DE2804158C2 - - Google Patents
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- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
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- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
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- G—PHYSICS
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- Y10S378/901—Computer tomography program or processor
Description
Die Erfindung geht aus von einem Tomographiegerät nach dem
Oberbegriff des Patentanspruches 1.
Aus der Zeitschrift "Proceedings of the IEEE",
Vol. 15, Nr. 1, Jan. 1977, Seiten 89-107 ist ein
derartiges Tomographiegerät bekannt, das alle von
einem Schnittbereich erhaltenen Projektionsdaten-
Signale einer Filterung und Rückprojektion unterwirft,
um so das Bild dieses Schnittbereiches zu
rekonstruieren.
Weiterhin beschreibt die DE-OS 24 39 847 ein
Tomographiegerät, bei dem ebenfalls ein gesamter Schnittbereich
abgetastet wird, um ein Bild dieses Schnittbereiches
zu gewinnen.
Bei einem solchen herkömmlichen Tomographiegerät werden die
Projektionsdaten von Strahlenbündeln
gewonnen, welche einen Schnittbereich des Untersuchungsobjekts
parallel hierzu und in festen Richtungen unter verschiedenen
Winkeln durchdringen, worauf die Projektionsdaten für die
Berechnung modifizierter Projektionsdaten gefiltert werden.
Durch Rückprojektion auf der Basis dieser modifizierten
Projektionsdaten wird ein modifiziertes
Rekonstruktionsbild erhalten, das auf einer Anzeigeeinheit
wiedergegebenen wird. Die Filterung wird durchgeführt, um etwaige
Bildunschärfe auszuschalten, die auftreten kann, wenn die
Projektionsdaten ohne Weiterverarbeitung rückprojiziert werden.
Es sind bereits verschiedene Verfahren bekannt, nach
denen ein Bild aus modifizierten Projektionsdaten rekonstruiert
werden kann. Für diesen Zweck eignen sich unter anderem das
Faltungsverfahren und das Filter-Rückprojektionsverfahren.
Da diese Verfahren an sich bekannt sind, brauchen
sie im folgenden nicht im einzelnen erläutert zu werden. Bei
den bisherigen Rekonstruktionsverfahren werden
für die Faltung und Filterung, eine Fouriertransformation,
eine inverse Fouriertransformation
und die erwähnte Rückprojektion durchgeführt,
wobei das Integrationsintervall die Gesamtfläche einer das
Untersuchungsobjekt kreuzenden bzw. in Querrichtung durch dieses
hindurchgehenden Ebene einschließt und die Rekonstruktion des
Bilds ausschließlich mittels dieser Operation erfolgt.
Bei der Wiedergabe des Inneren des Untersuchungsobjekts,
z. B. bei der Untersuchung des Körperinneren
eines Patienten, braucht jedoch in vielen Fällen
nicht die Gesamtquerschnittfläche dargestellt zu
werden, vielmehr reicht häufig eine teilweise
Darstellung aus, nämlich eines bestimmten, zu
untersuchenden Teilbereichs. Dennoch wird bei den bisherigen
Tomographiegeräten auch für die unnötigen
Abschnitte eine Bildrekonstruktion durchgeführt, was
sich als ziemlich zeitraubend erweist.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein
Tomographiegerät zu schaffen, das eine Verkürzung der
Rechenzeit und des Rechenaufwandes erlaubt und dennoch
einen interessierenden Teilbereich mit hoher
Bildqualität wiedergeben kann.
Diese Aufgabe wird bei einem Tomographiegerät nach
dem Oberbegriff des Patentanspruches 1 erfindungsgemäß
durch die in dessen kennzeichnendem Teil
enthaltenen Merkmale gelöst.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben
sich aus den Patentansprüchen 2 bis 4.
Die Eingabeeinheit ermöglicht es, solche Daten in
das Tomographiegerät einzugeben, die einen
interessierenden Teilbereich des Aufnahmeobjektes
bezeichnen, d. h., mittels der Eingabeeinheit kann
ein ganz bestimmter Teilbereich eines Schnittbereiches
festgelegt werden, auf dessen Untersuchung
das Tomographiegerät eingestellt ist. Durch die
Auswahleinrichtung wird erreicht, daß nur solche
Projektionsdaten-Signale verarbeitet werden, welche
durch den interessierenden Teilbereich und zwei
unmittelbar benachbarte Zonen auf beiden Seiten dieses
interessierenden Teilbereiches verlaufen sind; der
interessierende Teilbereich und diese benachbarten
Zonen bilden dabei eine Fläche, die kleiner als die
Schnittfläche des Aufnahmeobjektes ist. Durch die
Erfindung ist es möglich, einen speziell interessierenden
Teilbereich herauszugreifen und nur die Projektionsdaten-
Signale zu verarbeiten, die diesen Teilbereich
und die beiden unmittelbar benachbarten
Zonen auf beiden Seiten des Teilbereichs betreffen.
In der Praxis können diese benachbarten Zonen etwa
1% der Schnittfläche betragen, so daß eine wesentliche
Verkürzung der Rechenzeit und des Rechenaufwandes
ohne Beeinträchtigung der Bildqualität
erreicht wird.
Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsformen der
Erfindung anhand der beigefügten Zeichnung näher
erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild zur Darstellung der
allgemeinen Konfiguration des Tomographiegeräts,
Fig. 2 eine graphische Darstellung der Beziehung
zwischen einer
Schnittfläche eines Untersuchungsobjekts,
Koordinatensystemen als Basis für die Operation
und den Projektionsrichtungen von
Strahlenbündeln,
Fig. 3 eine graphische Darstellung einer Schnittfläche
mit einem vorbestimmten Teilbereich
und Integrationsintervallen, die bei der
Berechnung der modifizierten Projektionsdaten
festgelegt werden,
Fig. 4 eine Kennlinie einer Filterfunktion im Frequenzraum,
Fig. 5 eine Kurve der Filterfunktion gemäß Fig. 4 im
reelen Raum,
Fig. 6 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen
den Projektionsdaten, der Filterfunktion
im reelen Raum und den Integrationsintervallen,
Fig. 7 eine beispielhafte graphische Darstellung der
Relativpositionen von Projektionsdaten und Filterfunktion
im Frequenzraum,
Fig. 8 ein Blockschaltbild einer abgewandelten Ausführungsform
des Rückprojektionssystems,
in welchem die Faltung für die Berechnung
der modifizierten Projektionsdaten angewandt wird,
und
Fig. 9 ein Blockschaltbild eines weiter abgewandelten
Rückprojektionssystems, bei dem
das beim Filter-Rückprojektionsverfahren angewandte
Rechenverfahren zur Berechnung der modifizierten
Projektionsdaten herangezogen wird.
