, die auf eine Bewegung durch den Patienten zurückzuführen sind, sowie hinsichtlich einer übermäßigen Strahlenbelastung des Patienten weniger problematisch sind, lassen sich auf gegenwärtigen Systemen jedoch nicht ohne einen vollständigen Austausch der Röntgenstrahldetektoranordnung implementieren.
Ein weiteres Verfahren zum Erhalt von multienergetischen Computertomographiedaten verwendet ein während eines einzelnen Scandurchgang aufeinanderfolgendes Wechseln der Energiespektrum zwischen der höheren und der niedrigen Energie. Dieses sequentielle Abwechseln der Strahlenergie lässt sich erreichen, indem vor der Röntgenstrahlenquelle ein Drehfilter einfügt wird, der mindestens zwei Materialien mit unterschiedlichen Schwächungseigenschaften aufweist. Dieses Verfahren erfordert zwar keine Veränderungen an dem Detektor, jedoch sind nun Änderungen an der auf der Röhrenseite vorhandenen Filteranordnung und deren Steuerung vorzunehmen. Eine ähnliche Wirkung lässt sich durch ein sequentielles Verändern des Ausgangs der Hochspannungsquelle erzielen, die die Röntgenröhre mit Energie versorgt. Diese kV-Modulation kann zwar Veränderungen in Form von Eingriffen in die Firmware und/oder Hardware des Röntgenstrahlgeneratorsteuerschaltkreises erfordern, verlangt aber keine Neukonstruktion des Detektor- oder Röhrenfilters. Mit einem Abdecken der abwechselnden Schlitzen des Detektorkollimators mit einer dünnen Metallfolie lässt sich ebenfalls eine ähnliche Wirkung erzielen. Dies erfordert nur minimale technische Veränderungen an dem Detektorkollimator, ermöglicht aber nicht, das System ohne weiteres zwischen Einzel- und Dualenergie umzuschalten, was möglicherweise eine Erhöhung der Strahlendosis für den Patient bedeutet. Dies bedenkend verwendet ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung eine Modulation der Hochspannungsquelle. Es ist zu beachten, dass diese kV-Modulation mit einer Modulation des Röhrenstroms gekoppelt sein kann. Die mA-Modulation findet aufgrund der physikalischen (beispielsweise thermischen) Beschränkungen der Filamente gewöhnlich bei einer wesentlich geringeren Frequenz statt als die kV-Modulation.
Sämtliche drei dieser multienergetischen Datenerfassungstechniken – nämlich Drehfilterung, Modulieren der Hochspannung und abwechselndes Filtern über die Detektorzellenposition entlang des Detektorbogens – sind in vielfältiger Hinsicht vorteilhaft. Erstens lässt sich das Zeitintervall zwischen den Erfassungsvorgängen entlang von Strahlengängen, die in etwa übereinstimmende Winkel aufweisen, um mehr als zwei Größenordnungen verringern. Eine kV-Ansprechzeit des Hochfrequenzgenerators (HF-Generators), d.h. die Zeit, die benötigt wird, um eine voreingestellte Spannung zu erreichen, beträgt für Spannungsregelkreiskonstruktionen etwa 250 μs. Es ist in diesem Falle möglich, ein Verschachteln der Projektion mit jeder anderen Ansicht, jeder zweiten Ansicht oder mittels einer sonstigen geeigneten Modulationsfunktion zu erzeugen. Die Erfindung nimmt für dieses Beispiel an, dass die dualenergetischen Daten mit jeder anderen Ansicht verschachtelt wird. Hierdurch werden zwar Fehlausrichtungsartefakte reduziert, indem die nieder- und hochenergetischen Erfassungsvorgänge rechtzeitig inhärent aufeinander abgestimmt werden, jedoch wird die zeitliche Auflösung für einen Scandurchgang nicht verändert. Aus diesen Daten rekonstruierte Bilder erfordern weiter einen minimalen Projektionssatz, der 180° + 2γ_m abdeckt, wobei 2γ_m der Detektorfächerwinkel ist. In manchen Fällen kann eine unbewusste oder bewusste Bewegung des Patienten immer noch eine Inkonsistenz zwischen dem Beginn und dem Ende des Scandurchgangs erfassten Daten hervorrufen, was zu Bewegungsartefakten, wie Schlierenbildung, Doppelbildern oder Unschärfen, führt. Obwohl nicht spezifisch für dieses Verfahren der Datenerfassung, werden hier Aspekte der zeitlichen Auflösung angeführt, um zwischen Intrascan- und Interscan-Artefakten bei einem multienergetischen Scannen zu unterscheiden. Ein weiterer Vorteil des kV-modulierten Erfassens, ist die Verringerung der Strahlendosis für den Patienten. Im Vergleich zu dem aufeinanderfolgenden Erfassen von Projektionsdatensätzen mit unterschiedlichen Energiepegeln lässt sich mittels des verschachtelten Erfassens eine Verringerung der Strahlenbelastung um mindestens 50 % erzielen.
Allerdings hat diese Methode des Erfassens auch Nachtei le. Durch aufeinanderfolgendes Verändern des Energiespektrums zwischen der höheren und der niedrigeren Energie während eines einzelnen Scandurchgangs, bleibt die Gesamtanzahl erfasster Projektionen konstant, ist nun allerdings auf zwei Energieniveaus aufgeteilt. Falls jede zweite Ansicht mit einer alternierten Energie gewonnen wird, fallen daher halb so viele Projektionen pro Energiespektrum an. Bei einer ungeeigneten Anzahl von Projektionen treten Verfälschungen auf.
