-
Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein eine Computertomographie-(CT)-Vorrichtung
und insbesondere eine CT-Vorrichtung zur industriellen Inspektion
und ein Verfahren zum Erzeugen von hochaufgelösten CT-Bildern unter Verwendung
von Vorkorrektur-Techniken.
-
Heutzutage
sind für
industrielle Inspektionsprozesse verschiedene Arten von Mess-Systemen
verfügbar,
wie beispielsweise CT, Koordinaten-Messgerät (coordinate measuring machine:
CMM) und Laserprofilometrie. Jedes Inspektionsverfahren hat seine
eigenen Vorteile und Nachteile, die mit diesem in Zusammenhang stehen.
Verfahren, wie beispielsweise CMM und Profilometrie auf Basis von
Lasern können äußere Flächen mit
hoher Genauigkeit messen, aber können
keine innen liegenden Merkmale messen, außer wenn das Werkstück aufgeschnitten
ist. Heutzutage ist CT eines der am weitesten verbreitete der Mess-/Inspektions-Systeme,
um sowohl die innen liegenden als auch die außen liegenden Strukturen von
industriellen Werkstücken
auf nicht zerstörende
Art und Weise zu vermessen. Die potentiellen industriellen Anwendungen
des CT schließen
ein: das Reverse Engineering, das Rapid Prototyping, die Qualitätskontrolle,
die Gieß-Simulation & Überprüfung, die
Reifen-Entwicklung, die Inspektion des ersten Produkts, die Inspektion
der keramischen Porosität,
die Prozess-Validierung, die Beurteilung des Werkstücks und
die Fehlstellenerfassung, um nur einige zu nennen. Es ist jedoch
wünschenswert,
die Inspektionsgenauigkeit dieses industriellen CTs zu verbessern,
insbesondere für
weit verbreitete Anwendungen hiervon.
-
Beispielsweise
wurde das CT auf dem Gebiet des Reverse Engineering nicht optimiert,
um genaue äußere Flächeneigenschaften
zu erfassen, die wesentlich für
die Erfassung des Designziels sein können. Die Faktoren, die die
Genauigkeit des CTs diesbezüglich
beeinflussen, enthalten (unter anderen Aspekten) die Strahlhärtung, den
Teilvolumeneffekt, die Streuung und die nicht fokussierte Strahlung.
Um folglich die CT-Inspektionsgenauigkeit zu verbessern, werden
genauere Verfahren benötigt,
um die Effekte dieser Artefakte zu entfernen. Auf dem Gebiet der
Rekonstruktion eines CT-Bildes ist die gefilterte Rückprojektion
(filtered backprojection: FBP) wegen ihrer schnellen Berechnung
und der Einfachheit der Implementierung eine bekannte Technik. Da
die FBP jedoch die CT-Datenakquisition in eine idealisierte Radon-Transformation übermäßig vereinfacht
(beispielsweise Fächerstrahltransformation,
Kegelstrahltransformation oder jede andere Transformation, die von
der bestimmten Akquisitionsgeometrie abhängt), leidet das rekonstruierte
Bild unter Artefakten, wie beispielsweise Strahlhärtung und
Teilvolumen, wie dies vorstehend diskutiert wurde.
-
Um
die Bildqualität
zu verbessern wurden iterative Rekonstruktionstechniken verwendet,
um die Unzulänglichkeiten
der Vorrichtung zu korrigieren, wie beispielsweise Brennfleckgröße, Detektorpunkte-Verteilungsfunktion
(detector point spread: FPS), Detektorzeitverzögerung, nicht linearer Teilvolumenfehler,
Streuung, Strahlhärtung,
usw. Iterative Rekonstruktionstechniken basieren auf verschiedenen
mathematischen Prinzipien, wie beispielsweise der statistische Ansatz
der maximalen Ähnlichkeit
(maximum likelihood) und der Ansatz der minimalen Fehlerquadrate
(least squares), um einige Beispiele zu nennen. Diese Techniken
erlauben die Einbeziehung eines dedizierten Vorwärts-Modells der Daten akquisition.
Typischerweise ist in einem iterativen Rekonstruktionsansatz das
rekonstruierte Bild unter Verwendung der Unterschiede zwischen der
anfänglichen
Projektionsmessung und des Vorwärts-Projektions-Modells
ersetzend erneuert.
-
JIANG
HSIEH: „Computed
Tomography" 2003,
SPIE PRESS, BELLINGHAM, WASHINGTON; USA, XP002359011 ISBN: 0-8194-4425-1,
Kapitel 3 und 7 spricht die Bildrekonstruktion aus gemessenen Sinogramm-Daten
an und diskutiert die allgemeinen Aspekte der Bildartefakte und
Vorbearbeitungs-Schritte, die durchgeführt werden, um verschiedene
Detektoren und Patienteninduzierte Artefakte zu berücksichtigen.
-
In
IDRIS A. ELBAKRI: „Statistical
Rekonstruktion Algorithms for Polyenergetic X-Ray Computed Tomography", 2003, PHD THESIS,
UNIVERSITY OF MICHIGAN, UNIVERSITY OF MICHIGAN, XP002359012, Abschnitt
6.2, werden Datenvorbearbeitungs-Schritte
allgemein angesprochen, die die Korrektur der Detektor-Performance
und der Strahlhärtung
enthalten.
-
Obwohl
iterative Rekonstruktionstechniken die Bildqualität deutlich
verbessern, ist die Rechenkomplexität, die mit der iterativen Rekonstruktion
in Zusammenhang steht, sehr intensiv, da diese Techniken eine mehrmalige
Anwendung der Rechenzeit intensiven Vorwärts- und Rückprojektionen verlangen. Folglich
sind die iterativen Verfahren auf dem Gebiet des CT nicht sehr verbreitet.
Demzufolge ist es wünschenswert
in der Lage zu sein, eine Technik zu schaffen, um sowohl die innen
liegenden als auch die außen
liegenden Merkmale eines zu untersuchenden Objektes aufzunehmen,
und ein Verfahren, das die Bildqualität des rekonstruierten Bildes
verbessert, ohne die Rechenzeit signifikant zu erhöhen.
-
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung sprechen diese und andere Anforderungen
an. In einer Ausführungsform
wird ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bild-Daten aus von einer
Computertomographie-(CT)-Vorrichtung akquirierten gemessenen Sinogramm-Daten
geschaffen. Die CT-Vorrichtung ist für die industrielle Bildgebung
angepasst. Das Verfahren enthält
die Vorbearbeitung der Sinogramm-Daten. Die Vorbearbeitung weist
die Durchführung
einer Korrektur mit einer Detektorpunkt-Verteilungsfunktion (PSF)
und einer Detektor-Verzögerungs-Korrektur
der gemessenen Sinogramm-Daten auf, und die Rekonstruktion der vorbearbeiteten
Sinogramm-Daten (64), um die Bild-Daten zu erzeugen. Die
Detektor-PSF-Korrektur und die Detektor-Verzögerungs-Korrektur weisen die
Entfaltung der gemessenen Sinogramm-Daten entlang einer oder mehrerer
Detektorreihen und Richtungen der Detektor-Ansichten mittels Anwenden eines iterativen
Entfaltungs-Algorithmus
auf die gemessenen Sinogramm-Daten auf, worin der iterative Entfaltungs-Algorithmus
als ein nichtlineare Optimierungsproblem formuliert ist. Die vorbearbeiteten
Sinogramm-Daten werden rekonstruiert, um die Bild-Daten zu erzeugen.