Bei einer ersten, im folgenden zu beschreibenden Ausführungsform
der Erfindung wird eine Faltung
für die Gewinnung modifizierter Projektionsdaten
aus den Projektionsdaten angewandt, während bei einer zweiten
Ausführungsform der Erfindung für denselben Zweck ein im
Filter-Rückprojektionsverfahren enthaltenes Rechenverfahren
angewandt wird.
Bei der in Fig. 1 schematisch dargestellten Vorrichtung liefert
eine Strahlenquelle 10 eine Anzahl von fächerartig
aufgespreizten Strahlenbündeln 14, die auf einer dünnen Querschnittsschicht
eines Untersuchungsobjekts - im folgenden "Schnittfläche" 12 genannt -,
projiziert und nach dem Durchdringen dieser Schnittfläche 12 von Detektoren 16
erfaßt werden. Die Strahlenquelle 10 und die Detektoren 16
werden durch einen Abtaster 18 zur Drehung in einer durch einen
Pfeil 19 angedeuteten Richtung angetrieben, wobei ein Satz
von Strahlenbündeln 14 mit jeweils festem Winkel zueinander
projiziert bzw. ausgestrahlt wird und dieses Strahlenbündel
14 die Schnittfläche 12 durchdringen.
Der an sich bekannte Abtaster 18 braucht an dieser Stelle nicht
näher erläutert zu werden.
Die den einzelnen Strahlenbündeln 14 jeweils einzeln
zugeordneten Detektoren 16 fangen die jeweils zugeordneten
Strahlenbündel ab und liefern elektrische Signale, welche die
Stärke der übertragenen bzw. durchgelassenen Strahlenbündel
angeben. Die Detektoren 16 bilden zusammen mit einem Analog/
Digital-Wandler 20 eine Detektoreinrichtung 21, bei
welcher der Wandler 20 Projektionsdaten liefert, welche die
Projektionen der Strahlungsabsorptions-Koeffizienten an
verschiedenen Teilen der Strahlengänge der Strahlenbündel 14
darstellen. Diese Projektionsdaten werden in einem Speicher 22
gespeichert.
Im folgenden sind die Projektionsdaten anhand Fig. 2
näher erläutert. Gemäß Fig. 2 liegt die Schnittfläche 12
parallel zur Zeichnungsebene, in welcher zwei rechteckige
Koordinatensysteme (x, y) und (X, Y) angeordnet sind, die um
einen passend gewählten Punkt O als Ursprung unter einem Winkel
R gegeneinander verdreht sind. Das Koordinatensystem (x, y)
ist auf der Schnittfläche 12 festgelegt, während die
Drehung der Strahlenquelle 10 begleitende Koordinatensystem
(X, Y) eine Drehung über denselben Winkelbetrag durchführt
wie die Strahlenbündel 14.
Ein von der Strahlenquelle 10 (Fig. 1) emittiertes Strahlenbündel
14 fällt durch einen Punkt (X, O) im Koordinatensystem
(X, Y), durchdringt den Schnittbereich
12 längs einer parallel zur Y-Achse liegenden Bahn und wird
durch den betreffenden, nicht dargestellten, im Strahlengang
angeordneten Detektor 16 aufgefangen. Ein in Vorwärtsrichtung
längs der Y-Achse gemäß Fig. 2 angeordnetes rechtwinkliger Koordinatensystem
(X, g) stellt ein Koordinatensystem dar, in welchem
die normale Strecke zwischen der Y-Achse und dem Strahlenbündel
14 auf der Abszisse und die Größe der durch
die Meßeinrichtung 21 gelieferten Projektionsdaten g auf der
Ordinate liegen, wobei der eingezeichnete Balken
"g" die aus dem Strahlenbündel 14 gewonnenen Projektionsdaten
angibt.
Gemäß Fig. 1 emittiert die Strahlenquelle 10 bei ihrer
Drehung um die Schnittfläche 12 jeweils unter einem festen
Winkel R gegeneinander aufgefächerte Strahlenbündel 14, so
daß eine Anzahl von Projektionsdaten mittels einer Anzahl von
Strahlenbündeln gewonnen werden kann, welche die Schnittfläche
12 in verschiedenen Richtungen durchdringen. In Fig. 2
ist mit "g" einen Projektionsdatenwert von einem Strahlenbündel
14 aller Strahlenbündel angedeutet, welche unter
Schneiden der X-Achse an einem Punkt (X, O) die Schnittfläche
durchdrungen haben, während sie unter Drehung über einen
Winkelbetrag entsprechend dem Winkel R in Richtung der Y-Achse
projiziert worden sind. Da sich die Größe von "g" in Abhängigkeit
von X und R ändern kann, wird sie auch als "g(X, R )" bezeichnet.
Von den genannten Strahlenbündeln schneiden diejenigen,
die parallel zum dargestellten Strahlenbündel projiziert werden,
die X-Achse an verschiedenen Stellen. Beim Koordinatensystem
(X, g) gemäß Fig. 2 sind die verschiedenen, zu beschreibenden
Größen g(X, R) zur Vereinfachung der Darstellung nicht
einzeln veranschaulicht, doch ist in Fig. 2 eine Hüllkurve
dieser Größen in Form eines Projektionsprofils 24 gezogen.
Die Größen g(X, R), welche verschiedene Richtungen X bei
bestimmtem Winkel R umfassen, werden im folgenden gemeinsam
als Satz von Projektionsdaten bezüglich des Winkels R bezeichnet.