Gemäß dem Shannon-Abtasttheorem müssen die ursprünglichen Daten mit einer Abtastrate von mindestens dem zweifachen der in dem Signal enthaltenen höchsten räumlichen Frequenz abgetastet werden, um Verfälschungen zu vermeiden. Ansichtsverfälschende Artefakte lassen sich als Maserungen in den rekonstruierten Bildern beobachten. In der Theorie ist die minimale Abtastfrequenz in der Azimutalrichtung für gleichwinklige Fächerstrahlgeometrie gegeben durch N_min = 4ΠRV_m
1-sinγ_m, mit N_min gleich der minimalen Anzahl von Ansichten, R gleich dem Radius des artefaktfreien Bereichs der Rekonstruktion, í_m gleich der maximalen auflösbaren räumlichen Frequenz und ã_m gleich der Hälfte des Detektorfächerwinkels. Durch Verschachteln der MECT-Erfassungsdaten mittels ultraschneller kV-Modulation wird die Gesamtzahl der pro Umdrehung gesammelten Ansichten zwar beibehalten, jedoch verringert sich die Anzahl der Ansichten, die für jeden Energiepegel gesammelt werden. Dieses Problem wird in dem Maße gravierender, wie die Anzahl der Energiepotentiale ansteigt. Im Falle von Dualenergie-CT halbiert ein Modulieren der kVp mit jeder anderen Ansicht die Anzahl der für jedes Spektrum ge sammelten Projektionen. Aus obiger Gleichung geht hervor, dass sich der Radius des artefaktfreien Bereichs bei einer Halbierung der Anzahl der über einen Winkel von 360° gesammelten Projektionen um 50 % verringert, wenn die gewünschte maximale auflösbare Frequenz beibehalten wird. In ähnlicher Weise hat ein Halbieren der Anzahl von Projektionen ein Halbieren der maximal auflösbaren Frequenz in dem gleichen Sichtfeldradius (FOV) zur Folge. Im Falle von auf kleine Sichtfelder fokussierenden Scandurchgängen, z.B. bei Untersuchungen am Herzen oder Kopf, mag dies eine geringere Rolle spielen.
In der Praxis ist die obige Gleichung nicht streng erfüllt. Vielmehr wird eine Vielfalt von Verfahren verwendet, um das sichtbare Auftreten von ansichtsverfälschenden Artefakten zu minimieren. Eines dieser Verfahren ist der Detektor-Viertel-Versatz. Durch Versetzen des Detektorarrays um genau ein Viertel der Breite eines Detektorelements, weisen konjugierte Ansichten, oder um 180° voneinander entfernte Ansichten, Strahlen auf die geringfügig versetzt sind. Diese Anordnung stellt die zusätzlichen Daten zur Verfügung, die benötigt werden, um ansichtsverfälschende Artefakte zu minimieren. Neben der Veränderung der Geometrie der Hardware, existieren viele Softwaretechniken zum Unterdrücken von ansichtsverfälschenden Effekten. Im Allgemeinen lässt sich eine beliebige Art von Glättungsalgorithmus verwenden, um eine Reduzierung der Sichtbarkeit von verfälschenden Artefakten herbeizuführen. Allerdings gehen hochfrequente Bildkomponenten mit solchen Tiefpassfilterungstechniken verloren. Es existieren ferner eine Reihe von Prä-Rekonstruktionsinter polationsmethoden. Zu diesen Techniken zählen Interpolation zwischen Ansichten, Interpolation im Radonraum und Interpolation im Fourierbereich. Diese Interpolationsmethoden können einfache lineare oder bilineare Algorithmen, Laguerre-Polynome verwendende Algorithmen höherer Ordnung oder kompliziertere adaptive Methoden sein. Darüber hinaus wurden eine Anzahl auf Reproduktion basierender Verfahren vorgeschlagen, um die Effekte einer Bildverfälschung zurückzudrängen, z.B. Zwischenansichtsreproduktion (IVR), deconvolvierte Zwischenansichtsreproduktion (IDVR), Fehlerkorrekturverfahren (EC) und hybride Verfahren, ohne auf diese beschränken zu wollen. Diese Verfahren werden gewöhnlich im Zusammenhang mit ansichtsverfälschten monoenergetischen Computertomographiescanverfahren (SECT) beschrieben; sie könnten jedoch ohne weiteres unabhängig voneinander auf jeden Satz von ansichtsverfälschten ME-Projektionen angewandt werden. Obwohl hiermit in der Regel eine gewisse Verringerung der Sichtbarkeit von Artefakten in den rekonstruierten Bildern erreicht wird, sind die erzielten Ergebnisse noch nicht optimal. Außerdem bleibt die fundamentale Beschränkung der kV-modulierten MECT bestehen, die endgültigen Bilder der Multienergie-Zerlegung weisen Volumenelemente auf, für die lediglich auf einem Energiepotential Daten erfasst sind – die von dem anderen Energiepotentials (bzw. den übrigen Energiepotentialen) stammenden Daten sind in den "fehlenden" Ansichten enthalten. Hier werden Verfahren und Vorrichtungen beschrieben, die so konfiguriert sind, dass sich die verschachtelten multienergetischen Daten in einer Weise verwenden lassen, die für eine Lösung dieses Problems wechselseitig von Vorteil ist.
