DE69329256T2 - Kompensation von Nachleuchtzeit aus den vorhergehenden Computertomographieabtastungen - Google Patents

Description

• Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Computer- Tomographie-Bildgebungssysteme; und insbesondere auf Techniken, die Nachleuchtartefakte in Ausgangssignalen von Röntgendetektoren kompensieren, die in derartigen Systemen verwendet werden.
Hintergrund der Erfindung
• Wie in Fig. 1 gezeigt ist, enthält ein Computer- Tomographie(CT)-Scanner zum Erzeugen von Bildern der menschlichen Anatomie einen motorisierten Patiententisch 10, der einen Patienten in unterschiedlichen Tiefen innerhalb einer Öffnung 11 von einem Gestell 12 positioniert. Eine Quelle von kollimierten Röntgenstrahlen 13 ist innerhalb des Gestells 12 auf der einen Seite von seiner Öffnung 11 angebracht, und ein Feld (Array) von Röntgendetektoren ist auf der anderen Seite von der Öffnung angebracht. Die Röntgenquelle 13 und die Detektoren 14 rotieren während einer Abtastung (Scan) des Patienten um die Öffnung 11, um Röntgenschwächungsmessungen aus vielen unterschiedlichen Winkeln zu erhalten. US-Patente 4,112,303 und 4,115,965 beschreiben die Einzelheiten von der Gestellkonstruktion, und US-Patent 4,707,607 beschreibt das Detektorarray 14. Die Beschreibungen der Komponenten in diesen Patenten werden durch diese Bezugnahme in die vorliegende Offenbarung eingeschlossen.
• Eine vollständige Abtastung (Scan) von dem Patienten wird von einen Satz von Röntgenschwächungsmessungen gebildet, die an unterschiedlichen Winkelstellungen der Röntgenquelle 13 und des Detektors 14 in einer Umdrehung um den Patienten herum gemacht werden. Das Gestell kann anhalten oder sich weiterhin bewegen, wenn die Messungen gemacht werden. Eine Schwächungsmessung an einer gegebenen Stellung wird in der Technik als ein "View" bezeichnet, und der Satz von Messungen an einem View bildet ein "Transmissionsprofil". Wie in Fig. 2 gezeigt ist, erzeugt die Röntgenquelle 13 ein fächerförmiges Bündel, das durch den Patienten hindurchtritt und auf ein Array von Detek toren 14 auftrifft. Jeder Detektor in diesem Array erzeugt ein getrenntes Schwächungssignal, und die Signale von allen Detektoren 14 werden gewonnen, um das Transmissionsprofil für die angegebene Winkelstellung zu erzeugen. Die Profile werden in einen Scheibenspeicher als rohe oder unkompensierte Daten gespeichert. Die Röntgenquelle 13 und das Detektorarray 14 drehen sich in der Richtung 15 zu einer anderen Winkelstellung, wo das nächste Transmissionsprofil gewonnen wird.
• Die entstandenen Transmissionsprofile von dem Scan werden dann dazu verwendet, ein Bild zu rekonstruieren, das die anatomischen Strukturen in einer Scheibe wiedergibt, die durch den Patienten geschnitten ist. Das vorherrschende Verfahren zum Rekonstruieren eines Bildes wird in der Technik als die gefilterte Rückprojektionstechnik bezeichnet. Dieses Verfahren wandelt die Schwächungsmessungen von einem Scan in ganze Zahlen um, die "CT Zahlen" oder "Hounsfield-Einheiten" genannt werden, die dazu verwendet werden, die Helligkeit von einem entsprechenden Pixel auf einem Kathodenstrahlröhrendisplay zu steuern. Jeder Röntgendetektor 14 weist einen Szintillator und eine Festkörper-Photodiode auf. Auf den Szintillator auftreffende Röntgenstrahlen erzeugen Lichtphotonen, die durch die Photodiode absorbiert werden und einen elektrischen Strom hervorrufen. Das Licht wird durch die Szintillatoren nicht augenblicklich emittiert, vielmehr folgt die Emission einer multiexponentialen Kurve. In ähnlicher Weise endet die Lichtemission nicht augenblicklich, wenn das Röntgenbündel verlöscht, sondern erzeugt eine Antwort aus dem Detektor mit einem Abklingen, das durch eine multi-exponentiale Funktion definiert werden kann. Die Zeitabhängigkeit der Intensität des Ausgangssignals kann als eine Summe von mehreren unterschiedlichen Zeitkonstanten- Abklingkomponenten nachgebildet sein.
• Da das Detektorarray schnell um den Patienten gedreht wird, verschmiert sich der exponentielle Abfall mit den Detektorauslesungen für aufeinanderfolgende Views, wobei ein nachteiliger Effekt hervorgerufen wird, der als "Nachleuchten bzw. Nachleuchten" bezeichnet wird. Das Nachleuchten ist eine Funktion der Intensität des Röntgenflusses und der Antwortcharakteristiken des Detektors und verschlechtert die azimutale Auflösung des Bildes und erzeugt Schattenbildung und bogenförmige Artefakte. Die azimutale Richtung 16 der Bildfläche ist quer zu einer Linie 17, die von der Mitte der Bildöffnung 11 ausgeht. Die Größe des Verschmierens vergrößert sich, je weiter das Objekt im Abstand von der Öffnungsmitte angeordnet ist, da die Geschwindigkeit, mit der das Objekt über die Detektoren 14 abgetastet wird, effektiv mit diesem Abstand zunimmt.