Die genannten Größen sind Abtastdaten entsprechend dem
Projektionsprofil 24. Theoretisch sollten die Projektionsdaten
zur Lieferung des genannten Projektionsprofils 24 in engen
Abständen gemessen werden, was sich jedoch in der Praxis als
ungünstig erweist, weil die Messung, ebenso wie die anschließend
durchzuführende Operation, hierbei zuviel Zeit erfordern
würde. Infolgedessen werden die Projektionsdaten durch Abtastung
mit einer praktisch zweckmäßigen Frequenz gewonnen, und das
Bild der Schnittfläche wird auf der
Grundlage dieser Daten rekonstruiert und wiedergegeben.
Der Speicher 22 gemäß Fig. 1 umfaßt einen Programmspeicherabschnitt
für die Speicherung des Programms eines Datenspeicherrechners
bzw. einer Zentralprozessoreinheit 26 zur Klassifizierung
der Projektionsdaten aus einer Anzahl von Strahlenbündeln
entsprechend den verschiedenen Winkeln R
(Fig. 2) gemäß den vorbestimmten bzw. festgelegten Projektionsrichtungen
und somit der verschiedenen Winkel R und zur
Speicherung dieser Projektionsdaten. Weiterhin umfaßt dieser
Speicher einen h(X)-Datenspeicherabschnitt für die noch zu
beschreibende Filterfunktion h(X) und einen Speicherabschnitt
für das rekonstruierte Bild. Der Datenspeicherrechner 26
führt eine Operation zum Filtern und zur Rekonstruktion
des Bilds auf der Grundlage der Projektionsdaten
durch, worauf die Ergebnisse im Speicherabschnitt für das
rekonstruierte Bild gespeichert werden.
Im folgenden ist nunmehr das Prinzip der bei dieser Ausführungsform
anwendbaren Filteroperation beschrieben. Fig. 3
zeigt ebenso wie Fig. 2 die Schnittfläche 12
des Untersuchungsobjekts und das Projektionsprofil 24,
das aus einer Anzahl von gemeinsam durch einen Pfeil 27
angedeuteten Strahlenbündeln abgeleitet worden ist. Es
ist ein in der Schnittfläche 12 enthaltener Teilbereich 28
dargestellt, dessen bildmäßige Wiedergabe angestrebt wird.
Ein Profil 32 modifizierter Projektionsdaten q(X, R )
(durch Abtastung ermittelt) dient
für die noch näher zu beschreibende
Filterung der einzelnen Projektionsdaten g(X, R ),
Diese Daten sind in Fig. 3 mit g und q bezeichnet.
In den Profilen 24 und 32 entspricht ein auf der X-Koordinate
liegender Bereich von X 2 bis X 3 dem Teilbereich 28.
Bei der dargestellten Ausführungsform stützt sich die
Operation zur Berechnung der modifizierten Projektionsdaten q(X, R )
anhand der einzelnen Projektionsdaten g(X, R ) auf folgende
Gleichung:
Hierbei gilt:
worin h(X) eine Filterfunktion für den realen Raum, H( ω )
eine fouriertransformierte von
h(X), " l " eine
Kreisfrequenz und X′ eine Veränderliche bedeuten, welche in die
durch Gleichung (1) angegebene Faltung
eingeführt ist. Die Gleichungen (1) und (2) sind nachstehend
noch näher erläutert.
Der Ausgangspunkt für Gleichung (1) ist die folgende Gleichung
für die an sich bekannte Filteroperation:
In dieser Gleichung bedeuten ω die in Verbindung mit Gleichung
(2) genannte Kreisfrequenz, |ω| eine Filterfunktion für den
Frequenzraum und "i" die imaginäre Einheit. Wie aus Gleichung
(3) hervorgeht, bezieht sich die Integration nach Gleichung
(3) auf die Schnittfläche 12 des
Untersuchungsobjekts, und sie ist für die mit den Strahlenbündeln
bestrahlte Gesamtfläche durchzuführen.
In obiger Gleichung vergrößert sich |ω| für Divergenz mit einer
Vergrößerung des Absolutwerts von ω . Da die Filterfunktion
|ω| nicht unverändert angewandt werden kann, wird stattdessen
eine Funktion H ( ω ) benutzt, die sich außerhalb eines festen
Bereichs von ω gemäß Fig. 4 asymptotisch Null annähert.
Entsprechend den obigen Überlegungen kann Gleichung (3) wie
folgt umgeschrieben werden:
Gleichung (4) wird zur Vereinfachung der
Integration weiter transformiert in:
worin h(X) und X′ dieselbe Bedeutung besitzen wie in Gleichungen
(1) und (2).
Die Fig. 4 und 5 veranschaulichen graphische Darstellungen
von H( ω ) und h(X). Eine Kurve 30 in Fig. 3 bezeichnet die
Filterfunktion h(X). Fig. 6 veranschaulicht in vergrößerter
Darstellung das Projektionsprofil 24 und die Filterfunktion
30, d h. h(X) gemäß Fig. 3. In Fig. 6 ist die Filterfunktion
h(X) in Richtung der X-Achse auf einen Punkt X′ verschoben
und in Form von h(X-X′) angegeben. Das vorher genannte
Integral (5) gibt an, daß die Hälfte des Integrals des Produkts
aus g(X′, R ) in der Position X′ und der genannten Größe h(X-X′)
in Bezug auf X′ gleich q(X), R ) ist.
Aus Gleichung (5) geht weiterhin hervor, daß h(X) gegen Null
konvergiert, wenn der Absolutwert von X zunimmt, so daß die Größe
von g(X′, R )h(X-X′) gegen Null konvergiert, wenn sich X stärker
von X′ unterscheidet. Das Integrationsintervall gemäß Gleichung
(5) kann daher entsprechend variiert werden von -∞ ∿ +∞ in X α ∿ X β .
Dieses Intervall ist so festgelegt, daß die Änderung des
Integrationsintervalls innerhalb des Intervalls X α ∿ K β die Qualität
des wiedergegebenen Bilds des Teilbereichs verändern kann,
doch wird durch Änderung des Intervalls über das Intervall X α ∿ X β
die Bildqualität nicht verändert, d. h. diese Änderung ist für
die Dichte des wiedergegebenen Bilds des Teilbereichs indifferent.
