DE102010013360A1

DE102010013360A1 - Verbesserte Mehrsegment-Bildrekonstruktion für Cardio-CT-Aufnahmen

Info

Publication number: DE102010013360A1
Application number: DE102010013360A
Authority: DE
Inventors: Dr. Allmendinger Thomas; Dr. Schmidt Bernhard
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: SIEMENS HEALTHINEERS AG, DE
Priority date: 2010-03-30
Filing date: 2010-03-30
Publication date: 2011-10-06
Anticipated expiration: 2030-03-31
Also published as: US20110243419A1; CN102232842B; CN102232842A; US8897525B2; DE102010013360B4

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC) eines zyklisch sich bewegenden Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt während einer Mehrzahl von Bewegungszyklen des Untersuchungsobjektes erfasst wurden. Aus den Messdaten wird ein erstes Bild (PIC MEAN) und ein zweites Bild (PIC SEG) ermittelt, wobei zur Rekonstruktion des zweiten Bildes (PIC SEG) Messdaten verschiedener Bewegungszyklen zu einem der Bildrekonstruktion zugrunde zu legenden Messdatensatz zusammengesetzt werden. Differenzinformationen (DIF) werden durch einen Vergleich des ersten Bildes (PIC MEAN) mit dem zweiten Bild (PIC SEG) berechnet. Unter Verwendung der Differenzinformationen (DIF) wird aus dem ersten Bild (PIC MEAN) und dem zweiten Bild (PIC SEG) ein Ergebnisbild (PIC) berechnet.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines zyklisch sich bewegenden Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt während einer Mehrzahl von Bewegungszyklen des Untersuchungsobjektes erfasst wurden.
Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System sind allgemein bekannt. Hierbei werden beispielsweise Kreisabtastungen, sequentielle Kreisabtastungen mit Vorschub oder Spiralabtastungen verwendet. Auch andersartige Abtastungen, die nicht auf Kreisbewegungen beruhen, sind möglich, so z. B. Scans mit linearen Segmenten. Es werden mit Hilfe mindestens einer Röntgenquelle und mindestens eines gegenüberliegenden Detektors Absorptionsdaten des Untersuchungsobjektes aus unterschiedlichen Aufnahmewinkeln aufgenommen und diese so gesammelten Absorptionsdaten bzw. Projektionen mittels entsprechender Rekonstruktionsverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet.
Zur Rekonstruktion von computertomographischen Bildern aus Röntgen-CT-Datensätzen eines Computertomographiegeräts (CT-Geräts), d. h. aus den erfassten Projektionen, wird heutzutage als Standardverfahren ein so genanntes gefiltertes Rückprojektionsverfahren (Filtered Back Projection; FBP) eingesetzt. Nach der Datenerfassung wird üblicherweise ein so genannter ”Rebinning”-Schritt durchgeführt, in dem die mit dem fächerförmig sich von der Quelle ausbreitenden Strahl erzeugten Daten so umgeordnet werden, dass sie in einer Form vorliegen, wie wenn der Detektor von parallel auf den Detektor zulaufenden Röntgenstrahlen getroffen würde. Die Daten werden dann in den Frequenzbereich transformiert. Im Frequenzbereich findet eine Filterung statt, und anschließend werden die gefilterten Daten rücktransformiert. Mit Hilfe der so umsortierten und gefilterten Daten erfolgt dann eine Rückprojektion auf die einzelnen Voxel innerhalb des interessierenden Volumens.