-
In
einer weiteren Ausführungsform
wird eine CT-Vorrichtung zur Rekonstruktion von Bild-Daten aus gemessenen
Sinogramm-Daten
geschaffen. Die CT-Vorrichtung ist für die industrielle Bildgebung
angepasst oder eingerichtet. Die Vorrichtung enthält eine
Röntgenstrahlenquelle,
die konfiguriert ist, um mehrere polychrome Röntgenstrahlen durch ein Objekt
zu projizieren, einen Detektor, der eingerichtet ist, mehrere elektrische
Signale als Antwort auf mehrere Röntgenstrahlenbündel zu
erzeugen, die von der Röntgenquelle
empfangen sind, und einen Vorrichtungs-Kontroller, der eingerichtet
ist, mehrere elektrische Signale zu bearbeiten, um die gemessenen
Sinogramm-Daten zu erzeugen, worin der Vorrichtungs-Kontroller ferner
eingerichtet ist die gemessenen Sinogramm-Daten vorzubearbeiten,
um eine Korrektur der Detektorpunkte-Verteilungsfunktion (point
spread function: PSF) und eine Detektor-Verzögerungs-Korrektur auf die gemessenen
Sinogramm-Daten durchzuführen,
und worin der Vorrichtungs-Kontroller ferner konfiguriert ist, um
die bearbeiteten Sinogramm-Daten zu rekonstruieren, um die Bild-Daten zu erzeugen.
Der Vorrichtungs-Kontroller ist ferner eingerichtet, die gemessenen
Sinogramm-Daten vorzubearbeiten. Die Vorbearbeitung der gemessenen
Sinogramm-Daten enthält
eine Korrektur der Detektorpunkte-Verteilungsfunktion (PSF) und
einer Detektor-Verzögerungs-Korrektur
der gemessenen Sinogramm-Daten durch eine Entfaltung der gemessenen
Sinogramm-Daten entlang einer oder mehrerer Detektor-Reihen und
Richtungen der Detektor-Ansichten durchzuführen, indem ein iterative Entfaltungs-Algorithmus
auf die gemessenen Sinogramm-Daten angewendet wird, worin der iterative
Entfaltungs-Algorithmus als ein nichtlineares Optimierungsproblem
formuliert ist. Der Vorrichtungs-Kontroller rekonstruiert dann die
vorbearbeiteten Sinogramm-Daten, um die Bild-Daten zu erzeugen.
-
Die
Erfindung wird nachfolgend genauer an Hand von Beispielen in Bezug
auf die Zeichnung beschrieben, in der:
-
1 eine
Diagramm-Darstellung einer beispielhaften CT-Vorrichtung ist;
-
2 eine
Darstellung eines CT-Scanners mit einer beispielhaften Röntgenstrahlenquelle
und einem Detektor-Array ist, der in 1 gezeigt
ist;
-
3 eine
Diagramm-Darstellung einer beispielhaften Verteilungsquelle für die Verwendung
in einer Vorrichtung des in 1 dargestellten
Typs ist;
-
4 eine
Diagramm-Darstellung eines Teils des Detektors zur Verwendung mit
der in 1 dargestellten Vorrichtung ist;
-
5 ein
Ablaufdiagramm ist, das eine beispielhafte Logik darstellt, die
beispielhafte Schritte für
die Rekonstruktion von Bild-Daten aus gemessenen Sinogramm-Daten
enthält,
die durch die in 1 dargstellte Vorrichtung akquiriert
werden;
-
6 ein
Ablaufdiagramm ist, das die beispielhaften Schritte zur Durchführung der
Strahlhärtungskorrektur
ist;
-
7 eine
Darstellung eines ursprünglichen
Röntgenspektrums
und eines korrigierten Röntgenspektrums
der Röntgenstrahlenquelle
ist;
-
8 eine
Darstellung des resultierenden Abschwächungskoeffizienten ist, der
aus einer Reichweite der Photonenergien erhalten wird; und
-
9 eine
Darstellung einer analytisch abgeleiteten Korrekturkurve der Strahlhärtung ist.
-
Hierin
offenbart ist eine CT-Vorrichtung, die für die industrielle Bildgebung
eingerichtet ist. Im Sinne der Erfindung bezieht sich „industrielle
Bildgebung" auf
die Bildgebung von sowohl innen liegenden als auch außen liegenden
Strukturen von industriellen Werkstücken auf eine nicht zerstörende Art
und Weise. Wie für
den Fachmann erkennbar ist, schafft die industrielle Bildgebung
eine schnelle dreidimensionale Messung zur Bildgebung sowohl innen
liegender als auch außen
liegender Strukturen. Hierin offenbart ist ein Rekonstruktionsverfahren
für ein
CT, das eine verbesserte Bildqualität schafft, in der Techniken
der Vorkorrektur auf die Projektionsdatenmessungen vor der Bildrekonstruktion
angewendet werden. Hierdurch wird eine genauer berechnete Bildprojektion
(oder Sinogramm) verwendet, um das Bild des Objekts zu rekonstruieren.
Zusätzlich
erreicht das Rekonstruktionsverfahren gemäß der vorliegenden Technik
eine hohe Auflösung,
während
die Rekonstruktionszeit verringert wird.
-
Nachfolgend
zuerst Bezug nehmend auf 1 ist eine Computertomographie-(CT)-Vorrichtung
dargestellt, die allgemein mit der Bezugsziffer 10 bezeichnet
wird. In der dargestellten Ausführungsform
ist die Computertomographie-Vorrichtung 10 eingerichtet,
Bild-Daten gemäß der vorliegenden
Technik zu akquirieren, vor zu bearbeiten und zu rekonstruieren,
wie dies genauer nachfolgend beschrieben wird. Die CT-Vorrichtung 10 enthält einen
Scanner 12. In der beispielhaften Ausführungsform von 1 ist
der Scanner 12 aus einer Halterungsstruktur gebildet, und
enthält
innen liegend eine oder mehrere stationäre oder rotierend verteilte
(nicht in 1 gezeigte) Röntgenstrahlenquellen
und einen oder mehrere stationäre
oder rotierende digitale (nicht in 1 gezeigte)
Detektoren. In der beispielhaften Ausführungsform von 1 ist
der Scanner eingerichtet, um einen Tisch 14 oder eine andere
Halterungsstruktur für
ein zu scannendes Objekt aufzunehmen oder zu lagern. Der Tische 14 kann
durch eine Apertur in den Scanner 12 bewegt werden, um
das Objekt geeignet in einem Bildgebungsvolumen oder Scann-Platz
während
den Bildgebungssequenzen zu platzieren.
-
In
der beispielhaften Ausführungsform
von 1 enthält
die CT-Vorrichtung 10 ferner einen Strahlungsquellen-Kontroller 16,
einen Tisch-Kontroller 18 und einen Daten-Akquisitions-Kontroller 22,
die alle Führung
eines Vorrichtungs-Kontrollers 22 funktionieren oder arbeiten
können.