Infolgedessen wird bei der dargestellten Ausführungsform die
tatsächliche Operation mit einem Integrationsintervall durchgeführt,
das auf X α ∿ X β reduziert ist. Dieses reduzierte Integrationsintervall
entspricht somit Gleichung (1).
Die vorstehenden Ausführungen lassen sich anhand von Fig. 6 noch
ergänzen. Fig. 6 veranschaulicht einen Fall, in welchem eine
Projektionsdateneinheit g(X′) durch die Filterfunktion h(X)
modifiziert ist. Die Filterfunktion h(X) ist dabei um X′ in
Richtung der X-Achse verschoben. Wie erwähnt, konvergiert h(X-X′)
am rechten und am linken Ende der graphischen Darstellung zu Null.
Die Zone zwischen X 2 und X 3 liegt in einem Bereich von Strahlenbündeln,
die den für die Wiedergabe gewählten Teilbereich 28 der Schnittfläche
durchdrungen haben. Eine Modifizierung der Projektionsdaten
g(X, R ) sollte dabei nur für die Strahlenbündel erfolgen,
welche durch den Bereich X 2 bis X 3 durchgedrungen sind. Um jedoch
die Projektionsdatenwert g 2 am einen Ende X 2 dieses Bereichs X 2 bis
X 3 praktisch vollständig zu modifizieren, sollte eine Integration
bis zur Position von X α , d. h. bis zur Position X 1, durchgeführt werden,
in welcher der Mittelpunkt der Filterfunktion h(X) der
Position X 2 überlagert ist. Für die zufriedenstellende Modifizierung
der Projektionsdatenwert g 3 am anderen Ende X 3 der
Zone zwischen X 2 und X 3 sollte ebenfalls eine Integration bis zur
betreffenden Position von X β , d. h. X 4, vorgenommen werden.
Die Positionen von X 1 und X 4 in Fig. 3 und 6 sind Punkte
entsprechend dieser Bedeutung.
Bei Wiederholung der beschriebenen Operation können Sätze
einer Anzahl modifizierter Projektionsdaten q(X, R ) bezüglich
der im Profil 24 enthaltenen und durch verschiedene Punkte
auf der X-Achse durchgedrungenen Strahlenbündel gewonnen
werden. In Fig. 3 ist eine Hüllkurve bzw. ein Profil 32 für
diese Daten q(X, R ) angegeben. Diese Daten sollten nur in
Bezug auf X innerhalb des Bereichs von X 2 bis X 3 abgeleitet
werden. Nachdem das Profil 32 bezüglich eines bestimmten Winkels
R (Fig. 3) abgeleitet worden ist, werden die Profile fortlaufend
für verschiedene Werte von R ermittelt. Die so gewonnenen,
modifizierten Projektionsdaten werden im Speicher 22 gemäß Fig. 1
gespeichert.
Die Zentralprozessoreinheit 26 gemäß Fig. 1 liest die modifizierten,
mittels der beschriebenen Filteroperation berechneten
Projektionsdaten q(X, R ) aus dem Speicher 22 aus und führt die
Operation für die Bildrekonstruktion entsprechend folgender
Gleichung durch:
in welcher bedeutet
X = x · cos R + y sin R
Anhand von Gleichung (6) wird ein Strahlungsabsorptions-
Koeffizient f(x, y) an einen wahlfreien Punkt (x, y) im
Teilbereich 28 gemäß Fig. 3 erhalten. Durch Durchführung dieser
Operation für verschiedene Punkte im Teilbereich 28 können
die Absorptions-Koeffizienten an verschiedenen Teilen bzw.
Stellen dieses Bereichs ermittelt werden, so daß ein zweidimensionales
Bild variabler Dichte dieses Bereichs rekonstruiert
wird. Die nach Gleichung (6) berechneten rekonstruierten
Bilddaten werden im entsprechenden Speicherabschnitt des genannten
Speichers 22 gespeichert, nach Bedarf ausgelesen, durch einen
Digital/Analog-Wandler 34 in ein Analogsignal umgewandelt und
an Anzeigeeinheiten 36 und 38 wiedergegeben. Bei der beschriebenen
Ausführungsform werden die Daten zur Wiedergabe durch
einen Drucker 38 ausgedruckt und auf einer Kathodenstrahlröhre
oder dgl. dargestellt. Eine Eingabeeinheit 40 dient zur Speisung
des Rechners 26 mit verschiedenen Befehlen von außen her,
beispielsweise zur Bezeichnung des bestimmten
wiederzugebenden Bereichs 28 des Untersuchungsobjekts. Fig. 8
ist ein beispielsweise die Faltung
darstellendes Blockschaltbild einer bei der erfindungsgemäßen
Vorrichtung verwendeten Rekonstruktionsprozessor-Einheit.
Ein Projektionsdatenspeicher 50 speichert als Abtastdaten eine
Anzahl von Projektionsdaten g(X, R ) in für die verschiedenen
Winkel R gesammelten Sätzen. Ebenso speichert ein Filterfunktionsdatenspeicher
52 die Abtastdaten der Filterfunktion h(X). Ein
Modifikationsdatenspeicher 54 speichert Sätze von modifizierten
Projektionsdaten q(X, R ), welche jeweils einzeln den Projektionsdatensätzen
entsprechen, während ein Rekonstruktionsdatenspeicher
56 Daten für die Absorptionskoeffizienten an
verschiedenen Stellen im Teilbereich der Schnittfläche speichert,
die durch Rückprojektion abgeleitet wurden.
Diese Speicher befinden sich sämtlich in der Speichereinheit
22 gemäß Fig. 1.
