DE102007061934A1

DE102007061934A1 - Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien durch Projektionsdatenverarbeitung und CT-System mit Recheneinheit

Info

Publication number: DE102007061934A1
Application number: DE102007061934A
Authority: DE
Inventors: Rainer Dr. Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2007-12-21
Filing date: 2007-12-21
Publication date: 2009-06-25
Also published as: US8675937B2; JP2009148564A; US20090161820A1; JP5517445B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien, eine Recheneinheit (10) und ein Röntgen-CT-System (1), wobei die folgenden Schritte durchgeführt werden: - Abtastung eines Untersuchungsobjektes (7) über einen Zeitraum, der es erlaubt, mindestens zwei zeitlich versetzte Projektionsdatensätze eines gleichen Aufnahmebereiches (= Aufnahmeserie) zu erfassen, - Transformation der Projektionsdatensätze in Transformationsdatensätze zu mindestens zwei Ortsfrequenzbereichen, - Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Teil der Ortsfrequenzbereiche und Ersetzen der ausgeglichenen Werte der Transformationsdatensätze durch die berechneten Ausgleichswerte in neuen Transformationsdatensätzen, wobei immer Projektionsdaten deckungsgleicher Strahlen verglichen werden, - Rücktransformation der neuen Transformationsdatensätze in neue Projektionsdatensätze, - Rekonstruktion von Bilddatensätzen auf der Basis der neuen Projektionsdatensätze und - Darstellung der Bilddatensätze.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien durch Projektionsdatenverarbeitung, wobei mit einem CT-System eine Vielzahl von zeitlich aufeinander folgenden Projektionsdatensätzen als Aufnahmeserie aufgenommen und gegebenenfalls rekonstruiert werden, und diese Projektionsdatensätze durch elektronische Filterung und Nachbearbeitung verbessert werden.
Es ist bekannt zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien bereits rekonstruierte Bilddatensätze zu bearbeiten. Beispielsweise wird auf die Druckschrift DE 10 2005 038 940 A1 verwiesen, in der ein kantenerhaltener Filter zur Bildverbesserung der rekonstruierten Bilddatensätze verwendet wird. In der Druckschrift P. Perona ans J. Malik, Scale space and edge detection using anistropic diffusion, IEEE Transactions an Pattern Analalysis and Machine Intelligence, Vol. 12, pp. 629–639, 1990; J. Weichert, Anisotropic Diffusion Filtering in Image Processing, Teubner-Verlag, Stuttgart, Germany, 1998 werden Diffuisionsfilter auf rekonstruierte Bilddaten angewendet, um die Bildqualität zu verbessern. Des Weiteren wird auf die Druckschrift DE 10 2005 012 654 A1 verwiesen, in der unter Ausnützung von Korrelationsrechnungen Bilddaten gefiltert werden, um auch hier eine Qualitätsverbesserung zu erzeugen.
All diese oben genannten bekannten Verfahren zur Qualitätssteigerung von Bildaufnahmen durch Bildverarbeitung stoßen jedoch an ihre Grenzen, wenn der relevante Kontrast in der Nähe oder auch kleiner als das Rauschen ist. Betrachtet man CT-Perfusionsuntersuchungen bestimmter Organe, zum Beispiel Gehirn, Leber oder Herz, so zeigt sich, dass die typischen CT-Wert-Änderungen, die zur Erkennung der Perfusion notwendig sind, im Bereich von ca. 2 bis 20 HU, also 0,2 bis 2%, des Kontrastes von Wasser gegen Luft liegen. Folglich spielt das Bildpunktrauschen eine entscheidende Rolle.
Ein weiteres Problem besteht darin, dass bei den oben genannten Verfahren jeweils vor der Bearbeitung des Datenmaterials eine Rekonstruktion der Bilddatensätze notwendig ist, so dass ein relativ hoher Rechenaufwand entsteht.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, einerseits ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien zu finden, welches es ermöglicht, das Rauschen stark zu reduzieren, ohne dass die Detailstruktur oder die Zeitauflösung im Bild leidet. Andererseits soll gegenüber der Bearbeitung auf Bilddatensatzebene auch eine Reduktion des Rechenaufwandes erreicht werden.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Bei einer CT-Perfusions-Untersuchung wird die Durchblutung mit Messwerten für das Blutvolumen, time to peak, etc. eines bestimmten Organs, z. B. des Gehirns oder der Leber, ermittelt. Die funktionelle Information erbringt in vielen Fällen einen deutlichen Mehrwert gegenüber einer CT-Angiographie, da nicht nur über Stenosen in den Arterien eine indirekte Aussage gemacht werden kann, sondern die direkten Auswirkungen auf das Gewebe sichtbar sind.