• Fig. 3 ist eine Kurve von Schwächungswerten aus einem gegebenen Detektor für eine Reihe von Views und zeigt graphisch das Verschmieren. Die ausgezogene Linie stellt die Ausgangsgröße von einem einzelnen Detektor 14 während mehrerer Views für ein rechteckiges Objekt dar, das abgebildet wird. Idealerweise sollten die Detektordaten eine rechtwinklige Form haben, wie es durch die gestrichelten Linien dargestellt ist. Jedoch rundet der Effekt des Nachleucht-Verschmierens die Kanten der Kurve und verlängert das Objektsignal in mehrere benachbarte Views. Wenn die Views verwendet werden, um ein Bild zu rekonstruieren, erscheint das Objekt vergrößert und hat keine scharfen, bestimmten Kanten.
• Das CT System kann entweder in dem Axialmodus, dem Wendelabtastmodus oder dem Speicher- bzw. Cinemodus betrieben werden. In dem Axialmodus ist der Tisch 10 während jeder Abtastung (Scan) stationär, und das Gestell läuft einmal um, um einen Scan zu komplettieren. Es ist eine Kompensationstechnik für die Nachleucht-Artefakte in dem Axialmodus vorgeschlagen worden, wobei das Detektorausgangssample aus dem vorhergehenden View verwendet wird, um einen Kompensationswert für jede Abklingkomponente der Detektorantwort abzuleiten. Die Probe (Sample) für den gegenwärtigen View wird gemäß den Kompensationswerten eingestellt, um die Nachleucht-Artefakte zu beseitigen. Die Kompensationswerte für den ersten View von dem Scan sind Nullen, da eine relativ lange Zeit zwischen den Scans auftritt, wodurch das Nachleuchten auf einen vernachlässigbaren Wert abklingen kann.
• In dem Wendelscanmodus läuft das Gestell durch viele Umdrehungen um, und der Tisch bewegt während der Untersuchung den Patienten durch die Öffnung 11. Ein Wendelscan wird in eine Reihe von einzelnen Scans unterteilt, die jeweils eine Umdrehung des Gestells aufweisen, und die Daten, die während jedes einzelnen Scans gewonnen werden, werden in einem getrennten File in dem CT System gespeichert. In dem Wendelmodus ist die Zeit zwischen jedem einzelnen Scan äquivalent zu der Zeit zwischen jedem View innerhalb eines Scans, und das Nachleuchten klingt nicht länger auf einen vernachlässigbaren Wert ab, bevor der nächste Scan startet. Deshalb wird der erste View von jedem Scan in dem Wendelmodus durch das Nachleuchten von dem letzten View des vorhergehenden Scans nachteilig beeinflusst.
• Da die Daten für den Wendelscan als getrennte Files für jeden einzelnen Scan gespeichert werden, sind die Schwächungsdaten für den vorhergehenden Scan nicht verfügbar zum Ableiten von Kompensationswerten für das Nachleuchten in dem nächsten Scan in der Wendel (Helix). Wenn die Kompensationswerte für den ersten View in jedem Scan einfach auf Null gesetzt werden, so werden dadurch die Nachleucht-Artefakte nicht eliminiert. Dieses Problem tritt auch in dem Speicher- bzw. Cinemodus auf, bei dem der Tisch stationär bleibt, während sich das Gestell kontinuierlich durch viele Umdrehungen bewegt, wobei eine Reihe von einzelnen Scans gewonnen wird. Deshalb muss eine andere Technik verwendet werden, um das Nachleuchten in dem ersten View von aufeinanderfolgenden einzelnen Scans in den Wendel- und Cinescanmodi zu kompensieren.
• Weiterhin werden die Bilddaten als rohe, unkompensierte Schwächungsmesswerte archiviert, und ein ähnliches Problem besteht während der nachfolgenden Rekonstruktion von einem Bild aus den archivierten Daten. Ein Techniker ist in der Lage, jeden Ort in den Wendelscandaten zu spezifizieren, an dem eine Bildrekonstruktion begonnen werden soll, und der Rekonstrukti onsprozess verwendet Views im Werte einer Umdrehung aus diesem Punkt. Immer wenn eine andere Stelle als der erste gewonnene View spezifiziert wird, fehlt dem Prozessor des Computers Information über die vorhergehenden Views, aus denen er Nachleucht-Kompensationswerte für den ersten View in der Rekonstruktion berechnen soll. Techniken zum Kompensieren des Nachleuchteffektes sind aus EP-A-0 487 243 bekannt, die Stand der Technik zum Zwecke von Artikel 54(3) EPC ist. Jedoch berücksichtigen diese Techniken nur die primäre Abklingzeitkonstante τ der Detektoren, und zum Berechnen eines kompensierten Schwächungswertes von einem gegenwärtig gewonnenen View werden die gemessenen, unkompensierten Schwächungswerte von den gegenwärtigen und vorherigen Views verwendet.
Zusammenfassung der Erfindung
• Die vorliegende Erfindung ist in Anspruch 1 angegeben.
• Ein Computer-Tomographie-Bildgebungssystem enthält eine Strahlungsquelle und ein Detektorarray, das ein Ausgangssignal erzeugt, das den von der Quelle empfangenen Strahlungswert darstellt. Jeder Detektor hat eine exponentiell abfallende Impulsantwort, die als eine Summe einer Anzahl von N Komponentenfunktionen mit unterschiedlichen Zeitkonstanten genau nachgebildet werden kann. Die Quelle und das Detektorarray laufen um ein abzubildendes Objekt um, und das Signal von jedem Detektor wird an jedem Intervall Δt abgetastet, um einen Strahlungsschwächungswert zu erzeugen. Die während jeder Umdrehung gewonnenen Werte werden als eine Abtastung (Scan) bezeichnet.