Eine erste Adressensteuereinheit 57 dient dazu, die Adressen
des Projektionsdatenspeichers 50 und des Filterfunktionsdatenspeichers
52 zu bezeichnen, die Daten aus den jeweils bezeichneten
Speicheradressen mittels einer nicht dargestellten
Ausleseschaltung herauszulesen und die Daten einer Multiplizierschaltung
58 zuzuleiten. Letztere multipliziert die beiden
Daten miteinander und liefert das Produkt zu einer
Addierschaltung 60, in welcher die Rechenergebnisse der
Multiplizierschaltung 58 mit jedem Winkel R , durch die Projektionsdaten
g(X, R ) angegeben, addiert werden, um anschließend
zum Speicher 54 für modifizierte Projektionsdaten geleitet zu
werden. Der Speicher 54 speichert die Rechenergebnisse der
Addierschaltung 60 in der durch die erste Adressensteuerung
57 bezeichneten Adresse. Diese Operationen werden fortlaufend
für die Projektionsdaten g(X, R ) entsprechend jedem Winkel R
durchgeführt. Die erste Adressensteuereinheit 57, der Projektionsdatenspeicher
50, der Filterfunktionsdatenspeicher 52, die
Multiplizierschaltung 58, die Addierschaltung 60 und der
Modifikationsdatenspeicher 54 bilden somit eine Rechenanlage für
modifizierte Daten zur Durchführung der Faltung nach
Gleichung (1).
Eine zweite Adressensteuereinheit 62 dient dazu, die Adressen des
Modifikationsdatenspeichers 54 fortlaufend zu bezeichnen, die
Daten bezüglich der gewünschten Größe X aus einer Anzahl von
modifizierten Projektionsdaten entsprechend sich ändernden
Winkeln R auszulesen und die Daten einer zweiten Addierschaltung
64 zuzuführen. Die Additionsergebnisse der
Addierschaltung 64 werden in der durch die zweite Adressensteuereinheit
62 bezeichneten Adresse des Rekonstruktionsdatenspeichers 56
gespeichert. Diese Operation wird bei jedem kleinen Teil
des Teilbereichs 28 wiederholt. Die zweite Adressensteuereinheit
62, deren Modifikationsdatenspeicher 54, die zweite
Addierschaltung 64 und der Rekonstruktionsdatenspeicher 56 bilden
ein Rückprojektionssystem zur Durchführung der Berechnung nach
Gleichung (6).
Die mit Ausnahme der Speicher gemäß Fig. 8 in Blöcken, d. h.
der ersten Adressensteuerung 57, der Multiplizierschaltung 58,
der Addierschaltung 60, der zweiten Adressensteuereinheit 62 und
der Addierschaltung 64 überlassenen Operationen können
ausschließlich durch den Rechner 26 gemäß Fig. 1 durchgeführt werden.
Wenn der Teilbereich 28 (Fig. 3) der Schnittfläche mittels
der Eingabeeinheit 40 bezeichnet wird, wird den beiden
Adressensteuereinheiten 57 und 62 gemäß Fig. 8 ein Bezeichnungssignal 66
zugeliefert. Bei Speisung mit dem den Teilbereich bezeichnenden
Signal 66 führt die erste Adressensteuereinheit 57 eine Adressenbezeichnung
durch, um nur die Daten bezüglich der Bereiche
X 1 bis X 4 gemäß Fig. 3 aus dem Projektionsdatenspeicher 50 und
der Filterfunktionsdatenspeicher 52 auszulesen.
Bei Eingang des den Teilbereich bezeichnenden Signals 66 führt
die zweite Adressensteuereinheit 62 eine Adressenbezeichnung durch,
um aus dem Modifikationsdatenspeicher 54 nur die Daten
bezüglich des Bereichs entsprechend dem Teilbereich 28 gemäß
Fig. 3, d. h. X 2 bis X 3, auszulesen. Die Operation für die
Rückprojektion wird in diesem Fall durch Addition
der modifizierten Projektionsdaten q(X, R ) bei verschiedenen
Winkeln R in bezug auf eine vorgegebene bzw. vorbestimmte
Größe von X(x · cos R + y · sin R ) durchgeführt, wobei die Addition
für verschiedene Punkte (x, y) innerhalb der Erstreckung des
Teilbereichs 28 erfolgt.
Diese Operationen werden, wie erwähnt, nur
für den bezeichneten Teilbereich durchgeführt, indem
als Ausgangspunkte die Projektionsdaten benutzt werden, die
von den einen etwas weiteren, diesem Bereich entsprechenden
Erstreckungsbereich durchdringenden Strahlenbündeln gewonnen
wurden, so daß die für die Bildrekonstruktion erforderliche
Zeit beträchtlich verkürzt werden kann. Obgleich hierbei die
für die Rekonstruktion verfügbaren Daten möglicherweise auf
eine kleine Zahl von Daten beschränkt sein können, die innerhalb
eines engen Bereichs abgeleitet worden sind, tritt in
keinem Fall eine Verschlechterung der Güte des wiedergegebenen
Bilds auf.
Die beschriebene Ausführungsform ist verschiedenen Abwandlungen
zugänglich. Beispielsweise können für die Einrichtung
zum Durchstrahlen des Untersuchungsobjekts in mehreren verschiedenen
Richtungen entweder parallele oder fächerförmige
Strahlenbündel verwendet werden. Weiterhin können dabei Verfahren
angewandt werden, bei denen das Untersuchungsobjekt von außen
her mittels einer Drehbewegung oder einer parallelen Bewegung
des Strahlprojektionsmechanismus oder mittels einer Kombination
dieser beiden Bewegungsarten bestrahlt oder aber das
Untersuchungsobjekt von innen her durchleuchtet wird.
Anstelle des für allgemeine Zwecke vorgesehenen Rechners kann
ersichtlicherweise eine spezielle Steuervorrichtung
verwendet werden.
Im folgenden ist eine zweite Ausführungsform der Erfindung
beschrieben, bei welcher ein Filterrückprojektionsverfahren
für die Berechnung der
modifizierten Projektionsdaten benutzt wird. Da die Darstellungen
gemäß Fig. 2 und 3 sowie die vorstehende Beschreibung
der ersten Ausführungsform auch für diese abgewandelte
Ausführungsform gelten, kann auf eine nochmalige Erläuterung
der Koordinatensysteme, der Projektionsdaten, der modifizierten
Projektionsdaten und des Projektionsprofils verzichtet
werden. Die den Gesamtaufbau der Vorrichtung zeigende Fig. 1
und die die Filterfunktion H( ω ) im Frequenzbereich
veranschaulichende Fig. 4 sind ebenfalls anwendbar.