Ein Verfahren für die synergetische Kombination von Korrekturverfahren für ansichtsverfälschende Artefakte mit Spektralverschiebungskompensationsalgorithmen und dessen Anwendung auf Multienergie-Computertomographiedaten, die durch das sequentielle Abändern von Energiespektren erfasst werden, ist im folgenden erläutert. Der Ausgang dieses Algorithmus stellt unverfälschte, spektralverschiebungskompensierte, hoch- und niederenergetische Daten (Projektionen oder rekonstruierte Bilder) bereit, auf die sich Multienergie-Zerlegungsalgorithmen anwenden lassen.
Darüber hinaus ist ein Verfahren geschaffen, um kV-modulierten multienergetischen Projektionsdaten zu verwenden, um eine simultanen Spektralverschiebungskompensation sowie eine Verringerung von ansichtsverfälschenden Artefakten zu erreichen. Die hier beschriebenen Verfahren lassen sich im Zusammenhang mit CT-Systemen der ersten, zweiten, dritten und vierten Generation verwenden, die Einzelröhren-/Einzeldetektor- Systeme sowie Mehrfachröhren-/Multidetektor-Systeme und sonstige Mehrfachröhren-/Multidetektor-Systeme oder Volumen-CT-Verfahren beinhalten. Ein Anwenden ist ferner in einem speziell für Brustuntersuchungen bestimmten CT-System möglich. Die hier beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen können für beliebige klinische Anwendungen verwendet werden, für die Multienergie-CT von Vorteil ist, beispielsweise Fett-/Magergewebecharakterisierung, physikalisch basierte Segmentation, Mehrfachkontrastauflösung und Knochenmineraldensitometrie. Die hier beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen können gleichermaßen für zerstörungsfreie Untersuchungen verwendet werden, beispielsweise das Entdecken von Ex plosivstoffen und Schmuggelware.
Hier werden in 4 und 5 zwei Verfahren zum Erleichtern einer Verringerung von Artefakten beschrieben und gezeigt. Herkömmliche Verfahren einer Spektralverschiebungskompensation verarbeiten rekonstruierte Bilddaten. Allerdings vereinfacht die Verfügbarkeit über MECT-Daten auch die Anwendung von Spektralverschiebungskompensationsalgorithmen auf dem Gebiet der Projektion. 4 veranschaulicht ein auf Bildgebung basierendes Verfahren 60 zum Erleichtern einer Verringerung von Artefakten. Obwohl das Verfahren 60 im Zusammenhang mit einer dualenergetischen CT beschrieben ist, lässt sich das Verfahren 60 auf MECT-Anwendungen erweitern, einschließlich von Anwendungen, die drei oder mehr Energiespektren verwenden. Das Verfahren 60 beinhaltet ein Erfassen von verschachtelten dualenergetischen Projektionsdaten 62 in einer solche Weise, dass geradzahlige und ungeradzahlige Ansichten hohen bzw. geringen Energiepegeln entsprechen. Zu beachten ist, dass die Zuordnung von hohen und niedrigen Energien zu geradzahligen und ungeradzahligen Ansichten ohne Einfluss auf den Algorithmus umgekehrt werden kann. Darüber hinaus muss das Verschachteln, wie oben festgestellt, nicht notwendig mit jeder anderen Ansicht geschehen. Verallgemeinernd kann das Verschachteln auf jede n-te Ansicht angewandt werden, wobei n größer oder gleich Eins und kleiner als die Hälfte der Gesamtzahl von erlangten Ansichten ist. Es ist zu beachten, dass die für einen Minimalwinkelbereich aufgestellten Anforderungen, die auf einen nicht kV-verschachtelten Projektionssatz angewandt werden, der für Halbscan- und Vollscan-Bildrekonstruktionstechniken verwendet wird, weiter auf den kV-verschachtelte Projektionssatz anzuwenden sind. Korrekturen des Standardverstärkungsgrads, des Versatzes, des Nachleuchtens, der Detektortemperatur, der Primärstrahlintensität und sonstiger systematischer Fehler werden an den Projektionsdatensätzen, wo es möglich ist, durch kV-abhängige Kalibrierungen vorgenommen. Diese Daten können in einem spiralförmigen oder axialen Modus mittels Fächer- oder Kegelstrahlgeometrien, gattergesteuert (prospektiv oder retrospektiv) oder nicht gattergesteuert erfasst werden.
Das Verfahren 60 umfasst optional ein Interpolieren 64 der fehlenden Ansichten der Projektionsdaten 62 und optional ein Neuzuordnen 66 der Fächerstrahlprojektionsdatensätze an einen äquivalenten Parallelstrahlprojektionsdatensatz. Das Verfahren 60 schließt auch ein Rekonstruieren 68 nieder- und hochenergetischer Schnittbilder 70 bzw. 71 mittels einer bekannten Rekonstruktionstechnik ein. Es können beispielsweise gefilterte Rückprojektion (FBP), algebraische Rekonstruktionstechniken (ART) und/oder simultan-algebraische Rekonstruktionstechniken (SART) verwendet werden. Gewöhnlich werden ART-Algorithmen verwendet, um Projektionssätze beschränkter Ansichten zu rekonstruieren, die allerdings gewöhnlich rechentechnisch ineffizient sind. Es können Halbscan- oder Vollscan-Rekonstruktionen verwendete werden. Da die Bilder 70 mittels eines unvollständigen Satzes von Ansichten rekonstruiert 68 werden, kommt es zu verfälschenden Artefakten, insbesondere am Rand des Scanfelds der Ansicht (SFOV).