• Es werden übliche Techniken verwendet, um aus dem Strahlungsschwächungswert ein Bild zu rekonstruieren. Bevor dies jedoch geschieht, werden die Werte verarbeitet, um die Effekte der nicht-idealen Antwort des Detektors zu beseitigen. Es wird ein Punkt in dem Satz von Strahlungsschwächungswerten spezifiziert, an dem der Rekonstruktionsprozess beginnen soll, wodurch eine Gruppe von Strahlungsschwächungswerten definiert wird, die beim Rekonstruieren des Bildes verwendet werden soll.
• Der folgende Ausdruck wird auf eine Anzahl von Schwächungswerten in der Gruppe angewendet:
• wobei y(kΔt) den Strahlungsschwächungswert bezeichnet, der während des k-ten Intervalls gewonnen wird, βn = an (1-e-Δt/τn), wobei an die Stärke von einer Impulsantwortkomponente n mit der Zeitkonstanten τn darstellt, und Snk = Xk-1 + e-Δt/τn Sn(k-1) Dies generiert einen Wert für jede Variable Snk aus dem letzten Strahlungsschwächungswert, auf den der Ausdruck angewendet wurde.
• Der Ausdruck wird sequentiell wieder auf alle Strahlungsschwächungswerte in der Gruppe angewendet, um eine Anzahl von gefilterten Werten xk zu erzeugen. Wenn der obige Ausdruck auf den ersten Strahlungsschwächungswert in der Gruppe angewendet wird, wird wenigstens einer der Werte für die Variablen Snk in dem Ausdruck verwendet. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung werden Nullwerte für die Variablen S1k und S2k verwendet, die den Komponenten mit den kürzesten Zeitkonstanten entsprechen, und die Werte für die übrigen Variablen Snk, die aus der vorherigen Anwendung des Ausdruckes erhalten wurden, werden mit dem ersten Strahlungsschwächungswert verwendet. Aus den gefilterten Werten wird ein Bild rekonstruiert.
• Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Technik zu schaffen, die die Röntgenschwächungsmessungen aus jedem Detektor verändert, um die Effekte zu beseitigen, die durch eine nicht-ideale Strahlungsantwort des Detektors erzeugt werden.
• Es ist eine weitere Aufgabe, eine Filteroperation zu schaffen, die die unterschiedlichen Komponenten der vielfach exponentiellen Antwort des Strahlungsdetektors kompensiert.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
• Fig. 1 ist eine perspektivische Ansicht von einem CT Bildgebungssystem, in dem die vorliegende Erfindung angewendet werden kann;
• Fig. 2 ist eine schematische Darstellung von einer Abtasttechnik, die in dem CT Bildgebungssystem verwendet wird;
• Fig. 3 ist ein Kurvenbild, das die Antwort von einem idealen Detektor und einem tatsächlichen Detektor darstellt, der eine Auflösungsverschlechterung aufgrund von Nachleuchten hat;
• Fig. 4 ist ein Blockdiagramm von der Signalverarbeitungsschaltung in dem CT Abbildungssystem;
• Fig. 5 ist eine graphische Darstellung von Daten, die durch das CT Abbildungssystem gewonnen und verarbeitet werden; und
• Fig. 6 ist ein Fließbild von dem Prozess, durch den ein gegebener Röntgendetektor für die vorliegende Kompensationstechnik charakterisiert ist.
Beschreibung der vorliegenden Erfindung
• Gemäß den Fig. 1, 2 und 4 wird der Betrieb des CT Bildgebungssystems durch ein Verarbeitungssystem 25 für programmierbare Daten gesteuert, das einen Computer-Prozessor 26 und einen Scheibenspeicher 27 enthält. Der Scheibenspeicher 27 speichert die Programme, die der Computer-Prozessor 26 beim Abtasten des Patienten und bei der Bildrekonstruktion und dem bildlichen Darstellen verwendet. Er speichert auch, auf einer Kurzzeitbasis die gewonnenen Daten und die rekonstruierten Bilddaten. Der Computer-Prozessor 26 enthält einen Allgemein- Zweck-Minicomputer mit Eingangs- und Ausgangsports, die zur Verbindung mit den anderen Systemkomponenten, wie sie gezeigt und, und einem Arrayprozessor geeignet sind, wie er in dem üS- Patent 4,494,141 beschrieben ist. Die Beschreibung des Array-Prozessors in diesem Patent wird durch die vorliegende Bezugnahme in die vorliegende Offenbarung eingeschlossen.
• Ein Ausgangsport auf dem Computer-Prozessor 26 ist mit einer üblichen Röntgenregelschaltung 28 verbunden, die ihrerseits die Erregung der Röntgenquelle 13 steuert. Die Hochspannung auf der Röntgenquelle 13 wird geregelt und ihr Katodenstrom wird geregelt, um für die richtige Dosis zu sorgen. Die Hochspannung und der Katodenstrom werden von einem Röntgentechniker über eine Operator-Konsole 30 gewählt, und der Computer- Prozessor 26 leitet die Erzeugung der Röntgenstrahlen gemäß seinem Abtast- bzw. Scanprogramm.