Um aus dem durch die CT-Untersuchung über der Zeit gemessen Gewebekontrast die entsprechenden Größen ableiten zu können, wird einer langer Scan – ca. 40 s – unter Gabe von Kontrastmittel durchgeführt. Ein solch langer Scan ist allerdings mit einer relativ hohen Organdosis verbunden. Man ist bestrebt die verwendete Strahlungsdosis für solche Untersuchungen, wie CT-Perfusionsmessung oder dynamische CT-Angiographie (CTA), so gering wie möglich zu halten. Nur so rechtfertigen sich häufiger durchgeführte Untersuchungen.
Bei diesen Aufnahmen wird aus kontinuierlich aufgenommen Daten eine Zeitserie von Bilddatensätzen mit Schichtaufnahmen oder Volumendaten berechnet. Durch Messung der CT-Werte kann dann der Gewebekontrast als Funktion der Zeit ermittelt werden. Die typische CT-Wert-Änderung liegt jedoch bei nur ca. 2–20 HU, also nur 0.2–2% des Kontrastes von Wasser gegen Luft. Dies betrifft sowohl gemessene Projektionsdaten als auch daraus rekonstruierte Bilddaten. Folglich spielt auch das Bildpunktrauschen eine entscheidende Rolle.
Durch eine Reduktion der applizierten Dosis bei der Aufnahme steigt das Rauschen in den Bilddaten an, so dass eine Bestimmung der CT-Werte mit der erforderlichen Genauigkeit nicht mehr gewährleistet ist. Eine Reduktion des Rauschens durch lineare Tiefpass-Filter, z. B. mit einem sehr weichen Faltungskern, verschlechtert gleichzeitig die räumliche Auflösung und damit die räumliche Definition eines bestimmten Areals. Die Verwendung von kantenerhaltenden Bildfilter, Diffusionsfiltern, eine Filterung mit Ausnutzung von Korrelationen oder andere ähnliche Techniken stoßen hier an ihre Grenzen, weil der relevante Kontrast nahe am Rauschen liegt oder auch kleiner als das Rauschen ist.
Der Erfinder hat beobachtet, dass sich die Kontraständerung des Gewebes im Bereich niedriger Ortsfrequenzen abspielt, während sich die Anteile der Daten bei hohen Ortsfrequenzen nur zeitlich langsam ändern. Eine Ausnahme hiervon stellen die Blutgefäße selbst dar, deren Kontraständerung wird jedoch nur zur Ermittlung der Anflutung benutzt und kann ansonsten aus der Auswertung ausgeschlossen werden. Es ist daher möglich, durch entsprechende Aufspaltung der Bilddaten Rausch- und Perfusionseinflüsse zu trennen, gesondert zu behandeln und anschließend wieder zu neuen Bilddaten zusammenzufügen.
In einer parallelen Anmeldung wird eine solche Vorgehensweise vorgeschlagen. Hierzu werden die rekonstruierten Bilder in Frequenzbänder zerlegt, jedes frequenzbandbezogene Teilbild unterschiedlich behandelt beziehungsweise gefiltert, wobei zur Rauschreduktion Informationen über mehrere zeitlich versetzte Bilddaten berücksichtigt werden, und anschließend wieder zu einem neuen Gesamtbild vereint.
Eine ausführliche Beschreibung dieses Verfahrens auf Bilddatensatzebene ist in einer parallelen Patentanmeldung der Anmelderin mit gleicher Priorität (internes Aktenzeichen 2007P19737/2007P26036) wiedergegeben.
Dort wird zur Beobachtung des Perfusionsverlaufes im Gewebe ein längerer Scan durchgeführt, aus dessen Projektionsdaten nach einer Rekonstruktion eine zeitliche Abfolge von Bilddatensätzen I_t vorliegt. Diese können werden in N Frequenzbänder, Î(n)t (n = 1, ..., N) mit Hilfe einer Transformation G derart zerlegt, dass die Rücktransformation G^–1 dieser Anteile wieder das entsprechende Bild selbst ergibt.
Als Transformation werden beispielhaft verschiedene Verfahren vorgeschlagen, beispielsweise:

1) Wavelet-Transformation, wobei Î(n)t die Koeffizienten im n-ten Level bezeichnet;
2) Fourier-Transformation kombiniert mit frequenzabhängigen Gewichtsfunktionen F⁽ⁿ⁾, derart, dass deren Summe normiert ist, d. h.
und Î(n)t = F(n)G{Ik});
3) Filterung mit Filtern für unterschiedliche Frequenzen oder Frequenzbänder.