Der Strahlungsquellen-Kontroller 16 steuert das Timing
oder die Zeitabfolge für
die Aussendung der Röntgenstrahlung,
die von Punkten um den Scanner 12 in Richtung eines Detektorelementes
auf einer gegenüberliegenden
Seite hiervon gerichtet ist, wie dies nachfolgend diskutiert wird.
Im Falle der stationären
CT-Anordnungen kann der Strahlungsquellen-Kontroller 16 einen oder mehrere
Emitter in einer verteilten Röntgenstrahlungsquelle
zu jedem Zeitpunkt zur Messung von vielfachen Projektionsdaten ansteuern
oder triggern. In bestimmten Anordnungen beispielsweise kann der
Röntgenstrahlen-Kontroller 16 die
Emission der Strahlung als Sequenzen triggern, um benachbarte oder
nicht benachbarte Messungen der Projektionsdaten um den Scanner 12 aufzunehmen.
Viele derartige Projektionsdaten können in einer Untersuchungssequenz
aufgenommen werden, und der Daten-Akquisitions-Kontroller 20,
der mit den Detektorelementen gekoppelt ist, wie dies nachfolgend
beschrieben wird, empfängt
Signale von den Detektorelementen und bearbeitet die Signale zur
Speicherung und späteren
Bild-Rekonstruktion. In Konfigurationen, die nachfolgend beschrieben
werden, in denen eine oder mehrere Quellen rotierend sind, kann
der Quellen-Kontroller 16 ebenfalls die Drehung der Gantry
steuern, auf der die verteilte(n) Quelle oder Quellen montiert oder
angeordnet sind. Der Tisch-Kontroller 18 dient dann dazu
den Tisch und das Objekt hierauf in einer Ebene zu positionieren,
in der die Strahlung emittiert wird, oder allgemein innerhalb des bildgebend
darzustellenden Volumens. Der Tisch kann zwischen den Bildgebungssequenzen
oder während bestimmter
Bildgebungssequenzen in Abhängigkeit
von dem verwendeten Bildgebungsprotokoll versetzt werden. Darüber hinaus
kann der Daten-Akquisitions-Kontroller in Konfigurationen, die nachfolgend
beschrieben werden, in denen ein oder mehrere Detektoren oder Detektorsegmente
drehbar sind, ebenso die Drehung einer Gantry veranlassen, auf der
der Detektor oder die Detektoren angeordnet sind.
-
In
der beispielhaften Ausführungsform
von 1 steuert der Vorrichtungs-Kontroller 22 allgemein
die Bedienung des Strahlungsquellen-Kontrollers 16, um
die Emission der Röntgenstrahlung
zu triggern, ebenso wie derartige Emissionen während der Bildgebungssequenzen
zu koordinieren, die durch den Vorrichtungs-Kontroller definiert
sind. Der Vorrichtungs-Kontroller 22 kann ebenfalls die
Bewegung des Tisches 14 in Abstimmung mit der derartigen
Emission steuern, um die Projektionsdaten aufzunehmen, die zu Volumina
von speziellem Interesse gehören,
oder in verschiednen Moden der Bildgebung, wie beispielsweise den
helikalen Akquisitionsmoden. Darüber
hinaus kann der Vorrichtungs-Kontroller 22 ferner eingerichtet
sein, um die Drehung einer Gantry zu koordinieren, auf der entweder
die Quelle(n), Detektor(en) oder beide für den Fall der drehbaren CT-Geometrien
oder Anordnungen angeordnet oder montiert sind. Der Vorrichtungs-Kontroller 22 empfängt ebenfalls
Daten, die durch den Daten-Akquisitions-Kontroller 20 akquiriert
sind, und koor diniert die Speicherung und Bearbeitung der Daten.
Wie dies genauer nachfolgend beschrieben wird, ist der Vorrichtungs-Kontroller 22 gemäß der vorliegenden
Technik eingerichtet, um die Projektions-Daten-Messungen vor zu
bearbeiten. Die Projektions-Daten-Messungen werden in manchen Fällen als
ein Sinogramm bezeichnet. Die Vorbearbeitung enthält die Durchführung der
Strahlhärtungskorrektur
der Sinogramm-Daten
und führt
eine Korrektur der Detektorpunkte-Verteilungsfunktion (PSF) und
eine Detektorverzögerungskorrektur
auf die Sinogramm-Daten durch. Der Vorrichtungs-Kontroller 22 ist
ferner eingerichtet, um die vor bearbeiteten Sinogramm-Daten zu
rekonstruieren, um das Bild zu erzeugen.
-
Es
sollte im Gedächtnis
behalten werden, dass die Kontroller und hierin tatsächlich beschriebene Schaltungen
durch Hardware-Schaltungen, Firmware oder Software definiert werden
können.
Die bestimmten Protokolle für
die Bildgebungssequenzen beispielsweise werden allgemein durch Codes
definiert, die von den Vorrichtungs-Kontrollern ausgeführt werden.
Darüber
hinaus können
die Anfangsbearbeitung, die Konditionierung, die Filterung und andere
Operationen, die von den vom Scanner 12 akquirierten Projektionsdaten
verlangt werden, in einer oder mehreren der in 1 dargestellten
Komponenten durchgeführt
werden. Beispielsweise, wie dies nachfolgend beschrieben wird, werden
die Detektorelemente analoge Signale erzeugen, die repräsentativ
für die
Erkennung einer Änderung
in den Photodioden sind, die an Orten positioniert sind, die zu Elementen
des Detektors gehören,
der für
die Daten-Akquisition verwendet wird. Derartige analoge Signale werden
in digitale Signale durch eine Elektronik im Scanner 12 konvertiert,
und an den Daten-Akquisitions-Kontroller 20 übertragen.
Die teilweise Bearbeitung kann an diesem Punkt auftreten und die
Signale werden so fort an den Vorrichtungs-Kontroller zur weiteren
Filtern und Bearbeitung übertragen.
Auf dieselbe Art und Weise kann die Bildrekonstruktion durch die
Anwendung von speziellen Schaltkreisen begleitet werden, die im
Vorrichtungs-Kontroller 22 angeordnet sind, durch Algorithmen,
die auf dem Vorrichtungs-Kontroller 22 ausgeführt werden,
oder durch entfernte Systeme, die Zugang zu denselben Daten haben,
die auf dem Speichereinrichtung 26 gespeichert sind.
-
In
der beispielhaften Ausführungsform
von 1 ist der Vorrichtungs-Kontroller 22 ebenfalls
mit einer Bediener-Schnittstelle 24 und
mit einer oder mehreren Speichereinrichtungen 26 gekoppelt.
Die Bediener-Schnittstelle kann integral mit dem Vorrichtungs-Kontroller 22 sein
oder wird allgemein eine Bediener-Workstation enthalten, die Bildgebungs-Sequenzen
initiiert, derartige Sequenzen steuert und überwacht und während der
Bildgebungssequenzen die Projektionsdaten manipuliert oder bearbeitet.
Die Speichereinrichtungen 26 können lokal an der Bildgebungs-Vorrichtung
angeordnet sein, oder können
teilweise oder vollständig
von der Vorrichtung entfernt angeordnet sein. Folglich können die
Speichereinrichtungen 26 lokale, magnetische oder optische
Speicher oder lokale oder entfernte Einheiten zur Rekonstruktion
der gemessenen Daten enthalten. Darüber hinaus können die
Speichereinrichtungen eingerichtet sein, um unbearbeitete oder Roh-Daten,
teilweise bearbeitete oder komplett bearbeitete Projektionsdaten
zur Rekonstruktion zu empfangen.