• Die Röntgenstrahlen verteilen sich in einer Fächerform und werden durch das Array von Detektoren 14 empfangen, die auf der gegenüberliegenden Seite der Gestellöffnung 11 angebracht sind. Jeder einzelne Detektor untersucht einen einzelnen Strahl, der von der Röntgenquelle 13 ausgeht und eine geradlinige Bahn durch einen Patienten durchquert, der in der Öffnung 11 angeordnet ist. Die Ströme, die in jedem Detektor 14 gebildet werden, werden als ein analoges elektrisches Signal gesammelt, das eine Messung der Röntgenschwächung ist, wenn das Bündel durch den Patienten hindurchtritt. Das Signal von jedem Detektor wird in digitale Röntgenschwächungswerte durch Analog/Digital-Umsetzer in einem Datengewinnungssystem 31 gewandelt, wie beispielsweise dasjenige, das in dem US-Patent 4,583,240 offenbart ist, das durch diese Bezugnahme in die vorliegende Offenbarung eingeschlossen wird.
• Die digitalen Schwächungswerte aus dem Datengewinnungssystem 31 werden durch den Computer-Prozessor 26 in einer bekannten Art und Weise vorverarbeitet, um "Dunkelströme", ungleichförmige Detektorempfindlichkeiten und -verstärkungen und die Änderung der Röntgenbündelintensität während der Abtastung zu kompensieren. Danach folgen Bündelhärtungskorrekturen und eine Umwandlung der Daten in logarithmische Form, so dass jeder gemessene Wert ein Linienintegral der Röntgenbündelschwächung darstellt. Die Schwächungswerte 32 in jedem View werden als eine Reihe von einem zweidimensionalen Rohdatenarray 33 in dem Scheibenspeicher 27 gespeichert. Die rohen Strahlungsschwä chungswerte werden in einer Magnetbandeinheit 24 archiviert, wodurch ermöglicht wird, dass ein Bild zu einem viel späteren Zeitpunkt aus den Daten rekonstruiert werden kann.
• Jede Reihe von Schwächungswerten liefert ein Transmissionsprofil von dem abzubildenden Objekt, wenn es aus einem einzigen Winkel betrachtet wird. Jede Spalte 35 von Daten in dem Array stellt die Daten dar, die von einem gegebenen Detektor während eines Scans gewonnen wurden. Deshalb wird die eine Dimension von diesem Array durch die Anzahl von Views oder Schwächungswerten bestimmt, die während des Scans gewonnen wurden, und die andere Dimension wird durch die Anzahl von Detektoren bestimmt, die während jedes Views abgetastet wurden. Beispielsweise können von bis zu 852 Detektoren etwa 1000 Mal während eines Scans gesampelt werden, um eine äquivalente Anzahl von Views zu erzeugen. In einem Wendelscanmodus wird während jeder Untersuchung des Patienten ein getrenntes Datenarray für jeden Scan oder Umdrehung des Gestells in dem Scheibenspeicher gespeichert.
• Die rohen Schwächungsdaten, die in einem Array gespeichert sind, sind durch die Nachleucht-Artefakte aufgrund der Antwortzeitverzögerung von jedem Detektor verfälscht worden. Wenn die Rohdaten verwendet werden, um ein Bild zu rekonstruieren, werden Merkmale des Bildes verschmiert und es sind Artefakte vorhanden, wie es zuvor beschrieben wurde. Jedoch schafft das vorliegende System einen Mechanismus, der Auflösungsverschlechterung, Schattenbildung und Bogenartefakte aufgrund dieser Effekte kompensiert. Um die Kompensation oder den Filtermechanismus zu definieren, muss der Antworttyp des in dem Array verwendeten Detektors charakterisiert werden.
• Die Impulsantwort von jedem Detektor in dem Array kann durch die Gleichung nachgebildet werden:
• wobei n eine von N Komponenten der exponentiellen Antwort bezeichnet, wobei diese Komponenten eine relative Stärke αn und eine Zeitkonstante τn hat. Die Antwort von einem Detektortyp ist genau charakterisiert worden durch vier (N = 4) Abklingkomponenten mit den Zeitkonstanten von 1, 6, 40 und 300 Millisekunden.
• Um einen Korrekturmechanismus für die Bildartefakte zu bestimmen, muss man den Nachleuchteffekt verstehen. Die Detektorantwort y(t) auf ein Eingangssignal x(t) kann als die Konvolution (Faltung) der Detektorpulsantwort h(t) und des Eingangssignals x(t) ausgedrückt werden:
• y(t) = h(t) * x(t)
• Gleichung (2) kann vereinfacht werden, weil das Eingangssignal x(t) eine kausale Funktion ist, die gestattet, dass die Summierung und Integration in der Gleichung ausgetauscht werden können. Weiterhin kann der Integrationsbereich [0,t] in k Intervalle unterteilt werden, die der Periode zwischen Views entsprechen, wobei jedes Intervall mit Δt (kΔt = t) bezeichnet ist. Wenn diese Faktoren berücksichtigt werden, kann der tatsächliche Schwächungswert xk für den k-ten View für relativ kleine Werte von Δt ausgedrückt werden durch die Gleichung:
• wobei y(kΔt) der rohe Schwächungswert aus dem Detektor ist, der während des k-ten Views gewonnen wurde. Obwohl diese Gleichung die Relation zwischen dem Sample des Detektorsignals und dem tatsächlichen Strahlungswert ausdrückt, der dieses Sample erzeugt hat, kann sie nicht einfach implementiert werden als die Berechnung für einen gegebenen Wert, sondern erfordert Werte für die Detektorsamples aus allen vorhergehenden Views in einem laufenden Scan.