Aus den Anteilen in den jeweiligen Frequenzbändern zu den verschiedenen Zeitpunkten können nun mit
neue Bilddatensätze Ĩ_t berechnet werden. Die Gewichte a_n,k müssen dabei für jedes Band normiert sein und ein verschwindendes erstes Moment besitzen.
Durch die gewichtete Mittelung über mehrere Zeitpunkte in bestimmten Frequenzbändern weist der Bilddatensatz des rücktransformierten Ergebnisbildes Ĩ_t ein geringeres Rauschen auf als der Bilddatensatz des ursprünglichen Bildes I_t.
Aus diesem Verfahren ergeben sich in der Praxis jedoch zwei Einschränkungen beziehungsweise Hindernisse:

– Das Gesamtgewicht jeder Projektion im endgültigen Bild ist nicht frei wählbar, sondern maßgeblich durch den Rekonstruktionsalgorithmus und das zeitliche Raster der Bilder vorgegeben.
– Wird das Verfahren auf gegateten Kardioaufnahmeserien zur Artefaktreduktion angewendet, so sind verglichen mit der Zahl der endgültigen Bilder sehr viele Bildrekonstruktionen notwendig. Alle Ausgangsbilder müssen zudem mit Hilfe von zweidimensionalen Filtern in Ortsfrequenzbänder zerlegt und wieder invers transformiert werden. Hierdurch entsteht eine hohe Komplexität des Verfahrens und es wird eine große Rechenkapazität benötigt.

Der Erfinder schlägt nun vor, das oben beschriebene Verfahren – nämlich die Trennung von Informationen eines Bilddatensatzes in unterschiedliche Frequenzbänder, getrennte und unterschiedliche Behandlung dieser Teilbilddatensätze und anschließende Rekombination der gegebenenfalls nur teilweise behandelten Teilbilddatensätze zu einem neuen Bilddatensatz – bereits vor der Rekonstruktion, also nicht mehr auf Bilddatensätze sondern auf Projektionsdatensätze anzuwenden.
Der Vorteil liegt im Wesentlichen darin, dass das Verfahren auf der Basis von Rohdaten sehr allgemein formuliert werden kann und zugleich die rechnerische Komplexität stark reduziert wird.
Entsprechend diesem oben geschilderten Grundgedanken schlägt der Erfinder ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien vor, welches die folgenden Verfahrensschritte enthält:

– Abtastung eines Untersuchungsobjektes über einen Zeitraum, der es erlaubt, mindestens zwei zeitlich versetzte Projektionsdatensätze eines gleichen Aufnahmebereiches (= Aufnahmeserie) zu erfassen,
– Transformation der Projektionsdatensätze in Transformationsdatensätze zu mindestens zwei Ortsfrequenzbereichen,
– Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Teil der Ortsfrequenzbereiche und Ersetzen der ausgeglichenen Werte der Transformationsdatensätze durch die berechneten Ausgleichswerte in neuen Transformationsdatensätzen, wobei immer Projektionsdaten deckungsgleicher Strahlen verglichen werden,
– Rücktransformation der neuen Transformationsdatensätze in neue Projektionsdatensätze,
– Rekonstruktion von Bilddatensätzen auf der Basis der neuen Projektionsdatensätze und
– Darstellung der rekonstruierten Bilddatensätze.