-
Der
Vorrichtungs-Kontroller 22 oder die Bediener-Schnittstelle 24 oder
jede entfernte Vorrichtungen und Workstation können Software zur Bildbearbeitung
und Rekonstruktion enthalten. Deshalb können einige oder alle der Bildbearbeitun gen
entfernt durch zusätzliche
Rechner-Einheiten auf der Basis der Roh-Daten oder der teilweise
bearbeiteten Daten durchgeführt
werden. Wie für
den Fachmann ersichtlich ist, kann eine derartige Bearbeitung der
CT-Projektions-Daten durch eine Anzahl von mathematischen Algorithmen
und Techniken durchgeführt
werden. Eine entfernte Schnittstelle 28 kann in der Vorrichtung
zum Übertragen
von Daten von der Bildgebungs-Vorrichtung an derartige entfernte
Bearbeitungs-Stationen oder Speicher-Einrichtungen enthalten sein.
-
2 ist
eine Darstellung des Scanners 12, der in 1 gezeigt
ist, mit einer beispielhaften Röntgenstrahlenquelle
und einem Detektor-Array. Bezug nehmend auf 2, enthält der Scanner 12 eine
Gantry 29. Die Gantry 29 ist mit einer Quelle
für die
Strahlung 30 dargestellt, typischerweise einer Röntgenstrahlenquelle, und
einem Detektor-Array 46. In einer typischen Bedienung projiziert
die Röntgenstrahlenquelle 30 einen
Röntgenstrahl
in Richtung des Detektor-Arrays 46.
Das Detektor-Array 46 wird allgemein durch eine Anzahl
von Detektorelementen gebildet, die die Röntgenstrahlen detektieren,
die durch oder um ein interessierendes Objekt passieren. Jedes Detektorelement
erzeugt ein elektrisches Signal, das die Intensität des Röntgenstrahls an
der Position des Elementes repräsentiert,
und zwar zu der Zeit zu der der Strahl den Detektor trifft. Darüber hinaus
wird die Gantry 29 um ein interessierendes Objekt so gedreht,
dass eine Anzahl von radiologischen Ansichten von dem in 1 gezeigten
Vorrichtungs-Kontroller 22 aufgenommen werden können. Folglich
wird ein Bild oder eine Schicht berechnet, die in bestimmten Moden
weniger oder mehr als 360 Grad von Projektionsdaten enthält, um ein
Bild zu erhalten. Das Bild kann weiter auf die gewünschten
Dimensionen kollimiert werden, beispielsweise unter Verwen dung entweder
von Blei-Blenden vor der Röntgenquelle 30 und
unterschiedlichen Detektor-Aperturen. Wie dem Fachmann klar sein
wird, definiert der Kollimator typischerweise die Größe und die
Gestalt des Röntgenstrahls,
der von der Röntgenquelle 30 emittiert
ist. Folglich nimmt der Detektor 46 Daten von abgeschwächten Röntgenstrahlen
auf, wenn die Röntgenstrahlenquelle 30 und
der Detektor drehen.
-
Obwohl
in der vorliegenden Erfindung auf eine CT-Scanning-Vorrichtung Bezug
genommen wird, in der eine Quelle und ein Detektor auf einer Gantry-Anordnung
drehen, sollte es im Gedächtnis
behalten werden, dass die vorliegende Technik nicht auf Daten beschränkt ist,
die auf einem bestimmten Typus von Scanner aufgenommen werden. Beispielsweise
kann die Technik auf Daten angewendet werden, die mittels eines Scanners
aufgenommen werden, bei dem eine Röntgenstrahlenquelle und ein
Detektor effektiv stationär
sind und ein Objekt gedreht wird oder bei der der Detektor stationär ist, aber
eine Röntgenquelle
dreht. Ferner könnten
die Daten aus einem Scanner herrühren,
bei dem die Röntgenquelle
und der Detektor stationär
sind, sowie die Röntgenquelle
verteilt ist, und Röntgenstrahlen
an verschiedenen Orten erzeugen kann, wie dies genauer in Bezug
auf 3 beschrieben wird. In ähnlicher Art und Weise, obwohl
allgemein kreisförmige
Scan-Geometrien diskutiert sind, können genauso gut andere Geometrien
vorgesehen seien.
-
3 ist
eine Diagrammdarstellung einer beispielhaften Röntgenquelle eines Typs, der
in der CT-Vorrichtung des Typs von 1 verwendet
werden kann. Wie dies in 3 in einer beispielhaften Implementierung
gezeigt ist, kann die verteilte Röntgenquelle 30 eine
Reihe von Elektronenemittern 32 enthalten, die mit dem
in 1 gezeigten Strahlungsquellen-Kontroller 16 gekoppelt
sind, und durch den Quellen-Kontroller während des Betriebs des Scanners
getriggert oder angesteuert werden. Die Elektronenemitter 32 sind
benachbart zu einem verteilten Ziel 34 angeordnet. Während der
Triggerung durch den Quellen-Kontroller können die Elektronenemitter 32 Elektronenstrahlen 36 in
Richtung des Targets 34 emittieren. Das Target 34,
das beispielsweise eine Wolframscheibe oder Element sein kann, emittiert
beim Auftreffen der Elektronenstrahlen Röntgenstrahlen, wie dies mit
der Bezugsziffer 38 bezeichnet ist. Mit Reflektionsmodus
ist gemeint, dass der Röntgenstrahl
in erster Linie auf derselben Seite des Targets erzeugt wird, auf
der die Elektronen auftreffen. Im Transmissionsmodus werden Röntgenstrahlen
auf der gegenüber
liegenden Seite des Targets erzeugt. Die Röntgenstrahlen 38 sind
dann in Richtung eines Kollimators 40 gerichtet, der im
Allgemeinen undurchsichtig für
Röntgenstrahlung
ist, aber Öffnungen
oder Aperturen 42 enthält.
Die Aperturen 42 können
feste Dimensionen haben oder können
einstellbar sein. Die Aperturen 42 erlauben einem Teil
der Röntgenstrahlen
durch den Kollimator zu dringen, um kollimierte Strahlen 44 zu
erzeugen, die durch das interessierende Objekt auf das bildgebende
Volumen des Scanners gerichtet werden, und die auf die Detektorelemente
auf der gegenüberliegenden
Seite des Scanners treffen.
-
Es
kann selbstverständlich
eine Anzahl alternativer Konfigurationen von Emittern oder verteilten
Quellen vorgesehen sein. Darüber
hinaus können
die einzelnen Röntgenquellen
in der verteilten Quelle verschiedene Typen und Formen von Röntgenstrahlen
emittieren. Diese können
beispielsweise fächerförmige Strahlen,
kegelförmige
Strahlen und Strahlen mit verschiedenen Querschnittsgeometrien enthalten.
Auf ähnliche
Art und Weise können
die unterschiedlichen Kompo nenten, die die verteilte Röntgenquelle
aufweist, variieren. Die Emissionseinrichtungen können eine
von vielen Elektronenemissionseinrichtungen sein, beispielsweise
thermische Emitter, Laserdioden, monolithische Halbleiter, usw.