• Um diese Schwierigkeit zu überwinden, kann Gleichung (3) umgeschrieben werden in die Form:
• wobei βn = αn (1 -eΔt/τn) Wenn der Inhalt, der durch die äußersten Klammern in der unmittelbar vorhergehenden Gleichung umschlossen ist, als Snk bezeichnet wird, besteht die folgende Beziehung:
• wobei der Nenner und der in Klammern gesetzte Teil des Zählers Konstanten sind. Die Terme Snk für den gegenwärtigen Schwächungswert sind Funktionen von ähnlichen Termen Sn(k-1) für den Schwächungswert aus dem vorhergehenden View, wie er gegeben ist durch Snk = Xk-1 + e -Δt/τn Sn(k-1) wobei Xk-1 der tatsächliche Schwächungswert ist, der aus dem Detektorsignalsample aus dem vorhergehenden View abgeleitet ist. Für Sn0 für den ersten View von jedem Wendelabtastprozess werden Nullwerte verwendet. Um also den tatsächlichen Schwächungswert aus einem gegebenen Detektorsignalsample abzuleiten, müssen nur dieses Detektorsample und Daten aus der Verarbeitung des unmittelbar vorhergehenden Samples bekannt sein. Infolgedessen kann Gleichung (5) als ein rekursives Filter durch den Array-Prozessor in dem Computer- Prozessor 26 implementiert werden. Ein Spezialfall besteht für den ersten View in jedem nachfolgenden Scan von dem Wendelabtastprozess, wie es beschrieben wird.
• Jede Zeitkonstantenkomponente von jedem Detektor abgeleitet werden. Dies wird im Werk durchgeführt, indem das CT System betrieben wird, ohne dass ein Objekt in der Bildöffnung 11 vorhanden ist. Gemäß Fig. 6 wird die Röntgenquelle 13 zur Zeit t&sub0; für einen Zeitraum eingeschaltet, der genügend lang ist, so dass die Detektorantwort ihre volle Größe erreichen kann, z. B. etwa die Hälfte der normalen Scanzeit (Schritt 40). Digitale Samples des Signals von jedem Detektor beginnen am Schritt 41 gewonnen zu werden. Dann wird im Schritt 42 das Röntgenbündel zur Zeit t&sub1; ausgeschaltet.
• Mit dem Schritt 43 fortfahrend, wird das Ausgangssignal aus jedem Detektor in dem Array 14 einzeln gesampelt, während das Röntgenbündel aktiv ist und für beispielsweise eine Sekunde danach. Die Samples von den Detektorsignalen werden in einer Array ähnlich derjenigen gespeichert, die für die Schwächungswerte während der Bildgebung verwendet wurde.
• Die Detektorantwort während des Charakterisierungsprozesses ist definiert durch die Ausdrücke:
• Die digitalen Samples des Detektorausgangssignals, das gewonnen wurden, während das Röntgenbündel eingeschaltet ist (t&sub0;t> t&sub1;), werden im Schritt 44 gemittelt, und das Ergebnis wird verwendet, um einen Wert für die Röntgenflussintensität Ψ abzuleiten. Die Samples, die nach dem Ende des Röntgenbündels gewonnen werden, werden im Schritt 45 durch den Wert von Ψ dividiert, um die Daten zu normieren, und der Logarithmus von den normierten Daten wird genommen.
• Dann werden als nächstes Werte für αn und τn von jeder Zeitkonstantenkomponente der exponentialen Antwort ermittelt. Wie zuvor erwähnt wurde, ist die Pulsantwort von dem einen Detektortyp genau charakterisiert worden durch vier Abklingkompo nenten mit Zeitkonstanten τn von 1, 6, 40 und etwa 300 Millisekunden, obwohl die exakten Zeitkonstanten für andere Detektoren variieren können. Diese Zeitkonstanten wurden graphisch ermittelt, indem die Detektorsignalsamples aufgetragen wurden, die das Abklingen für eine Anzahl von Detektoren des gleichen Typs darstellen, und die daraus resultierenden Zeitkonstanten wurden am Schritt 46 gemittelt. Der Satz von Zeitkonstanten wurde dann beim Ermitteln eines Wertes der relativen Stärke an der entsprechenden Impulsantwortkomponente von anderen Detektoren verwendet. Obwohl die Verwendung eines üblichen Satzes von Zeitkonstanten bei der Ermittlung von Werten für an zufriedenstellend erscheint, kann ein Satz von Zeitkonstanten einzeln für jeden Detektor abgeleitet werden, der charakterisiert wird.
• Im Schritt 47 werden die Werte von αn für einen gegebenen Detektor in fallender Reihenfolge gefunden, wobei mit der Antwortkomponente begonnen wird, die die längste Zeitkonstante (z. B. n = 4) hat. Ein Detektorsignalsample wird gewählt, das zur Zeit T (z. B. 300 msec.) gewonnen wurde, nachdem das Röntgenbündel gelöscht war, wobei zu dieser Zeit die Effekte von allen außer der längsten Zeitkonstantenkomponente vernachlässigbar sind. Durch Verwendung der logarithmischen Werte der Detektorsamples kann Gleich (6) vereinfacht werden zu log[y(T)] = log αn- (T/τn). Die vereinfachte Gleichung wird im Schritt 48 für α4 der vierten (n = 4) Zeitkonstantenkomponente aufgelöst. Dann werden im Schritt 49 die geschätzten Werte für α&sub4; und τ&sub4; in dem Computer-Prozessorspeicher gespeichert.