Das Verfahren 60 schließt ferner Spektralverschiebungs kompensieren 72 mittels der ansichtsverfälschten nieder- und hochenergetischen Bilder 70 bzw. 71 ein, wobei eine beliebige Zahl von Spektralverschiebungskompensationsalgorithmen verwendet werden können. Die Spektralverschiebungskompensationsalgorithmen beinhalten auf Kalibrierungen basierende Verfahren oder können beliebig viele Einzelschritt- oder iterative Strahlaufhärtungsalgorithmen einschließlich einer multienergetischen Basisenergiezerlegung nutzen. Das Ziel dieses Schritts ist, die dualenergetischen Bilder zu nutzen, um die effektive Schwächung bei den Energiepotentialen zu ermitteln, die verwendet wurden, um die hoch- und niederenergetischen Datensätze zu erlangen. Nachdem die effektive Schwächung für jedes gewünschte Energiepotential erst einmal ermittelt ist, wird das (aus ungeradzahligen Projektionen rekonstruierte) niederenergetische Bild 70 (bei ungeradzahligen Projektionen) in ein hochenergetische Bild 75 transformiert. In ähnlicher Weise wird das (aus geradzahligen Projektionen rekonstruierte) hochenergetische Bild 71 (bei geradzahligen Projektionen) in ein niederenergetisches Bild 74 transformiert. Folglich werden unter sämtlichen Projektionswinkeln abgetastete nieder- und hochenergetische Bilder erlangt. Mit anderen Worten, ein Scandurchgang an einem Objekt wird unter Verwendung von zwei oder mehr unterschiedlichen Energiespektren durchgeführt, und eine Vielzahl von ursprünglichen ersten Energiebildern und eine Vielzahl von zweiten Energiebildern wird basierend auf den von dem Scandurchgang entgegen genommenen Daten erzeugt. Die ursprünglichen ersten Energiebilder werden, wie hier beschrieben, in eine Vielzahl von zweiten Energiebildern transformiert. Zusätzliche werden die ursprünglichen zweiten Energiebilder in eine Vielzahl von ersten Energiebildern transformiert. In einem Ausführungsbeispiel, und wie weiter unten beschrieben, werden die ursprünglichen ersten Energiebilder und die transformierten ersten Energiebilder kombiniert, um einen vollständigen Satz erster Energiebilder zu bilden deren ansichtsverfälschende Artefakte kompensiert sind.
Genauer gesagt bedeutet dies, dass in einem Ausführungsbeispiel das Verfahren 60 ein Kombinieren 76 des niederenergetischen Bildes bei geradzahligen Projektionen 74 mit dem niederenergetischen Bild bei ungeradzahligen Projektionen 70 einschließt, um einen vollständigen Satz von niederenergetischen Bilddaten 78 zu erzeugen. In einem alternativen Ausführungsbeispiel schließt das Verfahren 60 ein Kombinieren 80 geradzahliger und ungeradzahliger niederenergetischer Daten in dem Projektionsraum ein. Genauer gesagt bedeutet dies, dass die (aus geradzahligen Projektionen rekonstruierten) transformierten niederenergetischen Bilder 74 in einen Radonraum reprojiziert 82 und mit den ursprünglichen niederenergetischen Projektionen (bei ungeradzahligen Projektionen) kombiniert 80 werden, um einen vollständigen Satz (bei sowohl ungeradzahligen als auch geradzahligen Projektionen) von Projektionsdaten 84 zu erzeugen, deren ansichtsverfälschende Artefakte bei der niedrigen Energie kompensiert sind. In einem Ausführungsbeispiel wird als eine Alternative zu Schritt 76 des Verfahrens an dem vollständigen Satz niederenergetischer Projektionsdaten 84 eine Bildrekonstruktion 86 durchgeführt, um den vollständigen Satz von niederenergetischen Bilddaten 78 zu erzeugen. Das Verfahren 60 kann optional ein Durchführen einer Nachverarbeitung 88 an dem vollständigen Satz von niederenergetischen Bilddaten 78 einschließen, z.B., ohne jedoch darauf beschränkt zu sein, ein Unterdrücken von Rauschen und eine Verbesserung der Ränder.
In einem Ausführungsbeispiel umfasst das Verfahren 60 ein Kombinieren 90 des (aus geradzahligen Projektionen rekonstruierten) hochenergetischen Bildes mit dem hochenergetischen Bild bei ungeradzahligen Projektionen, um einen vollständigen Satz von hochenergetischen Bilddaten 92 zu erzeugen. In einem alternativen Ausführungsbeispiel umfasst das Verfahren 60 ein Kombinieren 94 geradzahliger und ungeradzahliger hochenergetischer Daten in einem Projektionsraum. Genauer gesagt bedeutet dies, dass die (aus geradzahligen Projektionen rekonstruierten) transformierten hochenergetischen Bilder 75 in einen Radonraum reprojiziert 96 und mit den ursprünglichen hochenergetischen Projektionen (bei geradzahligen Projektionen) kombiniert 94 werden, um einen vollständigen Satz (bei sowohl ungeradzahligen als auch geradzahligen Projektionen) von Projektionsdaten 98 zu erzeugen, deren ansichtsverfälschende Artefakte bei der hohen Energie kompensiert wurden. In einem Ausführungsbeispiel wird als eine Alternative zu Schritt 90 des Verfahrens an dem vollständigen Satz hochenergetischer Projektionsdaten 98 eine Bildrekonstruktion 100 durchgeführt, um den vollständigen Satz von hochenergetischen Bilddaten 92 zu erzeugen. Das Verfahren 60 kann optional ein Durchführen einer Nachverarbeitung 102 an dem vollständigen Satz von hochenergetischen Bilddaten 92 einschließen, z.B. ohne jedoch darauf beschränkt zu sein ein Unterdrücken von Rauschen und eine Verbesserung der Ränder. In einem Ausführungsbeispiel werden der vollständige Satz von hochenergetischen Bilddaten 92 und der vollständige Satz von niederenergetischen Bilddaten 78 anschließend einer Nachrekonstruktionzerlegung 104 unterworfen, und die resultierenden Basismaterialbilder 106 stehen dann einer optionalen Nachverarbeitung und Wiedergabe für den Betrachter zur Verfügung.