Obwohl eine verteilte Quellenkonfiguration im Detail hierin diskutiert
wurde, kann jede Kombination einer oder mehrerer drehenden Anoden,
stationären
Anoden oder verteilten Röntgenquellen
in der CT-Vorrichtung 10 verwendet werden.
-
4 ist
eine Diagrammdarstellung eines Teils eines Detektors, der durch
die CT-Vorrichtung von 1 verwendet werden kann. Die
Detektoranordnung kann im Allgemeinen ähnlich zu Detektoren sein,
die in einer konventionellen drehenden CT-Vorrichtung verwendet
wird. Der Detektor kann in bestimmten Ausführungsformen des Scanners um
einen größeren Bereich
oder die gesamte innere Fläche
des Scanners ausgedehnt sein. Jeder Detektor kann mehrere Detektorelemente
aufweisen, die eine unterschiedliche Auflösung haben, um eine bestimmte
Bildanwendung zufrieden zu stellen. Im Allgemeinen enthält der Detektor 46 eine Reihe
von Detektorelementen 48 und zugehörige Signalverarbeitungsschaltungen 50.
Diese Detektorelemente können
von einer oder mehrerer Größen sein,
was zu einer unterschiedlichen räumlichen
Auflösungscharakteristik
in unterschiedlichen Bereichen der gemessenen Projektionsdaten führt. Beispielhafte
Detektorelemente enthalten ein Array von Photodioden und zugehörigen Dünnfilmtransistoren.
Die Röntgenstrahlung,
die auf die Detektoren trifft, wird durch einen Szintillator in
niederenergetische Photonen konvertiert oder umgewandelt, und diese
Photonen oder Lichtquanten treffen die Photodioden. Eine Ladung,
die über
die Photodiode aufrechterhalten wird, wird dann erniedrigt, und
die Transistoren können
angesteuert werden, um die Photodioden wieder aufzuladen, und folg lich
die Erniedrigung der Ladung zu messen. Durch die aufeinander folgende Messung
der Ladungsverringerung in den unterschiedlichen Photodioden, werden
Daten aufgenommen, die indirekt die Strahlungsabschwächung von
jedem der Pixel-Orte des Detektors kodiert, wobei jede von diesen (Photodioden)
zu einem Pixel in den aufgenommenen Daten für jede Akquisition gehört. Diese
Daten werden durch die Signalbearbeitungsschaltung 50 bearbeitet,
die im Allgemeinen die analoge Verringerungssignale in digitale
Werte konvertiert, führen
jedes notwendige Filtern durch, und übertragen die akquirierten
Daten auf den Vorrichtungs-Kontroller 22 der Bildgebungs-Vorrichtung 10 in 1,
wie dies vorstehend beschrieben ist. Obwohl eine Detektorkonfiguration,
die Szintillator-Material und Speicherdioden aufweist, erwähnt wurde, kann
jeder geeignete Detektor zur Messung von Röntgenstrahlung mit der vorliegenden
Technik verwendet werden.
-
5 ist
ein Ablaufdiagramm, das eine beispielhafte Logik darstellt, die
beispielhafte Schritte zum Rekonstruieren von Bilddaten aus gemessenen
Sinogramm-Daten darstellt, die durch die CT-Vorrichtung von 1 akquiriert
sind. In Schritt 54 werden die Projektions-Datenmessungen
von der CT-Vorrichtung 10 akquiriert. Wie dieser hierin
verwendet wurde, betrifft der Begriff „Projektionsdatenmessung" ebenfalls ein Sinogramm.
In Schritt 56 werden die gemessenen Sinogramm-Daten vor
bearbeitet. Für
die beispielhafte Ausführungsform,
die in 5 dargestellt ist, enthält die Vorbearbeitung der gemessenen
Sinogramm-Daten in Schritt 56 ferner die Durchführung einer
Strahlhärtungskorrektur
der gemessenen Sinogramm-Daten in Schritt 58, die Durchführung einer
Korrektur der Detektorpunkte-Verteilungsfunktion (PSF) in Schritt 60 und
die Durchführung einer
Detektorverzögerungskorrektur,
um Bilddaten zu erzeugen. In einer be stimmten Ausführungsform
der vorliegenden Technik, wird eine gefilterte Rückprojektionstechnik verwendet,
um die Bild-Daten zu rekonstruieren. Die nachfolgenden Paragraphen
beschreiben den Strahlhärtungsprozess,
die Korrektur der Detektorpunktverteilung (PSF) und den Prozess
der Detektorverzögerungskorrektur
genauer.
-
Wie
dies dem Fachmann klar ist, weisen die konventionellen Röntgenquellen
für die
CT-Bildgebung typischerweise drehende Anodenröhren (oder Röntgenröhren) auf,
die ein polychromatisches Spektrum besitzen. Dies bedeutet, dass
Röntgenphotonen
von derartigen Röntgenröhren emittiert
werden, nicht dieselben Energieniveaus besitzen. Darüber hinaus,
sind die Abschwächungsprozesse
in Materie aber typischerweise energieabhängig. Nichtgleichförmige Abschwächung von
verschiedenen Energien resultiert in die bevorzugte Verringerung
der Röntgenstrahlen
in Energiebereichen mit höheren
Energieabschwächungskoeffizienten.
Im Allgemeinen werden Röntgenstrahlen
in Energiebereichen, die leichter abgeschwächt werden, als weiche Röntgenstrahlung
bezeichnet, während
Solche, die durchdringender sind, als harte Röntgenstrahlung bezeichnet werden.
-
Die
Strahlhärtung
oder Strahlaufhärtung
ist der Prozess des selektiven Entfernens der weichen Röntgenstrahlung
aus einem Röntgenstrahlenbündel. Wenn
diese Röntgenstrahlen
entfernt sind, wird der Strahl stufenweise härter oder alternativ eindringender
oder ist durchdringender. Der Betrag der Strahlhärtung hängt typischerweise von dem
anfänglichen
Röntgenstrahlenspektrum
ab, ebenso wie von der Zusammensetzung des durchquerten Materials.
Im Allgemeinen stellt für
ein vorbestimmtes anfängliches
Röntgenstrahlenspektrum
und eine Gewebeart der Prozess der Strahlhärtung ein monotones oder gleichförmiges Anwachsen
der Strahlhärte
als eine Funktion der durchquerten Materialdicke dar. Als ein Ergebnis
der Strahlhärtung
hängt der effektive
Abschwächungskoeffizient
eines Materials von der Dicke des durchquerten Materials ab. Wie
dies angenommen wird, erzeugen Strahlhärtungs-Artefakte, wenn diese
nicht korrigiert werden, einen Cupping-Effekt oder eine Verringerung
des rekonstruierten Abschwächungskoeffizienten
in Richtung des Zentrums des bildgebend dargestellten Objektes.