• Bei Verwendung der geschätzten Werte für α&sub4; und τ&sub4; kann der Beitrag der längsten Zeitkonstantenkompönente zu den gemessenen abklingenden Signaldaten berechnet und am Schritt 50 aus diesen Daten entfernt werden. Der Prozess (Schritt 48-52) wird für die nächste längste Zeitkonstantenkomponente der Detektorantwort wiederholt und so weiter für jede der verbleibenden Komponenten. Wenn alle Werte von αn und τn für einen gegebenen Detektor geschätzt worden sind, wird im Schritt 51 n gleich N sein und der Prozess endet. Dieser Charakterisierungsprozess wird für jeden der Detektoren 14 in dem Array ausgeführt.
• Dann werden die Werte von αn und in verwendet, um die konstanten Terme von Gleichung (5) für jede der vier Zeitkonstantenkomponenten von jeder Detektorantwort abzuleiten. Diese Konstanten werden in Tabellen in dem Scheibenspeicher 27 gespeichert, um später bei der Filterung von realen Bilddaten verwendet zu werden.
• Eine andere Tabelle wird in dem Speicher des Computer- Prozessors aufgestellt, um Werte von Variablen Snk (z. B. S1k, S2k, S3k und S4k) für jeden Detektor in dem Array zu speichern. Am Beginn von einem Wendelabtastprozess werden die Einträge in diese letztgenannte Tabelle auf einen Anfangswert von Null gesetzt (z. B. Sn0 = 0). Wenn jeder neue gefilterte Schwächungswert ermittelt wird, werden neue Werte für Snk berechnet und in der Tabelle gespeichert.
• Während des ersten Scans der Wendel (Helix) wendet der Array-Prozessor des Computer-Prozessors 26 die durch Gleichung (5) definierte Filterfunktion auf die rohen Röntgenschwächungswerte an. In Abhängigkeit von der Geschwindigkeit des Array- Prozessors kann die rekursive Filterfunktion in Realzeit angewendet werden, wenn jedes Detektorsample von dem Datengewinnungssystem 31 empfangen wird, oder, wie es gegenwärtig der Fall ist, die Röntgenschwächungswerte werden in dem Scheibenspeicher 27 gespeichert und später gefiltert.
• Zur Vereinfachung wird der Filterungsprozess in bezug auf Daten von einem Detektor beschrieben, wobei verständlich ist, dass der Prozess parallel für jeden Detektor 14 in dem Array ausgeführt wird. Gleichung (5) wird auf jeden Röntgen- Rohschwächungswert y(kΔt) von dem Detektor angewendet, um die Effekte aufgrund der nicht-idealen Antwort des Detektors zu beseitigen und den tatsächlichen oder gefilterten Wert xk der Schwächungsmessung zu berechnen. Der gefilterte Schwächungswert wird in einem anderen Array in dem Scheibenspeicher 27 gespeichert. Getrennte konstante Terme und Werte für Snk werden für die Samples aus jedem Detektor verwendet. Die Werte von Sn0 sind Null für das erste Sample von jedem Detektor während einer gegebenen wendelförmigen Abtastung des Patienten. Danach werden neue Werte für Snk für jeden Detektor jedes Mal dann berechnet, wenn ein anderer gefilterter Schwächungswert xk für einen gegebenen Scan abgeleitet wird.
• Es wird eine Rückprojektionstechnik verwendet, um ein Bild aus den gefilterten Daten für den ersten Scan der Wendel (Helix) zu rekonstruieren. Das neu gebildete Bild wird auf einem Monitor in der Sichtkonsole 29 dargestellt.
• Wenn jedoch Daten für einen anderen Scan innerhalb der Wendel zu bearbeiten sind, gestattet die Speicherung von Daten aus jedem Scan in einem getrennten File dem Computer-Prozessor 26 nicht, auf Daten aus dem vorhergehenden Scan zuzugreifen. Dies verhindert, dass man in der Lage ist, Werte für Snk aus den vorhergehenden Schwächungswerten zu berechnen. Somit wird für den ersten View von nachfolgenden einzelnen Scans in den wendelförmigen Scan oder für den ersten View, wenn die Bildrekonstruktion in der Mitte von einem wendelförmigen Scan beginnt, ein unterschiedlicher Kompensationsprozess verwendet. Dieser Prozess beinhaltet zwei Bearbeitungsdurchläufe durch die Scandaten.
• Der erste Durchlauf wird durchgeführt, um einen Satz von Snk Werten für den letzten Schwächungswert in der Scansequenz zu berechnen, die in der Bildrekonstruktion verwendet wird. Die Berechnung wird in einer ähnlichen Art und Weise ausgeführt, wie sie für den ersten Scan der Wendel verwendet wurde, außer dass gefilterte Werte nicht in einem Array gespeichert werden. Genauer gesagt, werden, wie in Fig. 7 gezeigt ist, die Werte für Sn0 zunächst im Schritt 60 auf Null gesetzt. Im Schritt 62 wird der erste Schwächungswert gewählt, und Gleichung (5) wird im Schritt 64 für einen gefilterten Wert gelöst.
• Der gefilterte Wert wird verwendet, um einen neuen Satz von Werten für die Variablen Snk im Schritt 66 zu berechnen. Die Programmausführung läuft in einer Schleife durch die Schritte 62-68, bis alle Schwächungswerte in dem Scan bearbeitet worden sind, und zu dieser Zeit läuft das Programm weiter zum Schritt 70. Am Ende des ersten Bearbeitungsdurchlaufes wird ein entstehender Satz von Werten für die vier Snk Variablen für den letzten View des Scans in dem Computer-Prozessorspeicher gespeichert.