Bezüglich der oben genannten deckungsgleichen Strahlen wird darauf hingewiesen, dass es sich hierbei um Strahlen mit identischer Lage im Raum handeln kann, deren Ausrichtung nicht berücksichtigt wird. In diesem Sinne können auch Komplementärstrahlen als deckungsgleich angesehen werden. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit ausschließlich Daten von Strahlen zu vergleichen, die in Lage und Richtung identisch sind. Liegen in den Vergleichsdatensätzen keine deckungsgleichen Daten vor, so können diese in an sich bekannter Weise auch durch Interpolationen ermittelt werden.
Eine erfindungsgemäße Variante des Verfahrens besteht darin, dass als Transformation eine Wavelet-Transformation angewendet wird, wobei die Ortsfrequenzbereiche durch die Ebene der Wavelet-Transformation bestimmt werden und die Ausgleichswerte auf der Basis der Wavelets bestimmt werden.
Eine andere Möglichkeit ist, zur Transformation der Projektionsdatensätze eine Fourier-Transformation zu verwenden, wobei hier die Ortsfrequenzbereiche durch die einer Ortsfrequenz zugeordneten Fourierkoeffizienten bestimmt werden und die Ausgleichswerte auf der Basis der Fourierkoeffizienten ermittelt werden.
Ebenso kann zur Transformation der Projektionsdatensätze je Ortsfrequenzbereich mindestens eine Filterung mit einem Ortsfrequenzfilter aus diesem Ortsfrequenzbereich durchgeführt werden. Auch hierdurch ist eine Zerlegung der Projektionsdaten in unterschiedliche Frequenzbereiche und separate und unterschiedliche Behandlung daraus entstehender Teildatensätze möglich. In diesem Falle können die Ausgleichswerte auf der Basis der Pixelwerte der Transformationsdatensätze bestimmt werden.
Um eine Rauschreduktion zu erreichen, schlägt der Erfinder vor, die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Ortsfrequenzbereich mit höherfrequenten Ortsfrequenzen durchzuführen.
Soll eine Artefaktreduktion bei Aufnahmeserien in einer gegateten CT-Untersuchung eines sich zyklisch bewegenden oder bewegten Organs eines Patienten erreicht werden, so kann die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Ortsfrequenzbereich mit niederfrequenten Ortsfrequenzen durchgeführt werden.
In diesem Fall der Behandlung gegateter CT-Untersuchung kann als Aufnahmeserie absolut zeitlich aufeinander folgende CT-Projektionsdatensätze aus gleicher Bewegungsphase oder bewegungsphasenbezogen zeitlich aufeinander folgende CT-Projektionsdatensätze verwendet werden. Im ersten Fall werden also in der absoluten Zeitmessung aufeinander folgende Projektionsdaten aus der gleichen Bewegungsphase betrachtet, während sich im zweiten Fall die Zeitmessung lediglich auf die Orientierung der Bewegungsphase bezieht.
Erfindungsgemäß können zur Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte Mittelwerte über die gesamte Aufnahmeserie oder gleitende Mittelwerte über die Aufnahmeserie bestimmt und eingesetzt werden. Allgemein können auch gewichtete Summen verwendet werden, wobei die Gewichtsfunktionen entweder einen glättenden, z. B. Trapezfunktionen, oder aufteilenden Charakter, z. B. Laplace-Filter, haben kann, oder aus einer Kombination von beiden besteht.
Das oben beschriebene Verfahren kann sowohl auf Parallelprojektionen oder Fächerprojektionen angewendet werden.
Zum Rahmen der Erfindung gehört auch eine Recheneinheit zur Bildverarbeitung mit einem Programmspeicher, wobei dieser Programmspeicher Computerprogrammcode enthält, welcher im Betrieb des Systems die Verfahrensschritte des voran beschriebenen Verfahrens ausführt.