Bei dieser Ausführungsform werden die modifizierten Projektionsdaten
q(X, R ) aus den einzelnen Daten g(X, R ) nach folgender
Gleichung berechnet:
Gleichung (7) wird wie folgt abgeleitet: Im allgemeinen wird
Gleichung (1) für die Ableitung unter Gewinnung der modifizierten
Daten q(X, R ) aus den Projektionsdaten g(X, R ) angewandt,
während Gleichung (1) aus denselben Gründen, wie bei der zuerst
beschriebenen Ausführungsform erläutert, durch Einfügung von
H ( ω ) für |ω| zu Gleichung (4) umgeschrieben wird. Gleichung (4)
läßt sich sodann wie folgt umschreiben:
worin gilt:
In obiger Gleichung bedeutet G( ω , R ) die
Fouriertransformierte von g(X, R ).
Gemäß den Grundsätzen der gefilterten Rückprojektion werden die
Projektionsdaten g(X, R ) durch Fouriertransformation
in den Frequenzbereich transformiert, in diesem Bereich mit
der Filterfunktion H( ω ) multiplizierte, durch inverse
Fouriertransformation zur Berechnung der
modifizierten Projektionsdaten tranformiert und für die
Rekonstruktion eines Bilds des Schnittbereichs
rückprojiziert.
Fig. 7 zeigt Beispiele für die Funktionen G( ω , R ) und H( ω ),
wie sie in den Gleichungen (8) und (9) benutzt werden. Gemäß
den Fig. 4 und 7 konvergiert H( ω ) mit einer Zunahme des Absolutwerts
von ω . An diesem Punkt konvergiert daher auch G( ω , R )H( ω ),
während die nach Gleichung (8) berechnete Größe q(X, R ) zu einem
Wert konvergiert, der durch X, R und H( ω ) bestimmt wird. Hieraus
geht hervor, daß die Größe q(X, R ) anhand von Gleichung (7)
berechnet werden kann, indem anstelle der Größe von G( ω , R )
nach Gleichung (9) die Größe von G′( ω , R ) eingesetzt wird, die
unter Heranziehung der nachstehenden Gleichung (10) berechnet
wurde, welche durch Änderung des Integrationsbereichs von G( ω , R )
auf einen entsprechend gewählten Bereich X α ∿ X β erhalten wird.
Hierbei kann dieser Integrationsbereich X α ∿ X β auf einen engen
Bereich festgelegt werden, so daß die Qualität eines wiedergegebenen
Bilds auf der Grundlage der Größe q(X, R ), berechnet
anhand von Gleichung (7) unter Heranziehung von G′( ω , R )
im Vergleich mit der Güte eines wiedergegebenen Bilds, das
unter Benutzung von G′( ω , R ) nach Gleichung (8) erhalten
wird, nicht verschlechtert oder beeinträchtigt wird:
Der Integrationsbereich X α ∿ X β nach obiger Gleichung (10) wird
auf der Grundlage der vorstehenden Überlegung bestimmt.
Unter Benutzung von Gleichung (7) wird die Größe von q(X, R )
für jede der verschiedenen Größen von X im Bereich X 2 ∿ X 3
gemäß Fig. 3 ermittelt. Sodann wird die Größe von R variiert,
wobei der Wert bzw. die Größe der modifizierten Projektionsdaten
q(X, R ) in Bezug auf jeden der verschiedenen Werte von
R bestimmt wird, die unter den gesamten Teilbereich 28 fallen.
Für die verschiedenen Punkte (x, y) im Teilbereich 28 wird eine
Rückprojektion auf der Grundlage von Gleichung (6) entsprechend
q(X, R ) durchgeführt, um die Rekonstruktion und Wiedergabe des
Teilbereichs 28 zu ermöglichen. Dies stellt dieselbe Operation
dar wie bei der vorher beschriebenen Ausführungsform. Der
Integrationsbereich X 1 ∿ X 4 in Fig. 3 entspricht nahezu einem Bereich,
der durch die Filterfunktion H( l ) in entsprechender Beziehung
zum Integrationsbereich gemäß Gleichung (10) wesentlich beeinflußt
wird.
Bei dieser Ausführungsform soll außerdem die Filteroperation
nur in bezug auf einen etwas weiteren Bereich durchgeführt
werden, welcher dem Teilbereich der Schnittfläche entspricht,
um dadurch eine zufriedenstellende Wirkung der Filterung zu
gewährleisten. Ebenso soll die Rückprojektion
nur für den Teilbereich erfolgen, so daß Rekonstruktion
und Wiedergabe des Bilds des Teilbereichs innerhalb einer
kurzen Zeitspanne und ohne Beeinträchtigung der Bildqualität
erfolgen können.
Im folgenden ist anhand von Fig. 9 ein Blockschaltbild für
die bei der abgewandelten Ausführungsform vorgesehene
Rekonstruktionsprozessoranordnung erläutert, wobei in Fig. 9 die den Blöcken
von Fig. 8 entsprechenden Blöcke mit denselben Bezugsziffern
wie dort bezeichnet sind. Der Projektionsdatenspeicher 50
speichert die Projektionsdaten g(X, R ) in Bezug auf die
variierenden Winkel R als Abtastdaten für das Profil 24.
Der Filterfunktionsdatenspeicher 52 speichert die Abtastdaten
der der Fouriertransformation unterworfene
Filterfunktion H( ω ). Der Modifikationsdatenspeicher 54 speichert
Ätze von modifizierten Projektionsdaten q(X, R ) entsprechend
verschiedenen Werten von R . Weiterhin speichert der Rekonstruktionsdatenspeicher
56 die Absorptionskoeffizienten an
verschiedenen Punkten im Teilbereich der Schnittfläche des
Untersuchungsobjekts, die anhand der Rückprojektionsrechnung
abgeleitet wurden. Diese Speicher 50, 52, 54 und 56 sind sämtlich
in der Speichereinheit 22 gemäß Fig. 1 enthalten.