In einem alternativen Ausführungsbeispiel werden der vollständige Satz von hochenergetischen Projektionsdaten 98 und der vollständige Satz von niederenergetischen Projektionsdaten 84 an einen Prä-Rekonstruktions-MECT-Zerlegungsalgorithmus 110 ausgegeben 108 und anschließend rekonstruiert 112. Die resultierenden Basismaterialbilder 106 stehen anschließend einer optionalen Nachverarbeitung und einer Wiedergabe für den Betrachter zur Verfügung.
Falls das Bildrekonstruktionsverfahren linear ist, beispielsweise ein FBP-Algorithmus, folgt hinsichtlich der Bildrekonstruktion, dass eine Kombination von Bildern, die aus ungeradzahligen bzw. geradzahligen Projektionen rekonstruiert sind, gleichbedeutend ist mit einem Kombinieren von Projektionen, die ungeradzahlig bzw. geradzahlig abgetastet sind, gefolgt von einer Rekonstruktion des vollständigen Datensatzes.
5 veranschaulicht noch ein Ausführungsbeispiel eines Verfahrens 120 zum Erleichtern eines auf Projektion basierenden Verfahrens einer Reduzierung von Artefakten. Obwohl das Verfahren 120 im Zusammenhang mit einer dualenergetischen CT beschrieben ist, lässt sich das Verfahren 120 auf MECT-Anwendungen erweitern, einschließlich von Anwendungen, die drei oder mehr Energiespektren verwenden. Das Verfahren 120 beinhaltet ein Erfassen von verschachtelten dualenergetischen Projektionsdaten 122 auf eine solche Weise, dass geradzahlige und ungeradzahlige Ansichten hohen bzw. geringen Energiepegeln entsprechen. Zu beachten ist, dass die Zuordnung von hohen und niedrigen Energien zu geradzahligen und ungeradzahligen Ansichten ohne Einfluss auf den Algorithmus umgekehrt werden kann. Darüber hinaus muss das Verschachteln, wie oben festgestellt, nicht notwendig mit jeder anderen Ansicht geschehen. Verallgemeinernd kann das Verschachteln auf jede n-te Ansicht angewandt werden, wobei n größer oder gleich Eins und kleiner als die Hälfte der Gesamtzahl von erlangten Ansichten ist. Es ist zu beachten, dass die für einen Minimalwinkelbereich aufgestellten Anforderungen, die auf einen nicht kV-verschachtelten Projektionssatz angewandt werden, der für Halbscan- und Vollscan-Bildrekonstruktionstechniken verwendet wird, weiter auf den kV-verschachtelte Projektionssatz anzuwenden sind. Korrekturen des Standardverstärkungsgrads, des Versatzes, des Nachleuchtens, der Detektortemperatur, der Primärstrahlintensität und sonstiger systematischer Fehler werden an den Projektionsdatensätzen, wo es möglich ist, mittels kV-abhängigen Kalibrierungen vorgenommen. Diese Daten können in einem spiralförmigen oder axialen Modus mittels Fächer- oder Kegelstrahlgeometrien, gattergesteuert (prospektiv oder retrospektiv) oder nicht gattergesteuert erfasst werden.
Das Verfahren 120 umfasst optional ein Interpolieren 124 der fehlenden Ansichten der Projektionsdaten 122 und optional ein Neuzuordnen 126 der Fächerstrahlprojektionsdatensätze an einen äquivalenten Parallelstrahlprojektionsdatensatz. Das Verfahren 120 schließt ferner Spektralverschiebungskompensieren 128 mittels der ansichtsverfälschten nieder- und hochenergetischen Projektionsdaten 130 bzw. 131 ein, wobei eine beliebige Zahl von Spektralverschiebungskompensationsalgorithmen verwendet werden können. Die Spektralverschiebungskompensationsalgorithmen beinhalten auf Kalibrierungen basierende Verfahren oder können beliebig viele Einzelschritt- oder iterative Strahlaufhärtungsalgorithmen einschließlich einer multienergetischen Basisenergiezerlegung nutzen. Das Ziel dieses Schritts ist, die dualenergetischen Projektionsdatensätze zu nutzen, um die effektive Schwächung bei den Energiepotentialen zu ermitteln, die verwendet wurden, um die hoch- und niederenergetischen Datensätze zu erlangen. Nachdem die effektive Schwächung für jedes gewünschte Energiepotential erst einmal ermittelt ist, werden die (bei ungeradzahligen Projektionen) niederenergetischen Projektionsdaten (bei ungeradzahligen Projektionen) in hochenergetische Projektionsdaten 131 transformiert. In ähnlicher Weise werden die hochenergetischen Projektionsdaten (bei geradzahligen Projektionen) in niederenergetische Projektionsdaten 130 (bei geradzahligen Projektionen) transformiert. Folglich werden unter sämtlichen Projektionswinkeln abgetastete nieder- und hochenergetische Projektionsdaten gewonnen.