Zum Rahmen der Erfindung zählt außerdem auch ein Röntgen-CT-System mit einer Steuer- und Recheneinheit mit einem Programmspeicher, wobei auch dieser Programmspeicher Computerprogrammcode enthält, welcher im Betrieb des Systems die Verfahrensschritte des zuvor beschriebenen Verfahrens ausführt.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispieles mit Hilfe der Figuren näher beschrieben. Hierbei werden nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt. Die hier verwendeten Bezugszeichen und Kurzbezeichnungen definieren sich wie folgt: 1: CT-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 7: Patient; 8: verschiebbare Patientenliege; 9: Systemachse; 10: Rechen- und Steuereinheit; a_n,k: Gewichtsvektoren; F⁽ⁱ⁾: Gewichtsfunktionen; f: Frequenz; F(n)p : Filter im Ortsraum; G: Transformation; G^–1: Rücktransformation; I_t: Bilddatensätze der Zeitserie, Î(i)t : Bilddatensätze gefiltert nach Ortsfrequenzbereichen; Ĩ_t: neue Bilddatensätze der Zeitserie; K_p: Faltungskern; P(θ, p): Projektionsdatensätze; Prg₁ bis Prg_n: Computerprogramme; T₀: zeitlicher Schwerpunkt; θ: Projektionswinkel;
projektionswinkelabhängige Gewichte; ϑ: Hilfsparameter; *: Faltung in Richtung p.
Es zeigen im Einzelnen:
1 Darstellung der Funktion der Gewichte
für drei jeweils links davon gezeigte Frequenzbänder F(n)p bei Rauschreduktion;
2 Darstellung der Funktion der Gewichte
für drei jeweils links davon gezeigte Frequenzbänder F(n)p bei gegateten CT-Untersuchungen zur Teilscan-Artefakt-Reduktion;
3 Darstellung der Funktion der Gewichte
bei einer Zick-Zack-Spiralabtastung zur Rauschreduktion;
4 Drei Gewichtsfunktionen über den Projektionswinkel θ bei drei unterschiedlichen Frequenzbereichen N = 1 bis 3 für den Fall einer Rauschunterdrückung;
5 Drei Gewichtsfunktionen über den Projektionswinkel θ bei drei unterschiedlichen Frequenzbereichen N = 1 bis 3 für den Fall einer Artefaktreduktion bei gegateten CT-Untersuchungen;
6 Beispiel der Beseitigung von Quickscan- beziehungsweise Teilscan-Artefakten an Lungengefäßen und Lungengewebe; und
7 CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens.
Nachfolgend wird das erfindungsgemäße Verfahren an Hand eines Beispiels einer CT-Abtastung mit einem Einzeilendetektor erklärt. Selbstverständlich umfasst die Erfindung auch die Verallgemeinerung des Verfahrens mit Mehr- und Vielzeilendetektoren.
Es wird darauf hingewiesen, dass der hier verwendete Abhängigkeit vom Projektionswinkel aufgrund des funktionalen Zusammenhangs zwischen Zeitverlauf und Fortschreiten des Projektionswinkels, der üblicherweise linear ist, gleichwertig zum Zeitverlauf anzusehen ist.
Es seien zunächst vereinfacht für ein Tomographie-Gerät mit einer Detektorzeile P(θ, p) die Projektionsdaten eines Multiscans, d. h. einer kontinuierlich rotierenden Scans auf der Stelle, in Parallelgeometrie angenommen. Dabei bezeichnet p die Position des Strahls und θ den Projektionswinkel, der sich bei CT-Perfusionsscans über mehrere Rotationen erstreckt. Ferner sei θ₀ derjenige Projektionswinkel, der zum Zeitpunkt T₀ gehört.
Um ein Bild mit zeitlichem Schwerpunkt T₀ zu berechnen wird nun folgendes Sinogramm definiert,
Es bedeuten „*" eine Faltung in Richtung von p, K_p den vom Benutzer angewählten Faltungskern und F(n)p ein-dimensionales Filter im Ortsraum für N Frequenzbänder, wobei die Summe normiert ist und gilt:
mit δ_p,q = 1 falls p = q und δ_p,q = 0 für p ≠ q. Die projektionswinkelabhängigen Gewichte
müssen für alle Frequenzbänder n und allen Projektionswinkeln θ folgender Nebenbedingungen genügen,
Um den zeitlichen Schwerpunkt bei T₀ zu fixieren, muss ferner in jedem Frequenzband n
gelten, wobei ϑ über alle Projektionswinkel läuft. Vorteilhaft kann
symmetrisch gewählt werden,
so dass die Bedingung (3) automatisch erfüllt ist. Sind zur Berechnung von
am Scan-Anfang beziehungsweise Scan-Ende keine Projektionen P(θ, p) vorhanden, so können diese z. B. durch die nächstmöglichen Projektionen oder Komplementärprojektionen, P(θ ± k·π, p) für eine geeignete natürliche Zahl k, ersetzt werden. Die wie oben ermittelten Projektionsdaten
werden anschließend, vorzugsweise ungefiltert, zurückprojiziert, um das Bild
zu erhalten.
Wird dieses Verfahren zur Rauschreduktion bei CT-Perfusionsmessungen angewendet, so ist die zeitliche Breite von
bzw. die Projektionswinkel-Breite, schmal und diejenige von
breiter zu wählen, sofern das Frequenzband 1 die niedrigen Frequenzen und das Band N die höchsten Frequenzen enthält. Ein typisches Beispiel zur Wahl der Gewichte ist in der 1 für drei Frequenzbänder dargestellt. Hier sind jeweils links die drei Frequenzbänder F_p ⁽ⁱ⁾ graphisch durch ihre Übertragungsfunktionen im Frequenzraum dargestellt und rechts davon der Verlauf der zugehörigen Gewichte