Die erste Adressensteuereinheit 57 dient dazu, die Adressen des
Projektionsdatenspeichers 50 und des Filterfunktionsdatenspeichers
52 zu bezeichnen, die Daten aus den jeweils bezeichneten
Speicheradressen mittels einer nicht dargestellten Ausleseschaltung
herauszulesen und diese Daten sodann zur Multiplizierschaltung
58 zu übermitteln. Danach werden die aus dem Speicher
50 ausgelesenen Projektionsdaten durch eine
Fouriertransformationseinheit 80 einer Fouriertransformation
unterworfen. Die Multiplizierschaltung 58 multipliziert diese
beiden gelieferten Daten miteinander, um das Projekt zu einer
invertierenden Transformationseinheit 82 zu liefern. Letztere
bewirkt eine inverse Transformation des
Rechenergebnisses der Multiplizierschaltung 58 und die Lieferung
des Ergebnisses an den Modifikationsdatenspeicher 54, welcher
das Rechenergebnis der Einheit 82 in der durch die erste
Adressensteuereinheit 57 bezeichneten Adresse speichert. Diese
Operationen werden aufeinanderfolgend für alle Winkel R durchgeführt,
die bei der tatsächlichen Messung der Projektionsdaten
angewandt werden. Die genannten Einheiten 57, 50, 52,
80, 82 und 54 bilden somit ein Modifikationsdaten-Rechensystem
zur Durchführung der Operation nach Gleichung (7).
Die zweite Adressensteuereinheit 62 dient dazu, fortlaufend die
Adressen des Modifikationsdatenspeichers 54 zu bezeichnen,
die Daten bezüglich verschiedener Größen von X aus einer
Anzahl von Sätzen modifizierter Projektionsdaten q(X, R )
entsprechend verschiedenen, variierten Winkeln R auszulesen und
die Daten zur Addierschaltung 64 zu übertragen. Die Addierschaltung
64 addiert diese Daten, und die Ergebnisse
der Addition werden in der durch die zweite Adressensteuereinheit
62 bezeichneten Adresse des Rekonstruktionsdatenspeichers 56
gespeichert. Diese Operation wiederholt sich für verschiedene
Größen von X. Die zweite Adressensteuereinheit 62, der Modifikationsdatenspeicher
56, die Addierschaltung 64 und der Rekonstruktionsdatenspeicher
56 bilden das Rückprojektionssystem zur
Durchführung der Operation gemäß Gleichung (6). Die von den Einheiten
57, 80, 58, 82, 62 und 64 gemäß Fig. 9 durchzuführenden Operationen
können auch ausschließlich von der Zentralprozessoreinheit
26 gemäß Fig. 1 durchgeführt werden.
Wenn der zu reproduzierende Teilbereich 28 (Fig. 3) mittels
der Eingabeeinheit 40 gemäß Fig. 1 bezeichnet wird, wird
das Bezeichnungssignal 66 (Fig. 8) den beiden
Adressensteuereinheiten 57 und 62 zugeleitet. Die ersten Adressensteuereinheit
57 führt daraufhin eine Adressenbezeichnung
durch, um die Daten aus dem Projektionsdatenspeicher 50
und dem Filterfunktionsdatenspeicher 52 nur für die Bereiche
X 1 bis X 4 gemäß Fig. 3 auszulesen und dadurch die beschriebene
Operation für die Berechnung der modifizierten Projektionsdaten
(Gleichung [8]) durchzuführen.
Bei Eingang des den Teilbereich bezeichnenden Signals 66
bewirkt die zweite Adressensteuereinheit 62 eine Adressenbezeichnung,
um die Daten aus dem Modifikationsdatenspeicher 54
nur für den Bereich auszulesen, welcher dem
Teilbereich 28 gemäß Fig. 3 entspricht, d. h. X 2 bis X 3. Die
Operation für die Rückprojektion wird in diesem Fall durch
Addition der modifizierten Projektionsdaten
q(X, R ) bei variierendem Winkel R in bezug auf eine Anzahl von
Punkten in dem zu rekonstruierenden Teilbereich durchgeführt,
wobei diese Punkte aus der Erstreckung des Teilbereichs 28
gemäß Fig. 3 gewählt werden.
Im Gegensatz zur zuerst beschriebenen Ausführungsform wendet
die zweite Ausführungsform der Erfindung die gefilterte Rückprojektion
an, wobei die Integraloperation zur Ableitung
der modifizierten Projektionsdaten nur für den dem Teilbereich,
der dargestellt bzw. wiedergegebenen werden soll, entsprechenden
Abschnitt zuzüglich des zusätzlichen Bereichs für die Gewährleistung
einer zufriedenstellenden Wirkung der Filterfunktionen
durchgeführt wird, wie dies auch bei der zuerst beschriebenen
Ausführungsform der Fall ist, während die Rückprojektion
nur bezüglich des Teilbereichs erfolgt. Im Vergleich zur
bisherigen Vorrichtung, bei welcher der Bereich nicht auf
derartige Weise beschränkt wird, kann daher die für die
Rekonstruktion des wiederzugebenden Bildabschnitts erforderliche
Zeitspanne erheblich verkürzt werden,
wobei unabhängig vom begrenzten Bereich der für die Operationen
zur Verfügung stehenden Projektionsdaten keinerlei Verschlechterung
des Wiedergabebilds des Teilbereichs auftritt.