Ein Nachteil dieser allgemein bekannten Berechnungsverfahren besteht darin, dass bei einem bewegten Untersuchungsobjekt, oder einem zumindest teilweise bewegten Untersuchungsobjekt, Bewegungsunschärfen im Bild entstehen können, da während der Zeit eines Abtastvorgangs für die Daten, die für ein Bild benötigt werden, ein Ortsversatz des Untersuchungsobjektes oder eines Teils des Untersuchungsobjektes vorliegen kann, so dass die Basisdaten, die zu einem Bild führen, nicht alle räumlich identische Situation des Untersuchungsobjektes widerspiegeln. Dieses Bewegungsunschärfeproblem entsteht besonders verstärkt bei der Durchführung von Cardio-CT-Untersuchungen eines Patienten, bei denen aufgrund der Herzbewegung eine starke Bewegungsunschärfe im Herzbereich auftreten kann oder für Untersuchungen, bei denen relativ schnelle Veränderungen im Untersuchungsobjekt gemessen werden sollen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aufzuzeigen, wobei berücksichtigt werden soll, dass ein zyklisch bewegtes Untersuchungsobjekt vorliegt. Ferner sollen eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt aufgezeigt werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines zyklisch sich bewegenden Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden zuvor die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt während einer Mehrzahl von Bewegungszyklen des Untersuchungsobjektes erfasst. Aus den Messdaten wird ein erstes Bild und ein zweites Bild ermittelt. Zur Rekonstruktion des zweiten Bildes werden Messdaten verschiedener Bewegungszyklen zu einem der Bildrekonstruktion zugrunde zu legenden Messdatensatz zusammengesetzt. Es werden Differenzinformationen durch einen Vergleich des ersten Bildes mit dem zweiten Bild berechnet und unter Verwendung der Differenzinformationen wird aus dem ersten Bild und dem zweiten Bild ein Ergebnisbild berechnet.
Das Untersuchungsobjekt bzw. ein abzubildender Teil des Untersuchungsobjektes bewegt sich zyklisch oder periodisch. Dies bedeutet, dass aufeinanderfolgende Bewegungszyklen des Untersuchungsobjektes vorliegen, während welchen das Untersuchungsobjekt mehr oder weniger den gleichen Bewegungsablauf vollzieht. Die Bewegung der Untersuchungsobjektes kann sich – je nach Art des Untersuchungsobjektes – von Zyklus zu Zyklus unterscheiden. Ein Beispiel für ein zyklisch bewegtes Untersuchungsobjekt ist ein schlagendes Herz.
Die Datenerfassung erfolgt so, dass Daten nicht nur während einem Bewegungszyklus des Untersuchungsobjektes erfasst werden, vielmehr erstreckt sich die Messung über mehrere, d. h. mindestens zwei, Bewegungszyklen. Vorzugsweise werden die Daten so erfasst, dass für jeden abzubildenden Ausschnitt des Untersuchungsobjektes ein vollständiger Datensatz für jeden der mehreren Bewegungszyklen vorliegt. D. h. es ist möglich, für jeden der mehreren Bewegungszyklen aus den hierfür gemessenen Projektionen ein CT-Bild zu rekonstruieren.
Zunächst werden zwei Bilder ermittelt. Das zweite Bild zeichnet sich dadurch aus, dass die seiner Rekonstruktion zugrunde gelegten Daten nicht nur aus einem Bewegungszyklus stammen; vielmehr werden Daten aus zwei oder mehreren Bewegungszyklen verwendet. Dies ermöglicht es, Daten aus einem bestimmten, zeitlich begrenzten Abschnitt der Bewegungszyklen zu verwenden und hiermit die Zeitauflösung des zweiten Bildes zu erhöhen. Für den der Rekonstruktion des ersten Bildes zugrunde zu legenden Datensatz existieren verschiedene Möglichkeiten. Z. B. kann der Datensatz zu genau einem der mehreren Bewegungszyklen gehören.
Das erste und das zweite Bild werden miteinander verglichen. Das Ergebnis dieses Vergleichs, gegebenenfalls modifiziert durch weitere Bearbeitungsschritte, sind die Differenzinformationen. Diese werden eingesetzt, um das Ergebnisbild zu berechnen, welches sich aus dem ersten und dem zweiten Bild ergibt. Werden das erste und das zweite Bild auf geeignete Weise miteinander verknüpft, ist es möglich, dass das Ergebnisbild die vorteilhaften Eigenschaften sowohl des ersten als auch des zweiten Bildes aufweist. Hierbei handelt es sich bei den Vorteilen des zweiten Bildes insbesondere um die bereits erläuterte gute Zeitauflösung.