In einem Ausführungsbeispiel umfasst das Verfahren 120 Rekonstruieren 132 der geradzahligen niederenergetischen Projektionsdaten und der ursprünglichen ungeradzahligen niederenergetischen Projektionsdaten, um ein niederenergetisches Bild bei ungeradzahligen Projektionen 134 und ein niederenergetisches Bild bei geradzahligen Projektionen 136 hervorzu bringen, und ein Kombinieren 138 des niederenergetischen Bildes bei geradzahligen Projektionen 136 mit dem niederenergetischen Bild bei ungeradzahligen Projektionen 134, um einen vollständigen Satz von niederenergetischen Bilddaten 140 zu erzeugen. Die Rekonstruktion 132 wird mittels bekannter Rekonstruktionstechniken ausgeführt. Es können beispielsweise gefilterte Rückprojektion (FBP), algebraische Rekonstruktionstechniken (ART) und/oder simultan-algebraische Rekonstruktionstechniken (SART) verwendet werden. Gewöhnlich werden ART-Algorithmen verwendet, um Projektionssätze beschränkter Ansichten zu rekonstruieren, die allerdings gewöhnlich rechentechnisch ineffizient sind. Es können Halbscan- oder Vollscan-Rekonstruktionen verwendete werden. Da die Bilder 134 und 136 mittels eines unvollständigen Satzes von Ansichten rekonstruiert 132 werden, kommt es zu verfälschenden Artefakten, insbesondere am Rand des Scanfelds der Ansicht (SFOV).
In einem alternativen Ausführungsbeispiel umfasst das Verfahren 120 ein Kombinieren 142 der geradzahligen niederenergetischen Projektionsdaten mit den ursprünglichen ungeradzahligen niederenergetischen Projektionsdaten, um einen vollständigen Satz (bei sowohl ungeradzahligen als auch geradzahligen Projektionen) von Projektionsdaten 144 zu erzeugen, deren ansichtsverfälschende Artefakte bei der niedrigen Energie kompensiert sind. In einem Ausführungsbeispiel wird als eine Alternative zu Schritt 138 des Verfahrens an dem vollständigen Satz niederenergetischer Projektionsdaten 84 eine Bildrekonstruktion 146 durchgeführt, um den vollständigen Satz von niederenergetischen Bilddaten 140 zu erzeugen.
Das Verfahren 120 kann optional ein Durchführen einer Nachverarbeitung 148 an dem vollständigen Satz von niederenergetischen Bilddaten 140 einschließen, z.B., ohne jedoch darauf beschränkt zu sein, ein Unterdrücken von Rauschen und eine Verbesserung der Ränder.
In einem Ausführungsbeispiel umfasst das Verfahren 120 Rekonstruieren 150 der ungeradzahligen hochenergetischen Projektionsdaten und der ursprünglichen geradzahligen hochenergetischen Projektionsdaten, um ein hochenergetisches Bild bei ungeradzahligen Projektionen 152 und ein hochenergetisches Bild bei geradzahligen Projektionen 154 hervorzubringen, und ein Kombinieren 156 des hochenergetischen Bildes bei geradzahligen Projektionen 154 mit dem hochenergetischen Bild bei ungeradzahligen Projektionen 152, um einen vollständigen Satz von hochenergetischen Bilddaten 158 zu erzeugen. Die Rekonstruktion 150 wird mittels bekannter Rekonstruktionstechniken ausgeführt. Es können beispielsweise gefilterte Rückprojektion (FBP), algebraische Rekonstruktionstechniken (ART) und/oder simultan-algebraische Rekonstruktionstechniken (SART) verwendet werden. Gewöhnlich werden ART-Algorithmen verwendet, um Projektionssätze beschränkter Ansichten zu rekonstruieren, die allerdings gewöhnlich rechentechnisch ineffizient sind. Es können Halbscan- oder Vollscan-Rekonstruktionen verwendete werden. Da die Bilder 152 und 154 mittels eines unvollständigen Satzes von Ansichten rekonstruiert 150 werden, kommt es zu verfälschenden Artefakten, insbesondere am Rand des Scanfelds der Ansicht (SFOV).
In einem alternativen Ausführungsbeispiel umfasst das Verfahren 120 ein Kombinieren 160 der ungeradzahligen hochenergetischen Projektionsdaten und der ursprünglichen geradzahligen hochenergetischen Projektionsdaten, um einen vollständigen Satz (bei sowohl ungeradzahligen als auch geradzahligen Projektionen) von Projektionsdaten 162 zu erzeugen, deren ansichtsverfälschende Artefakte bei der hohen Energie kompensiert sind. In einem Ausführungsbeispiel wird als eine Alternative zu Schritt 156 des Verfahrens an dem vollständigen Satz hochenergetischer Projektionsdaten 162 eine Bildrekonstruktion 164 durchgeführt, um den vollständigen Satz von hochenergetischen Bilddaten 158 zu erzeugen. Das Verfahren 120 kann optional ein Durchführen einer Nachverarbeitung 166 an dem vollständigen Satz von hochenergetischen Bilddaten 158 einschließen, z.B., ohne jedoch darauf beschränkt zu sein, ein Unterdrücken von Rauschen und eine Verbesserung der Ränder. In einem Ausführungsbeispiel werden der vollständige Satz von hochenergetischen Bilddaten 158 und der vollständige Satz von niederenergetischen Bilddaten 140 anschließend einer Nachrekonstruktionzerlegung 168 unterworfen, und die resultierenden Basismaterialbilder 170 stehen dann einer optionalen Nachverarbeitung und Wiedergabe für den Betrachter zur Verfügung.