über die Projektionswinkel θ. Entsprechend der Anforderung zur Rauschreduktion werden hier im Projektionsraum breite Gewichtsfunktionen für hohe Ortsfrequenzen und schmale Gewichtsfunktionen für niedrige Ortsfrequenzen verwendet.
Zur Artefaktreduktion bei gegateten CT-Untersuchungen sind die Breiten in Abhängigkeit der Frequenzbänder genau umgekehrt zu wählen. Eine entsprechende Darstellung ist in der 2 gezeigt.
Bei beiden Varianten beinhalten die Gewichtsfunktionen in vorteilhafter Weise an den Rändern „weiche" Übergangsbereiche, z. B. cos²-Fenster, um Artefakte an den Nahtstellen zu unterdrücken.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist nicht auf Parallelprojektionen beschränkt und lässt sich ebenso auf Projektionsdaten in Fächergeometrie, P(α, β), anwenden. Dies geschieht z. B. durch ein vorangestelltes Rebinning von Fächer- auf Paralleldaten oder eine direkte Behandlung, wobei im letzteren Fall der Kern K_β als Kern in Fächergeometrie gewählt werden muss, sowie die Gewichtung inklusive Normierung zusätzlich kanalabhängig, d. h. abhängig von β wird, so dass Gewichte
verwendet werden müssen
Bei einem Spiralscan liegen zunächst keine planaren Rohdaten vor. Hier kann in einem ersten Schritt mit Hilfe einer Spiralinterpolation auf 2D-planare Daten uminterpoliert werden, wie es bei allen 2D-Spiral-Rekonstruktionen üblich ist.
Bei 3D-Filtered Backprojection Algorithmen werden die Anteile der n Bänder,
getrennt zurückprojiziert. Um die gewünschte Wirkung der Rausch- bzw. Artefaktreduktion zu erhalten, muss sichergestellt sein, dass jedes Voxel Strahlen aus einem Winkelsegment der maximalen Fensterbreite der Funktionen
sieht, was den maximal möglichen Tischvorschub begrenzt.
Der oben zur Rauschreduktion formulierte Ansatz bezüglich des auf Bilddatenebene durchgeführten Verfahrens ist bei der Verwendung von Fourier-Transformationen und isotropen Filtern für G mathematisch ein Spezialfall des erfindungsgemäß vorgeschlagenen Verfahrens, jedoch findet bei letzterem die Filterung zur Zerlegung in Bänder an einer Stelle der Bildrekonstruktion statt, an der ohnehin mit einem regulären CT-Faltungskern gefiltert werden muss. Da die Faltung üblicherweise äquivalent als Multiplikation im Frequenzraum durchgeführt wird, besteht der Zusatzaufwand also nur aus einer weiteren Multiplikation mit den Frequenzdarstellungen der Funktionen F(n)p und einer gewichteten Summe gemäß der Formel (1).
Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch im Zusammenhang mit der Zick-Zack-Spirale für dynamische CTAs oder CT-Perfusion eingesetzt werden. Hier ist zu beachten, dass bei einem Zick-Zack-Scan die Voxel nicht kontinuierlich sondern mit zeitlichen Lücken abgetastet werden. Dies ist bei den Gewichtungsfunktionen der Bänder zu berücksichtigen. Die 3 zeigt beispielhaft den Verlaufs eines Gewichtungsfaktors
über den Projektionswinkel θ bei einer solchen Zick-Zack-Spiralabtastung, wobei die Bedingungen (2) und (3) weiterhin erfüllt sein müssen.
Die 4 zeigt ein vorteilhaftes Beispiel des Verlaufens von drei Gewichtsfunktionen über den Projektionswinkel θ bei drei unterschiedlichen Frequenzbereichen N = 1 bis 3 für den Fall einer Rauschunterdrückung. Entsprechend den vorherigen Ausführungen verläuft die Gewichtsfunktion im niedrigsten Frequenzband, N = 1, sehr schmal, im mittleren Frequenzband, N = 2, etwas breiter und im höchsten Frequenzband am breitesten.
Ein anderes Beispiel für den Fall eines gegateten CT-Scans ist in der 5 gezeigt. Hier ist der Verlauf der Gewichtsfunktionen umgekehrt gewählt. Zum niedrigeren Frequenzband ist der breitere Verlauf der Gewichtsfunktion und zum höheren Frequenzband der engere Verlauf zugeordnet. Weiterhin sind hier die Übergänge – im Gegensatz zur 4 nicht treppenförmig, sondern etwas geglättet, so dass mögliche Übergangsartefakte vermieden werden.