• Wenn der Tisch, auf dem der Patient liegt, sich während einer einzelnen Umdrehung des Gestells nicht signifikant vorwärts bewegt, ist das Nachleuchten aus den letzten Views in aufeinanderfolgenden Scans ähnlich. Dies bedeutet, dass der entstehende Satz von Snk Werten für den ersten Durchlauf eine enge Näherung von Snk Werten für den letzten View in dem vorhergehenden Scan ist. Somit kann der entstehende Satz von Snk Werten verwendet werden, um einen gefilterten Wert aus dem ersten Strahlungsschwächungswert in dem gegenwärtigen Scan abzuleiten. Wenn jedoch alle entstehenden Werte verwendet werden, erscheinen gerade Streifen in dem rekonstruierten Bild. Es ist ermittelt worden, dass die Komponenten mit den kürzesten Zeitkonstanten signifikanter als andere Komponenten zu den Nachleucht-Artefakten beitragen. Als eine Folge haben relativ kleine Fehler in der Näherung von Snk für die Komponenten mit kürzerer Zeitkonstanten einen wahrnehmbaren Effekt in dem rekonstruierten Bild.
• Um die Streifenbildung zu vermeiden, werden nur die Snk Werte für die Abklingkomponenten mit längerer Zeitkonstante verwendet, um einen gefilterten Schwächungswert für den ersten View in den nicht-anfänglichen Wendelscans abzuleiten, und die Snk Werte für die Abklingkomponenten mit kürzerer Zeitkonstanten werden im Schritt 70 auf Null gesetzt. Für eine CT Detektor-Impulsantwort, die durch vier Zeitkonstanten τn von 1, 6, 40 und etwa 300 Millisekunden charakterisiert ist, werden die Snk Werte für die ersten zwei Abklingkomponenten (S&sub1;&sub0; und S&sub2;&sub0;) auf Null gesetzt. Die Snk Werte für die übrigen Abklingkomponenten (S&sub3;&sub0; und S&sub4;&sub0;) werden auf die entsprechenden resultierenden Werte aus dem Rohschwächungswert für den letzten View gesetzt, der durch den ersten Durchlauf bearbeitet worden ist. Im Schritt 74 wird der erste Schwächungswert des Scans gewählt und die Programmausführung läuft weiter zum Schritt 74 für den zweiten Durchlauf.
• Die gefilterten Werte werden während eines zweiten Bearbeitungsdurchlaufes durch die Rohschwächungswerte abgeleitet, wobei die gewählten Werte für Snk verwendet werden, um Daten aus den ersten View von dem Scan zu bearbeiten. Dann wird jeder Röntgen-Rohschwächungswert y(kΔt) in dem gegenwärtigen Scan in Gleichung (5) verwendet, um die Effekte aufgrund der nichtidealen Antwort des Detektors auszufiltern und den tatsächlichen oder gefilterten Wert xk für die Schwächungsmessung zu berechnen. Der die Schritte 74-81 umfassende zweite Durchlauf verwendet den gleichen allgemeinen Prozess, der in dem ersten Durchlauf verwendet wird. Genauer gesagt, werden getrennte konstante Terme und Werte für Snk für die Samples aus jedem Detektor verwendet, wobei neue Werte für Snk jedes Mal dann berechnet werden, wenn ein anderer gefilterter Schwächungswert Xk abgeleitet wird. Jedoch wird nun im Schritt 76 jeder gefilterte Schwächungswert als eine Array in dem Scheibenspeicher 27 gespeichert. Nach dem schleifenförmigen Durchlauf durch die Schritte 74-81, um jeden Schwächungswert in dem Scan zu bearbeiten, endet das Programm. Ein Bild wird dann aus der Array von gefilterten Werten rekonstruiert und auf einem Monitor in der Sichtkonsole 29 bildlich dargestellt.
• Es können mehrere Abänderungen der vorliegenden Nachleucht-Kompensationstechnik verwendet werden, um die Bearbeitungszeit zu verkürzen. In einem Fall kann die für den ersten Durchlauf erforderliche Zeit verkürzt werden, indem nicht alle Views in dem gewählten Scan bearbeitet werden. Wenn beispielsweise ein einzelner Scan der Wendel 984 Views hat und in einer · Sekunde ausgeführt wird, benötigt jeder View etwa eine Millisekunde. Deshalb kann eine Verwendung nur der letzten 584 Views für vernünftig genaue Näherungen der Snk Werte des letzten Views in dem vorhergehenden Scan sorgen, da die früheren Views in dem gegenwärtigen Scan einen minimalen Beitrag zu dem Nachleuchten aus dem letzten View haben. Obwohl die Verwendung we niger Views die für den ersten Durchlauf erforderliche Zeit weiterhin verkürzt, beginnen Artefakte in dem rekonstruierten Bild aufzutreten, wenn weniger und weniger Views verwendet werden.
• In einer weiteren Abänderung, um die Bearbeitungszeit zu verkürzen, kann die Anzahl der in dem ersten Durchlauf verwendeten Views verkleinert werden, indem Rohschwächungswerte für mehrere Views summiert werden und die Summe als ein einzelner View betrachtet wird, wenn Werte für Snk berechnet werden. Es ist verständlich, dass der Wert von Δt, der in den Gleichungen verwendet wird, in Proportion zu der Anzahl summierter Views anwächst. Für einen Scan mit 984 Views wurden zufriedenstellende Ergebnisse erzielt, indem benachbarte Gruppen von 4, 8, 24 und 41 Views summiert wurden, obwohl Gruppen in anderen Größen ebenfalls verwendet werden können. In diesem Fall werden die Views während des zweiten Bearbeitungsdurchlaufes nicht summiert.