In einem alternativen Ausführungsbeispiel werden der vollständige Satz von hochenergetischen Projektionsdaten 162 und der vollständige Satz von niederenergetischen Projektionsdaten 144 einem Prä-Rekonstruktions-MECT-Zerlegungsalgorithmus 174 unterworfen 172 und anschließend rekonstruiert 176. Die resultierenden Basismaterialbilder 170 stehen anschließend einer optionalen Nachverarbeitung und Wiedergabe für den Betrachter zur Verfügung.
Falls das Bildrekonstruktionsverfahren linear ist, beispielsweise ein FBP-Algorithmus, folgt hinsichtlich der Bildrekonstruktion, dass eine Kombination von Bildern, die aus ungeradzahligen bzw. geradzahligen Projektionen rekonstruiert sind, gleichbedeutend ist mit einem Kombinieren von Projektionen, die ungeradzahlig bzw. geradzahlig abgetastet sind, gefolgt von einer Rekonstruktion des vollständigen Datensatzes.
Es ist zu beachten, dass das Verfahren 60 und das Verfahren 120 zwei Wege eines Kombinierens von verschachtelten multienergetischen Daten darstellen, um ein Minimieren von Stahlaufhärtungs- bzw. ansichtsverfälschenden Artefakten durchzuführen. Diese oder sonstige ähnliche Verfahren oder Teile davon können unter Verwendung von iterativen Techniken erweitert werden.
Zu beachten ist, dass die Wahl zwischen dem Verfahren 60 und dem Verfahren 120 von einer angemessenen Bewertung der erforderlichen Abwägungen in dem System, beispielsweise der Verarbeitungszeit, der Arbeitsspeicheranforderungen und der Algorithmusperformance sowie der Beachtung der speziellen Anforderung, die an die Bildgebung oder den diagnostischen Zweck gestellt ist. Beispielsweise kann ein spezielles diagnostisches Objekt zusätzlich zu der Wiedergabe von CT-Bildern die Wiedergabe von Basismaterialbildern verlangen. Die Wahl zwischen dem Verfahren 60 und dem Verfahren 120 bestimmt die unmittelbare Verfügbarkeit, den Typ und die Qualität der wiedergegebenen CT-Bilder.
Zu beachten ist, dass die oben beschriebenen Techniken ferner eine optimierende Abwägung zwischen der Anzahl von zu erfassenden Ansichten und der Anzahl der einzusetzenden Energiepotentiale erfordert. Um Bilder mit hoher räumlicher Auflösung zu erlangen, sind im Allgemeinen eine minimale Bildverfälschung und eine minimale Anzahl von Energiepotentialen während des Erfassens erwünscht. Um die Korrektur der Strahlaufhärtung und der Gewebecharakterisierung zu optimieren sind in der Regel Erfassensvorgänge mit möglichst vielen unterschiedlichen Energiepotentialen gewünscht. Dementsprechend kann der gleiche allgemeine Ansatz verwendet werden, jedoch kann die Vorgehensweise der Modulation und der Korrektur variiert werden, um an die speziellen Anforderung der Bildgebung oder des diagnostischen Objekts angepasst zu werden.
Während die Erfindung anhand von vielfältigen speziellen Ausführungsbeispielen beschrieben wurde, wird der Fachmann erkennen, dass die Erfindung mit Abwandlungen verwirklicht werden kann, die in den Schutzbereich der Ansprüche fallen.