-
Um
die Vorteile, die durch die Ausführungsformen
der vorliegenden Technik geschaffen werden, abzuschätzen, wird
Bezug auf 6 genommen, in der ein Ablaufdiagramm 58 gezeigt
ist, das beispielhafte Schritte zur Durchführung der Strahlhärtungskorrekturen
darstellt. In 6, in Schritt 66 wird
eine Detektor-Ansprech- oder Effizienz-Kurve anfänglich berechnet, die zu der
CT-Vorrichtung 10 von 1 gehört. Danach wird
die berechnete Detektor-Effizienz-Kurve verwendet, um das Röntgenstrahlen-Spektrum
der Röntgenquelle
zu korrigieren, wie dies nachfolgend beschrieben wird. Wie dies
dem Fachmann bekannt ist, ist das Röntgenstrahlen-Spektrum der Röntgenquelle
ein Maß für die Verteilung
der Röntgenstrahlenintensität als eine Funktion
der Energie. Die genaue Natur der Verteilung hängt von der Art und Weise ab,
in der die Röntgenstrahlen
erzeugt werden. Das Röntgenstrahlen-Spektrum
für eine
gegebene Röntgenstrahlenquelle
kann durch Messung von dem Hersteller der Röntgenquelle erhalten werden,
oder kann durch Simulation bestimmt werden. Ferner wird in Übereinstimmung
mit der vorliegenden Ausführungsform
die Detektor-Effizienz-Kurve berechnet, wie dies nachfolgend dargstellt
ist: d(E) = (1 – exp(–μ(E)·Dicke))·E, (1) worin E der
energieabhängige
Abschwächungskoeffizient
für das
Detektormaterial, Dicke die Dicke des Detektormaterials und μ die Abschwächung ist.
Das Röntgen-Spektrum
der Röntgensstrahlenquelle
wird durch die Detektor-Effizienz-Kurve gemessen d(E), um ein korrigiertes
Röntgenquellen-Spektrum
zu erhalten. 7 ist eine Darstellung eines
ursprünglichen
Röntgenquellen-Spektrums
und des korrigierten Röntgenquellen-Spektrums.
-
In
Schritt 68 wird ein Wert des Abschwächungskoeffizienten für jedes
Material bestimmt, das der Röntgenstrahl
bei einem oder mehreren Energie-Niveaus durchquert. Insbesondere
wird der Wert des Massenabschwächungskoeffizienten
für jedes
Material bestimmt, der mit μ/ρ bezeichnet
wird, (worin μ den
Abschwächungswert
und ρ die
Dichte bezeichnet). Wie dies dem Fachmann klar ist, sind der Massenabschwächungskoeffizient μ/ρ und der
Massenenergieabsorptionskoeffizient, der mit den/ρ bezeichnet
wird, grundlegende Größen, die
verwendet werden, um die Durchdringung und die Energiedeposition
durch die Photonen zu berechnen (die beispielsweise Röntgenstrahlen
oder Bremsstrahlung aufweisen) in biologischem Abschirmungs- oder
derartigen anderen Materialien. In Übereinstimung mit dieser Ausführungsform
wird der Massenabschwächungskoeffizient μ/ρ für jedes
Material bestimmt, um die Strahlhärtungseffekte zu berechnen.
Ferner wird der Massenabschwächungskoeffizient μ/ρ bei einer
oder mehreren Energie-Niveaus vorher berechnet basierend auf einer
Materialzusammensetzung und einem Röntgenquellen-Profil, wie dies
nachstehend beschrieben wird.
-
Wie
dem Fachmann klar ist, kann der Massenabschwächungskoeffizient μ/ρ einer Verbindung
oder Gemisches von Elementen berechnet werden, indem die gewichtete
Summe der Massenabschwächungskoeffizienten
für jedes
Element genommen wird, wobei eine Gewichtung entsprechend dem Anteil
des Elementes, mit dem dieses zu der Verbindung beiträgt, zugeordnet
wird. Dann kann der Massenabsorptionskoeffizient unter Verwendung
der nachfolgenden Formel erhalten werden: μ/ρ = Σ wi(μi/ρi) (2)worin
wi der Gewichtsanteil des iten atomaren
Bestandteils ist. Darüber
hinaus ist für
den Fachmann klar, dass die Werte der Massenabschwächungskoeffizienten μi/ρi und
des Massenenergieabsorptionskoeffizienten μen/ρ als eine
Funktion der Photonenenergie für
verschiedene Elemente vorher bestimmt sein können. Zusätzlich können die Gewichtsprozente ebenso
vorher bestimmt sein. Beispielsweise für den Fall der elementaren
Bestandteile, beispielsweise von einer Flüssigkeit wie Wasser haben die
Bestandteile Wasserstoff (H) und Sauerstoff (O) jeweils Gewichtsanteile
von 0.11898 und 0.888102. Demzufolge wurden die zugehörigen Massenabschwächungskoeffizienten
von Wasser wie folgt berechnet: (μ/ρ) = 0.11898
(μ/ρ)H + 0.888102 (μ/ρ)O (3)
-
8 ist
eine Darstellung der sich ergebenden Massenabschwächungskoeffizienten
für einen
Bereich der Photonenenergien. Insbesondere zeigt 8 den
Massenabschwächungskoeffizient μWasser und
den Massenabschwächungskoeffizient μen/ρ für Wasser.
Um die Absorptionskoeffizienten μWasser für
jedes Röntgenstrahlenenergieniveau
zu erhalten, wird der Massenabschwächungskoeffizient (μ/ρ)Wasser mit seiner Dichte (ρWasser =
1) multipliziert.
-
In
Schritt 70 wird eine Strahlhärtungskorrekturkurve auf der
Basis des Massenabschwächungskoeffizienten
von einem oder mehreren Röntgenenergieniveaus
analytisch hergeleitet, und das korrigierte Röntgenquellenspektrum wird in
Schritt 66 erhalten. Insbesondere entsprechend der vorliegenden
Ausführungsform wird
die Strahlhärtungskorrekturkurve
analytisch auf der Basis der Abschwächung bestimmt, die aus der Strahlhärtung für eine Röntgenstrahlenpfadlänge hergeleitet
wird. Insbesondere wird eine Summation von einem oder mehreren Intensitätswerten über eine
oder mehrere Röntgenstrahlen-Energie-Niveaus
durchgeführt,
worin jedes Röntgenstrahlenniveau
einen zugehörigen
Massenabschwächungskoeffizient
wie folgt aufweist: I = I0 ∫Ω(E)–fμM ( E ) ds dE (4)
-
Worin Ω(E) die
Wahrscheinlichkeitsverteilung des einfallenden Röntgenstrahlenspektrums darstellt, μM(E) die
Absorptionskoeffizienten für
ein Material M bei einem Energieniveau E bezeichnet, und I0 und I jeweils die totale einfallende Intensität und die
transmittierte Intensität
bezeichnen. Die Korrekturkurve der Strahlhärtung wird dann analytisch
auf der Basis der Abschwächung
erzeugt, die aus der Strahlhärtung
resultiert, und eine lineare Projektion wird für die Röntgenstrahlenpfadlänge S durch
Logarithmieren der Gleichung (4) wie folgt berechnet: pbh(S) = –log(I/I0) = –log(∫Ω(E))–fμM ( E ) ds dE) (5)
-
Es
sollte bemerkt werden, dass Gleichung (5) eine nichtlineare Gleichung
ist. Da die Grundannahme für
die gefilterte Rückprojektion
bei der CT-Rekonstruktion die lineare integrierte Gleichung des
Lambert-Beerschen Gesetzes ist, ist der Hauptzweck der Korrektur
der Strahlhärtung
darin, die Gleichung (5) so zu linearisieren, dass die gefilterte
Rückprojektion
auf die Sinogramm-Daten zur Rekonstruktion ohne Artefakte angewendet
werden kann. In einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird dies durch die begleitende Durchführung einer
Linearisierung um den effektiven Absorptionskoeffizienten μeff erreicht,
wie folgt: p = ∫μeff ds
= μeff·S (6)
-
Worin μeff = μ(Eeff) für
ein vom Benutzer definiertes Energieniveau Eeff berechnet
wird. Da sowohl pbh und p beide Funktionen
der Pfadlänge
für ein
festgelegtes Material sind, wird einen Look-up-Tabelle entsprechend
der vorliegenden Ausführungsformen
zwischen pbh und p durch Eliminieren der
Pfadlänge
S als eine Variable erzeugt. Dann ist das korrigierte Sinogramm
nach der Korrektur der Strahlhärtung
gegeben durch: p = pkorrigiert = μeff·S = μeff·pbh –1 (gemessenes Sinogramm) (7)
-
Wie
aus Gleichung (7) erkennbar ist, ist der effektive Absorptionskoeffizient μeff ein
Skalierungsfaktor für
das korrigierte Sinogramm, wodurch die Wahl der positiven Zahlen
für μeff ermöglicht wird.