Claims (5)

1. Verfahren zum Erzeugen eines Bildes in einem computerisierten Tomographiesystem, das eine Strahlungsquelle und einen Detektor zum Abtasten von Strahlung aus der Quelle und zum Erzeugen eines Ausgangssignals aufweist, das die abgetastete Strahlung darstellt, wobei der Detektor eine exponentiale Impulsantwort hat, die durch eine Anzahl von N Komponenten mit unterschiedlichen Zeitkonstanten charakterisiert ist, wobei das Verfahren die Schritte enthält:

Speisen der Strahlungsquelle,

Bewegen der gespeisten Strahlungsquelle und des Detektors in einer Anzahl von Umdrehungen um ein abzubildendes Objekt, wobei jede Umdrehung als ein Abtasten (Scan) bezeichnet wird, periodisches Sampeln des Ausgangssignals von dem sich bewegenden Detektor an einem Intervall Δt, um einen Satz von Strahlungs-Schwächungswerten zu gewinnen, sequentielles Anwenden des folgenden Ausdruckes:

wobei y(kΔt) den Strahlungs-Schwächungswert bezeichnet, der während des k-ten Intervalls während des Scans gewonnen wird, ßn = α" (1-e-Δt/τn), wobei αn die Stärke von einer Impulsantwortkomponente n mit der Zeitkonstanten Tn darstellt, und Snk = Xk-1 + eΔt/τn Sn(k-1), auf eine Anzahl von Strahlungs- Schwächungswerten, die während eines gegebenen Scans gewonnen werden, um einen Satz von Werten für Snk für den Strahlungs- Schwächungswert zu generieren,

Erzeugen einer Anzahl von gefilterten Werten xk durch Ausführen des obigen Ausdruckes für jeden Strahlungs- Schwächungswert für den gegebenen Scan, wobei wenigstens einer (S3k, S4k) der Werte in dem Satz für Snk, der für den vorherigen Scan berechnet ist, in dem Ausdruck (S3φ, S4φ) verwendet wird, der auf den Strahlungs-Schwächungswert angewendet wird, der zuerst während des Scans gewonnen wurde,

Rekonstruieren eines Bildes aus der Anzahl von gefilterten Werten.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei Werte von im wesentlichen Null für S1k und S2k verwendet werden, die den Komponenten mit den Zeitkonstanten der kürzesten Dauer entsprechen, und Werte in dem Satz von Werten für andere Variable Snk in dem Ausdruck verwendet werden, der für den Strahlungs-Schwächungswert angewendet wird, der zuerst während des gegebenen Scans gewonnen wurde.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei Werte in dem Satz von Werten für Variable Snk, die Komponenten mit Zeitkonstanten entsprechen, die kleiner als sieben Millisekunden sind, nicht in dem Ausdruck verwendet werden, der auf einen ersten gewonnenen Strahlungs-Schwächungswert in dem gegebenen Scan angewendet wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Antwort des Detektors zum Ableiten von Werten von αn und τn charakterisiert wird durch:

Erzeugen eines Strahlungsbündels von der Zeit t&sub0; bis zur Zeit t&sub1;,

periodosches Sampeln eines Signals, das durch den Strahlungsdetektor erzeugt wird, wobei dieses Sampeln auftritt, während das Strahlungsbündel erzeugt wird, und bis zur Zeit t&sub2; fortdauert, die später als die Zeit t&sub1; ist, um eine Anzahl von Signalsamples zu erzeugen,

Ermitteln einer Zeitkonstante τn für jede Komponente der Impulsantwort aus der Anzahl von Signalsamples,

Berechnen eines Röntgenfluss-Intensitätswertes Ψ aus einem Sampel, das zwischen den Zeiten t&sub0; und t&sub1; gewonnen wurde, und Ableiten eines Wertes für αn für jede Komponente der Impulsantwort aus den Signalsamples, die zwischen den Zeiten t&sub1; und t&sub2; gewonnen wurden gemäss dem Ausdruck:

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Schritt des Ableitens von αn, enthält:

a) Verwenden des berechneten Röntgenfluss-Intensitätswertes zum Normieren von Signalsamples, die zwischen t&sub1; und t&sub2; gewonnen wurden, und dann Bilden des Logarithmus der normierten Signalsamples,

b) Auswählen eines normierten Signalsamples, das zu einer Zeit T gewonnen wurde, zu der alle Komponenten der Impulsantwort vernachlässigt werden können, ausser derjenigen Komponente, die die längste Zeitkonstante tn hat,

c) Lösen des Ausdruckes log [y(T)] - log αn - (T/τn) für αn,

d) Entfernen der Effekte der Komponente der Impulsantwort, die die längste Zeitkonstante τn hat, aus den Signalsamples,

e) sukzessives Wiederholen der Schritte b) bis d) für jede verbleibende Komponente der Impulsantwort in fallender Ordnung der Zeitkonstantenlänge, wobei zu jeder Zeit, zu der der Schritt d) ausgeführt wird, die Effekte der verbleibenden Komponente mit der längsten Zeitkonstanten τn aus den normierten Signalsamples entfernt werden.