10: Multi-Schnittbild-Computertomographie-Bildgebungssystem
: (MECT)
12: Gantryrahmen
14: Röntgenstrahlenguelle
16: Röntgenstrahlen
18: Detektorarray
20: Detektorelemente
22: Objekt
24: Rotationsachse
26: Steuermechanismus
28: Röntgencontroller
30: Gantryantriebscontroller
32: Datenerfassungssystem (DAS)
34: Bildrekonstruktor
36: Computer
38: Speichergerät
40: Konsole
42: Display
44: Liegenantriebscontroller
46: Motorgetriebene Liege
48: Gantryöffnung
50: Gerät
52: Von einem Rechner auslesbares Medium
60: Auf Bildgebung basierendes Verfahren
62: Dualenergieprojektionsdaten
64: Interpolation
66: Fächerparalleles Neuzuordnen
68: Bildrekonstruktion
70: Niederenergetisches ansichtsverfälschtes Bild (ungerad
: zahlig)
71: Hochenergetisches ansichtsverfälschtes Bild (geradzah
: lig)
72: Spektralverschiebungskompensation
74: Niederenergetisches ansichtsverfälschtes Bild (geradzah
: lig)
75: Hochenergetisches ansichtsverfälschtes Bild (ungeradzah
: lig)
76: Kombinieren: Niederenergetische Bilddaten
78: Niederenergetischer Bilddatensatz (geradzah
: lig&ungeradzahlig)
80: Kombinieren: Niedrigenergetische Projektionsdaten
82: Reprojektion
84: Niedrigenergetischer Projektionsdatensatz (geradzah
: lig&ungeradzahlig)
86: Bildrekonstruktion

Claims

Multienergetisches Computertomographiesystem (MECT-System) (10), zu dem gehören: mindestens eine Strahlungsquelle (14); mindestens ein Strahlungsdetektor (18); und ein Computer (36), der an die mindestens eine Strahlungsquelle und an den mindestens einen Strahlungsdetektor geeignet angeschlossen ist, wobei der Computer ferner konfiguriert ist, um: erste Energiespektraldaten für einen Scandurchgang an einem Objekt (22) entgegenzunehmen; zweite Energiespektraldaten für einen Scandurchgang an dem Objekt aufzunehmen, wobei das zweite Energiespektrum sich von dem ersten Energiespektrum unterscheidet; die zweiten Energiespektraldaten in transformierte erste Energiespektraldaten zu transformieren; mindestens ein erstes Energiebild mittels der ersten Energiespektraldaten zu rekonstruieren; mindestens ein transformiertes erstes Energiebild mittels der transformierten ersten Energiespektraldaten zu rekonstruieren; und mindestens ein erstes Energiebild mit mindestens einem transformierten ersten Energiebild zu kombinieren, um mindestens ein kombiniertes erstes Energiebild zu erzeugen.
MECT-System (10) nach Anspruch 1, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um: die ersten Energiespektraldaten in transformierte zweite Energiespektraldaten zu transformieren; mindestens ein zweites Energiebild mittels der zweiten Energiespektraldaten zu rekonstruieren; mindestens ein transformiertes zweites Energiebild mittels der transformierten zweiten Energiespektraldaten zu rekonstruieren; und mindestens ein zweites Energiebild mit mindestens einem transformierten zweiten Energiebild zu kombinieren, um mindestens ein kombiniertes zweites Energiebild zu erzeugen.
MECT-System (10) nach Anspruch 2, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um das kombinierte zweite Energiebild und das kombinierte erste Energiebild zu zerlegen, um mindestens eine quantitatives Stoffcharakterisierungsbild zu erzeugen.
MECT-System (10) nach Anspruch 3, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um mindestens ein kombiniertes zweites Energiebild mittels mindestens eines Verfahrens zu zerlegen, sei dies eine Comptonsche und photoelektrische Zerlegung, eine Basisstoffzerlegung (BMD) und/oder eine Logarithmussubtraktionszerlegung (LSD).
Multienergetisches Computertomographiesystem (MECT-System) (10), zu dem gehören: mindestens eine Strahlungsquelle (14); mindestens ein Strahlungsdetektor (18); und ein Computer (36), der an die mindestens eine Strahlungsquelle und an den mindestens einen Strahlungsdetektor geeignet angeschlossen ist, wobei der Computer ferner konfiguriert ist, um: erste Energiespektraldaten für einen Scandurchgang an einem Objekt (22) entgegenzunehmen; zweite Energiespektraldaten für einen Scandurchgang an dem Objekt entgegen zu nehmen, wobei das zweite Energiespektrum sich von dem ersten Energiespektrum unterscheidet; die zweiten Energiespektraldaten in transformierte erste Energiespektraldaten zu transformieren; und die ersten Energiespektraldaten mit den transformierten ersten Energiespektraldaten zu kombinieren, um kombinierte erste Energiespektraldaten zu erzeugen.
MECT-System (10) nach Anspruch 5, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um: die ersten Energiespektraldaten in transformierte zweite Energiespektraldaten zu transformieren; und die zweiten Energiespektraldaten mit den transformierten zweiten Energiespektraldaten zu kombinieren, um kombinierte zweite Energiespektraldaten zu erzeugen.
MECT-System (10) nach Anspruch 6, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um die kombinierten ersten Energiespektraldaten und die kombinierten zweiten Energiespektraldaten zu zerlegen, um mindestens ein quantitatives Stoffcharakterisierungsbild zu erzeugen.
MECT-System (10) nach Anspruch 6, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um mittels der kombinierten ersten Energiespektraldaten mindestens ein kombiniertes erstes Energiebild zu rekonstruieren.
MECT-System (10) nach Anspruch 8, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um mittels der kombinierten zweiten Energiespektraldaten mindestens ein kombiniertes zweites Energiebild zu rekonstruieren.
MECT-System (10) nach Anspruch 9, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um das kombinierte erste Energiebild und das kombinierte zweite Energiebild zu zerlegen, um mindestens ein quantitatives Stoffcharakterisierungsbild zu erzeugen.
MECT-System (10) nach Anspruch 7, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um die kombinierten ersten und zweiten Energiespektraldaten mittels mindestens eines Verfahrens zu zerlegen, sei dies eine Comptonsche und photoelektrische Zerlegung, eine Basisstoffzerlegung (BMD) und/oder eine Logarithmussubtraktionszerlegung (LSD).
MECT-System (10) nach Anspruch 10, bei dem der Computer (36) ferner konfiguriert ist, um die kombinierten ersten und zweiten Energiebilder mittels mindestens eines Verfahrens zu zerlegen, sei dies eine Comptonsche und photoelektrische Zerlegung, eine Basisstoffzerlegung (BMD) und/oder eine Logarithmussubtraktionszerlegung (LSD).