Claims (4)
1. Tomographiegerät zur Untersuchung von Körperorganen
eines Aufnahmeobjektes unter Verwendung einer
durchdringenden Strahlung,
bei dem durch Messung der Intensität von Strahlenbündeln,
die durch eine Querschnittsfläche des zu
untersuchenden Aufnahmeobjektes geschickt werden,
Projektionswerte ermittelt werden, wobei die Strahlenbündel
in die Ebene der Querschnittsfläche unter
mehreren Abtastwinkeln gerichtet werden,
mit einer Speichereinrichtung zur Speicherung eines
Satzes von Datenwerten, die eine Filterfunktion H( ω )
wiedergeben, die die Fouriertransformation
einer Filterfunktion h(x) für den realen Raum ist,
wobei " ω " eine in der Fouriertransformation
eingeführte Frequenz bedeutet und sich die
Filterfunktion H( ω ) außerhalb eines festen vorgegebenen
Bereichs von ω asymptotisch Null annähert,
mit einer ersten Einrichtung zur Modifizierung der
Projektionsdaten durch Anwendung der Filterfunktion
H( ω ) auf die Projektionsdaten-Signale, die für jeden
der Abtastwinkel erhalten werden,
mit einer zweiten Einrichtung zur Rekonstruktion
eines Bildes des inneren Bereichs durch Rückprojektion
der modifizierten Projektionsdaten Signale, wobei
jedes reproduzierte Bildelement einen Absorptions-
Koeffizienten entsprechend dem jeweiligen Punkt
des inneren Bereichs entspricht, und
mit einer Wiedergabeeinrichtung zur Darstellung des
rekonstruktierten Bildes, dadurch gekennzeichnet,
- a) daß eine Eingabeeinheit (40) vorgesehen ist, um einen interessierenden Teilbereich (28) der Querschnittsfläche festzulegen,
- b) daß die erste Einrichtung eine Auswahlfeinheit (57) enthält, um nur solche Projektionswerte in jedem Abtastwinkelsatz auszuwählen, die durch Strahlenbündel erzeugt wurden, welche durch den interessierenden Teilbereich (28) und zwei unmittelbar benachbarte Zonen auf beiden Seiten des interessierenden Teilbereichs verlaufen sind, wobei der interessierende Teilbereich und die benachbarten Zonen eine Fläche kleiner als die Querschnittsfläche bilden,
- c) daß eine dritte Einrichtung die zuerst proportional zu ω ansteigende und sich dann mit stärkerer Neigung asymptotisch dem Wert Null annähernde Filterfunktion H( l ) nur auf den interessierenden Teilbereich (28) betreffende Projektionswerte angewandt wird, und
- d) daß die zweite Einrichtung eine weitere Auswahleinheit (62) enthält, um nur solche modifizierten Projektionswerte in jedem Abtastwinkelsatz auszuwählen, die den Strahlenbündeln entsprechen, welche durch den interessierenden Teilbereich (28) verlaufen sind.
2. Tomographiegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Einrichtung außerdem aufweist:
einen Speicher (50), in welchem die den Projektionsdaten- Signalen entsprechenden Daten gespeichert sind,
einen Filterfunktions-Datenspeicher (52) für die Filterfunktion,
eine Multiplizierschaltung (58), die die durch die Auswahleinheit (57) ausgewählten und den modifizierten Projektionsdaten-Signalen entsprechenden Daten aus dem Speicher mit den Daten aus dem Filterfunktions-Datenspeicher (52) multipliziert,
einen Akkumulator (60) zum Sammeln der Ausgangssignale der Multiplizierschaltung (58) für jede Projektionsrichtung und
einen Modifikationsdatenspeicher (54) zum Speichern des Ausgangssignales des Akkumulators (60) in durch die Auswahleinheit (57) bezeichneten Adressen.
einen Speicher (50), in welchem die den Projektionsdaten- Signalen entsprechenden Daten gespeichert sind,
einen Filterfunktions-Datenspeicher (52) für die Filterfunktion,
eine Multiplizierschaltung (58), die die durch die Auswahleinheit (57) ausgewählten und den modifizierten Projektionsdaten-Signalen entsprechenden Daten aus dem Speicher mit den Daten aus dem Filterfunktions-Datenspeicher (52) multipliziert,
einen Akkumulator (60) zum Sammeln der Ausgangssignale der Multiplizierschaltung (58) für jede Projektionsrichtung und
einen Modifikationsdatenspeicher (54) zum Speichern des Ausgangssignales des Akkumulators (60) in durch die Auswahleinheit (57) bezeichneten Adressen.
3. Tomographiegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Einrichtung außerdem aufweist:
einen Speicher (50), in welchem die den Projektionsdaten- Signalen entsprechenden Daten gespeichert sind,
einen Filterfunktions-Datenspeicher (52) für die Filterfunktion,
eine Fouriertransformationseinheit (80) zur Fouriertransformation der aus dem Projektionsdaten- Speicher (50) ausgelesenen Projektionsdaten- Signale,
eine Multiplizierschaltung (58) die die Daten von der Fouriertransformationseinheit (80) mit den Daten von dem Filterfunktions-Datenspeicher (52) multipliziert,
eine inverse Fouriertransformationseinheit (82) zur inversen Fouriertransformation des Ausgangssignales der Multiplizierschaltung (58), und einen Modifikationsdatenspeicher (54) zum Speichern des Ausgangssignales der inversen Fouriertransformationseinheit (82).
einen Speicher (50), in welchem die den Projektionsdaten- Signalen entsprechenden Daten gespeichert sind,
einen Filterfunktions-Datenspeicher (52) für die Filterfunktion,
eine Fouriertransformationseinheit (80) zur Fouriertransformation der aus dem Projektionsdaten- Speicher (50) ausgelesenen Projektionsdaten- Signale,
eine Multiplizierschaltung (58) die die Daten von der Fouriertransformationseinheit (80) mit den Daten von dem Filterfunktions-Datenspeicher (52) multipliziert,
eine inverse Fouriertransformationseinheit (82) zur inversen Fouriertransformation des Ausgangssignales der Multiplizierschaltung (58), und einen Modifikationsdatenspeicher (54) zum Speichern des Ausgangssignales der inversen Fouriertransformationseinheit (82).
4. Tomographiegerät nach Anspruch 2 oder 3, gekennzeichnet
durch einen weiteren Akkumulator (64)
zum Empfangen der gesammelten und modifizierten
Projektionsdaten-Signale,
einen Rekonstruktions-Datenspeicher (56) für das Ausgangssignal des Akkumulators (64).
einen Rekonstruktions-Datenspeicher (56) für das Ausgangssignal des Akkumulators (64).
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