Im Gegensatz zu dem oben erwähnten ähnlichen Verfahren auf der Basis der bereits rekonstruierten Bilddaten im angegebenen Stand der Technik verwendeten Ansätzen benötigt das erfindungsgemäße Verfahren einen deutlich geringeren Rechenaufwand, wie in nachfolgender Tabelle für N = 3 gezeigt wird.

	Aufwand pro Bild bei Anwendung auf Bilddaten	Aufwand pro Bild Bei Anwendung auf Projektionsdaten
CT Perfusion	1 Rekonstr. + 2 × 2D-FFTs ≅ 2 Rekonstruktionen	1 Rekonstruktion
Gegatete Rekonstruktion 3D-FBP	5–7 Rekonstr. + 10–14 2D-FFTs ≅ 10–14 Rekonstr.	3 Rekonstruktionen

Insbesondere für die Anwendung bei gegateten Kardio-CTs können mit dem erfindungsgemäßen Verfahren bessere Funktionen konstruiert sowie die Berechnung erheblich beschleunigt werden.
Die 6 zeigt ein Beispiel der Beseitigung von Quickscan- oder Teilscan-Artefakten an Lungengefäßen und Lungengewebe. In der 6 ist links oben eine Originalaufnahme ohne Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens gezeigt und rechts daneben die gleiche Aufnahme aus erfindungsgemäß bearbeiteten Projektionsdaten. Links unten ist ein Differenzbild zwischen dem Originalbild und dem Bild aus gefilterten Daten gezeigt. Rechts unten sind die verwendeten Gewichtsfunktionen für 3 Frequenzbänder dargestellt.
Es wird darauf hingewiesen, dass das erfindungsgemäße Verfahren bei allen CT-Scans anwendbar ist, bei denen Zeitserien eines gleichen Untersuchungsobjektes abgetastet werden. Ins besondere ist das Verfahren auch auf Scans mit unterschiedlichen Röntgenenergien anwendbar, wobei es hier sowohl zur Rauschunterdrückung bei einfachen CT-Scans als auch zur Teilscan-Artefaktunterdrückung von gegateten Dual- oder Mehr-Energy-Scans anwendbar ist.
Beispielhaft ist in der 7 ein CT-System 1 dargestellt, welches sich für die Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahrens eignet. Dieses CT-System besteht aus einem Gantrygehäuse 6, mit einem auf der nicht näher dargestellten Gantry angeordneten ersten Strahlen-/Detektorsystem, bestehend aus einer ersten Röntgenröhre 2 und einem gegenüberliegenden ersten Detektor 3. Optional können weitere Strahler-/Detektorsysteme vorgesehen, wie das beispielsweise hier gezeigte zweites Strahler-/Detektorsystem mit einer zweiten Röntgenröhre 4 und einem zweiten gegenüberliegenden Detektor 5, werden. Solche mehrfachen Strahler/Detektor-System können einerseits zur Verbesserung der Zeitauflösung bei Einsatz gleicher Röntgenspektren, als auch zur Verbesserung der Auflösung von Gewebeunterschieden bei einer Verwendung unterschiedlicher Röntgenspektren genutzt werden.
Der Patient 7 befindet sich auf einer verschiebbaren Patientenliege 8, so dass er während der CT-Untersuchung entlang der Systemachse 9 durch das Messfeld des CT-Systems 1 in kontinuierlicher oder sequentieller Weise geschoben werden kann. Ebenfalls kann auch eine Vor- und Rückbewegung während der Untersuchung durchgeführt werden, so dass eine Zick-Zack-Spirale gefahren wird. Das erfindungsgemäße Verfahren kann beispielhaft auf der Steuer- und Recheneinheit 10 ablaufen, wobei in dem schematisch dargestellten Speicher 11 Computerprogramme Prg₁ bis Prg_n gespeichert sind, die im Betrieb unter anderem, also neben der Steuerung des Systems und der anschließenden Bildrekonstruktion, das in dieser Anmeldung beschriebene Verfahren durchführen.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