Nochmals Bezug nehmend auf die Gleichungen (5) und (6), werden die
Werte von pbh und p für jede Pfadlänge S berechnet.
Die Integration in Gleichung (5) ist als eine Summation so implementiert,
dass Gleichung (5) eine Funktion der Pfadlänge S ist. Nachdem die pbh- und p-Werte berechnet sind, die zu allen
möglichen
Werten der Pfadlänge S
gehören,
wird entweder eine Look-up-Tabelle oder eine Darstellung oder ein
Plot, wie der in der nachfolgenden 9 gezeigt
ist, erzeugt, der alle möglichen
pbh und p-Paare enthält. Das korrigierte Sinogramm
wird dann erzeugt, wenn jeder Anschwächungswert in dem gemessenen
Sinogramm mit dem zugehörigen
p-Wert unter Verwendung dieser analytischen Beziehung zwischen p
und pbh ersetzt wird.
-
9 ist
eine Darstellung einer analytisch abgeleiteten Korrekturkurve der
Strahlhärtung.
Wie dies in 9 gezeigt ist, werden die gemessenen
Sinogramm-Werte durch die x-Achse repräsentiert und die korrigierten
Sinogramm-Werte gehören
zur y-Achse. In Übereinstimmung
mit einer bestimmten Ausführungsform wird
eine Optimierung der abgeleiteten Korrekturkurve der Strahlhärtung ferner
auf der Basis von einem oder mehreren Einstellungs- oder Tuning-Parameter
durchgeführt.
Beispielhafte Einstellungs-Parameter enthalten einen Röntgenstrahlen-Energieniveau-Wert,
eine Bin-Nummer
der Röntgenstrahlen-Spektrumsenergie
und eine Diskretisierungsnummer einer Pfadlänge. Wie dies hierin verwendet
wird, bezieht sich die Bin-Nummer der Röntgenstrahlenspektrumsenergie
auf die Zahl des Diskretisierungsniveaus, die mit der Röntgenstrahlenenergie,
und die Diskretisierungsnummer der Pfadlänge bezieht sich auf die Quantisierungsniveauzahl,
die zu der Pfadlänge
gehört.
Beispielsweise bedeutet eine Bin-Nummer des Röntgenstrahlen-Spektrums von 10, dass
der totale Bereich der möglichen
Röntgenstrahlenenergien
in zehn Unterintervalle aufgeteilt wird. Auf ähnliche Art und Weise bedeutet
eine Diskretisierungsnummer der Pfadlänge von 100, dass ein Pfadlängenbereich,
wie beispielsweise zwischen 0 cm und 100 cm durch einhundert geteilt
wird, in einhundert Unterintervalle von 1 cm aufgeteilt wird. Eine
feinere Diskretisierung der Bin-Nummer
des Röntgenstrahlenenergie-Sektrums
und der Pfadlängen-Diskretisierungsnummer
führt zu
einer besseren Simulation, aber erfordert mehr Rechenzeit. Ferner
können
eine Optimierung der Bin-Nummer des Röntgenspektrums und der Diskretisierungsnummer
der Pfadlänge
ebenfalls durchgeführt
werden, um schnellere Ergebnisse mit kleineren Fehlern zu erreichen.
-
Nochmals
Bezug nehmend auf 5 wird in den Schritten 60 und 62 eine
Korrektur der Detektorpunkte-Verteilungsfunktion
(PSF) und eine Detektorverzögerungskorrektur
auf die gemessenen Sinogramm-Daten durchgeführt. Entsprechend der vorliegenden
Technik enthält
die Durchführung
der Korrektur der Detektor-PSF und der Detektorverzögerung die
Entfaltung des gemessenen Sinogramm-Daten entlang einer oder mehrerer
Detektorreihen und Detektor-Ansichtsrichtungen,
wie dies nachfolgend genauer beschrieben wird.
-
Wie
für den
Fachmann erkennbar ist, rufen die Detektorverzögerung und die Detektor-PSF
typischerweise jeweils eine azimutale und radiale Verzerrung in
der Bild-Domäne
hervor. Die Verzögerung
der Detektorzeit tritt auf Grund der Tatsache auf, dass wenn ein
Festkörperdetektor
Photonen der Röntgenstrahlen
für eine
Zeitperiode ausgesetzt wird, und dann schnell ausgeschaltet wird,
die Eingangs-Röntgenstrahlen
und die Detektor-Auslese nicht sofort einen Null-Wert erreichen.
Darüber
hinaus, wenn die CT-Gantry-Geschwindigkeit oder
Drehtisch-Geschwindigkeit schneller ist, als die Abfallrate des
Festkörper-Materials,
dann wird die Detektorauslese an jeder Projektionsansicht von der
Detektorauslese von vorherigen oder vergangenen Bild-Ansichten beeinflusst.
Dies verursacht folglich die azimutale Verzerrung in dem rekonstruierten
Bild.
-
Die
Detektor-PSF wird typischerweise verwendet, um die räumliche
Auflösung
einer Bildgebungs-Vorrichtung zugänglich zu machen. Die Detektor-PSF
rührt ursprünglich von
dem Szintillatorverhalten für
die einfallenden Röntgenstrahlen
her. Dies führt
zu einer Röntgenstrahlenverteilung über mehrere
Detektorelemente, die als Detektor-PSF oder Detektor-Punktverteilung
bezeichnet wird. Das die PSF über
jedes Detektorelement an jedem Einfalls-Projektionsansicht auftritt,
wird die PSF als eine vom Betrachtungswinkel unabhängige Charakteristik
bezeichnet. Mathematisch wird die Messung aus dem Detektor, die
diese Charakteristik bezeichnet, bezeichnet als: y = H·x
+ n (8)
-
Worin
y das Detektorauslesen bezeichnet, x die Intensität der einfallenden
Röntgenstrahlen
ist, n das Rauschen bezeichnet und H ein Entfaltungsoperator aufgrund
der Detektorverzögerungs-
und des Detektor-PSF bezeichnet. Entsprechend der Ausführungsformen
der vorliegenden Technik ist der Entfaltungsoperator H aus zwei
separaten Filtern in der Detektoransicht und der Detektor-Reihenrichtungen
zusammengesetzt, und wird wie folgt beschrieben: H = h·g (9)
-
Worin
h und g jeweils die Verzerrung auf Grund der Detektorverzögerung und
der Detektor-PSF bezeichnen.