- DE 102005038940 A1 [0002]
- DE 102005012654 A1 [0002]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

- P. Perona ans J. Malik, Scale space and edge detection using anistropic diffusion, IEEE Transactions an Pattern Analalysis and Machine Intelligence, Vol. 12, pp. 629–639, 1990 [0002]
- J. Weichert, Anisotropic Diffusion Filtering in Image Processing, Teubner-Verlag, Stuttgart, Germany, 1998 [0002]

Claims

Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien, enthaltend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Abtastung eines Untersuchungsobjektes (7) über einen Zeitraum, der es erlaubt, mindestens zwei zeitlich versetzte Projektionsdatensätze eines gleichen Aufnahmebereiches (= Aufnahmeserie) zu erfassen, 1.2. Transformation der Projektionsdatensätze in Transformationsdatensätze zu mindestens zwei Ortsfrequenzbereichen, 1.3. Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Teil der Ortsfrequenzbereiche und Ersetzen der ausgeglichenen Werte der Transformationsdatensätze durch die berechneten Ausgleichswerte in neuen Transformationsdatensätzen, wobei immer Projektionsdaten deckungsgleicher Strahlen verglichen werden, 1.4. Rücktransformation der neuen Transformationsdatensätze in neue Projektionsdatensätze, 1.5. Rekonstruktion von Bilddatensätzen auf der Basis der neuen Projektionsdatensätze und 1.6. Darstellung der Bilddatensätze.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Transformation der Projektionsdatensätze eine Wavelet-Transformation verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Ortsfrequenzbereiche durch die Ebene der Wavelet-Transformation bestimmt werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Ausgleichswerte auf der Basis der Wavelets bestimmt werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Transformation der Projektionsdatensätze eine Fourier-Transformation verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Ortsfrequenzbereiche durch die einer Ortsfrequenz zugeordneten Fourierkoeffizienten bestimmt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Ausgleichswerte auf der Basis der Fourierkoeffizienten bestimmt werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Transformation der Projektionsdatensätze mindestens je Ortsfrequenzbereich mindestens eine Filterung mit einem Ortsfrequenzfilter aus diesem Ortsfrequenzbereich durchgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Ausgleichswerte auf der Basis der Pixelwerte der Transformationsdatensätze bestimmt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Rauschreduktion die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Ortsfrequenzbereich mit höherfrequenten Ortsfrequenzen durchgeführt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Artefaktreduktion bei Aufnahmeserien in einer gegateten CT-Untersuchung eines sich zyklisch bewegenden oder bewegten Organs eines Patienten die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Ortsfrequenzbereich mit niederfrequenten Ortsfrequenzen durchgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass als Aufnahmeserie zeitlich aufeinander folgende CT-Projektionsdatensätze aus gleicher Bewegungsphase verwendet werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass als Aufnahmeserie bewegungsphasenbezogen zeitlich aufeinander folgende CT-Projektionsdatensätze verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte Mittelwerte über die gesamte Aufnahmeserie bestimmt und eingesetzt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte gleitende Mittelwerte über die Aufnahmeserie bestimmt und eingesetzt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte gewichtete Summen bestimmt und eingesetzt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren auf Parallelprojektionen angewendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren auf Fächerprojektionen bei Vergleich jeweils gleicher Projektionsrichtung angewendet wird.
Recheneinheit (10) zur Bildbearbeitung mit einem Programmspeicher (11), dadurch gekennzeichnet, dass im Programmspeicher (11) Computerprogrammcode (Prg₁–Prg_n) gespeichert ist, welcher im Betrieb des Systems die Verfahrensschritte eines der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.
Röntgen-CT-System (1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (10) mit einem Programmspeicher (), dadurch gekennzeichnet, dass im Programmspeicher (11) Computerprogrammcode (Prg₁–Prg_n) gespeichert ist, welcher im Betrieb des Systems die Verfahrensschritte eines der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.