-
Bezug
nehmend auf Gleichung (8) wird entsprechend der vorliegenden Ausführungsform
die Korrektur der Detektorverzögerung
und der Detektor-PSF verwendet, um die ideale Röntgenstrahlenintensität zu erhalten,
x aus dem Detektorausle sen, y durch Entfaltung von H. Insbesondere
wird ein iterativer Entfaltungsalgorithmus auf die gemessenen Sinogramm-Daten angewendet,
um die Detektor-PSF und die Detektor-Verzögerung
optimal zu korrigieren. Der iterative Entfaltungsalgorithmus wird
formuliert als ein nichtlineares Optimierungsproblem, wie dies genauer
nachfolgend beschrieben wird.
-
Nochmals
Bezug nehmend auf Gleichung (8), ist die Least-Square-Lösung für Gleichung (8) durch die nachfolgende
Gleichung erhalten: X ^ = (HTH)+HTy = HT.(HHT)+ y (10)
-
Wobei
der Exponent T die Transponierte bezeichnet und + die verallgemeinerte
Inverse ist. Wie dem Fachmann bekannt ist, ist ein Nachteil der
Least-Square-Lösung,
die unter Verwendung von Gleichung 10 erhalten wird, dass die vorstehende
Least-Square-Lösung
die negativen Werte für
das Ergebnis der Intensität
X nicht in Betracht zieht. Um eine nicht negative Bestimmung zu
erhalten, wird ein Abschneiden bei Null für nicht negative Werte berechnet
werden, aber eine derartige direkte Umkehrung oder Inversion auf
Gleichung (10) angewendet, kann zu einer fehlerhaften Rekonstruktion
führen.
Deshalb wird entsprechend der vorliegenden Technik ein neuer iterativer
Entfaltungsalgorithmus auf die gemessenen Sinogramm-Daten angewendet.
Wie vorstehend erwähnt
wurde, korrigiert der iterative Entfaltungsalgorithmus die Detektor-PSF
und die Detektor-Zeitverzögerung.
Da im Allgemeinen die Projektion der Rohdaten eine positive Intensität haben
sollte, sind die konventionellen Entfaltungstechniken, die Filter
verwenden (wie beispielsweise Weiner-Filter als Beispiel), nicht
optimaler Natur. Entsprechend den Aus führungsformen der vorliegenden
Technik, ist das Entfaltungsproblem als ein nichtlineares Optimierungsproblem
formuliert. Das Optimierungsproblem führt zu einer genauen Entfaltung
des Detektor-PSF und der Detektorzeitverzögerung. Das Optimierungsproblem
wird wie folgt formuliert:
-
-
Wobei
dies der Bedingung unterworfen ist, dass gilt: x ≥ 0 Wobei ∥y – Hx∥2 w = (y – Hx)T W(y – Hx)
die gewichtete Norm mit der Gewichtungsmatrix, die als W bezeichnet
wird, bezeichnet. Da die Beschränkung
des Minimierungsproblems verschiedene Schwierigkeiten mit sich bringt,
ist ein unbeschränktes
Minimierungsproblem formuliert, um die Lösung der Gleichung (11) zu
erhalten. Ferner wird durch Ersetzen von x = exp(–s) die Formulierung
der Gleichung (11) zu einem unbeschränkten Minimierungsproblem,
wie folgt:
-
-
Worin
gilt C(s) = ∥y – H exp(–s)∥2 w (12)
-
Es
kann festgestellt werden, dass für
jede reelle Zahl s der Ausdruck x = exp(–s) nicht negativ sein kann.
Deshalb wird gemäß der vorliegenden
Ausführungsform
das Optimierungsproblem, das in Gleichung (12) dargestellt ist,
ohne die Verwendung jeder zusätzlichen
Beschränkungen
gelöst.
Da die Lösung
für s jede reelle
Zahl sein kann, kann das Optimierungsproblem unter Verwendung jedes
nicht linearen Standart-Optimierungsverfahrens gelöst werden,
wie beispielsweise der Gradientensuche. Wie dies vom Fachmann erkannt wird,
hat ein Optimierungsproblem, das ohne die Verwendung von zusätzlichen
Beschränkungen
verwendet wird, niedrige zugehörige
Rechenkosten. Im Gegensatz dazu, existiert ein anspruchsvollerer
Algorithmus, der speziell mit Beschränkungsproblemen handelt, aber
zu hohen zugehörigen
Rechenkosten führt.
-
Die
Ausführungsformen,
die vorstehend dargestellt und beschrieben sind, schaffen eine Technik
für die
Rekonstruktion der akquirierten Bild-Daten aus einer Bildgebungs-Vorrichtung. Die
vorstehend beschriebene Korrekturtechnik der Strahlhärtung für mehrere
Materialien ohne jede mühsame
und teure Kalibrierungsprozeduren kann verwendet werden, und schafft
eine sehr genaue Korrektur, wenn diese mit der Korrektur der Detektor-PSF
und Detektorverzögerung
kombiniert wird. Zusätzlich
hat die vorgeschlagene Korrekturtechnik der PSF und Zeit-Verzögerung vernachlässigbare
Rechenkomplexität
im Vergleich zu iterativen Rekonstruktionstechniken, solange die
Iteration in der Messdomäne
durchgeführt
wird, ohne zu bezüglich
der Rechenzeit aufwendigen und teuren Vorwärts- und Rückwärtsprojektionen zu greifen.
Beispielsweise, wenn fünf
(5) bis fünfzehn
(15) Iterationen benötigt
werden, um ein rekonstruiertes Bild durch die Verwendung einer bestimmten iterativen
Rekonstruktionstechnik zu erhalten, würde typischerweise fünf (5) bis
fünfzehn
(15) mal die Anzahl der Vorwärts-
und Rückwärtsprojektionen
benötigt
werden, um durchgeführt
zu werden. Unter der Annahme, dass die Zeit, die für eine Rückprojektion
benötigt
wird, Tbp ist, und die Kosten der Vorwärtsprojektion
die selben wie für
die Rückwärtsprojektion
sind, ist die gesamte Zeit, die für die Rekonstruktion benötigt wird,
zehn (10) bis dreißig
(30) Tbp unter Verwendung eines iterativen
Rekonstruktionsverfahrens. Auf der anderen Seite verlangt der Vor-Korrekturschritt,
der entsprechend der vorliegenden Technik durchgeführt wird,
einen Korrekturschritt und einen Rückprojektionsschritt, der durchgeführt wird.
Deshalb ist die gesamte Rechenzeit gleich Tbp plus
der Vor-Korrektur-Zeit.
In Anbetracht der Tatsache, dass die Vorkorrekturzeit kleiner ist
als der doppelte Wert von Tbp, was eine
bedeutende Verbesserung entsprechend der vorliegenden Technik ist,
wird eine hohe Bildqualität
im Vergleich zu den konventionellen gefilterten Rückprojektionstechniken
bei minimalen Einfügungen
bei der Rechenzeit erreicht.