In Weiterbildung der Erfindung wird zur Berechnung des Ergebnisbildes bildpunktweise eine gewichtete Summe aus dem ersten Bild und dem zweiten Bild gebildet, wobei die Gewichtung von den Differenzinformationen abhängt. Ein Bildpunktwert des Ergebnisbildes ergibt sich also als Summe des korrespondierenden Bildpunktwertes des ersten Bildes und des korrespondierenden Bildpunktwertes des zweiten Bildes, wobei einer oder beide Bildpunktwerte jeweils mit einem Gewichtungsfaktor versehen sind. In den oder die Gewichtungsfaktoren gehen die Differenzinformationen ein.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn zur Ermittlung des ersten Bildes zumindest ein drittes und ein viertes Bild rekonstruiert werden, wobei das dritte Bild aus Daten eines ersten Bewegungszyklus und das vierte Bild aus Daten eines zweiten Bewegungszyklus rekonstruiert wird, und das erste Bild durch Mittelwertbildung aus zumindest dem dritten und dem vierten Bild ermittelt wird. Die Einzelbilder, d. h. das dritte und das vierte Bild, beziehen sich also auf genau einen Bewegungszyklus. Werden Daten nicht nur während zwei, sondern während einer größeren Anzahl von Bewegungszyklen erfasst, kann das erste Bild sich als Mittelwert einer größeren Anzahl von Einzelbildern ergeben, welche jeweils zu einem anderen Bewegungszyklus gehören. Bei der Mittelwertbildung kann ein einfacher oder ein gewichteter Mittelwert aus den Einzelbildern herangezogen werden. Da jedem der Einzelbilder Daten aus einem einzigen Bewegungszyklus zugrunde liegen, weisen die Einzelbilder eine schlechte zeitliche Auflösung auf. Durch die Mittelwertbildung ergibt sich für das erste Bild der Vorteil, dass das Bildrauschen gegenüber den Einzelbildern verringert wird.
In Ausgestaltung der Erfindung wird zur Ermittlung des zweiten Bildes ein Mehrsegment-Rekonstruktionsverfahren angewendet.
Besonders günstig ist es, wenn das erste und das zweite Bild voneinander unterschiedliche Zeitauflösungen aufweisen; insbesondere kann das zweite Bild eine höhere Zeitauflösung als das erste Bild haben. Auf diese Weise kann in das Ergebnisbild die günstige Zeitauflösung des zweiten Bildes übernommen werden.
In Ausgestaltung der Erfindung wird zur Berechnung der Differenzinformationen ein Differenzbild durch bildpunktweise Differenzbildung zwischen dem ersten und dem zweiten Bild ermittelt. Vorzugsweise handelt es sich hierbei um eine Absolutdifferenz, d. h. eine Differenz ohne Beachtung des Vorzeichens. Ferner ist es vorteilhaft, wenn die Werte des Differenzbildes unter einem ersten Schwellenwert auf Null gesetzt werden. Dies ermöglicht es, Rauschen in dem Differenzbild zu unterdrücken. Ferner ist es möglich, die Werte des Differenzbildes über einem zweiten Schwellenwert auf den zweiten Schwellenwert oder auch auf einen anderen Wert zu setzen. Werden beide Schwellenwerte eingesetzt, sollte der erste Schwellenwert kleiner als der zweite Schwellenwert sein. Schließlich ist es besonders vorteilhaft, wenn das Differenzbild einer Tiefpassfilterung unterzogen wird. Dies reduziert sprungartige Übergänge im Differenzbild. Schließlich kann man das Differenzbild vor der Tiefpassfilterung einer nichtlinearen Entzerrung unterziehen. Das auf die beschriebene Weise bearbeitete Differenzbild kann dann verwendet werden, um das Ergebnisbild aus dem ersten und dem zweiten Bild zu ermitteln.
Ziel der Verwendung der Differenzinformationen ist es, ortsabhängig Aussagen über das Ausmaß der Bewegung des Untersuchungsobjektes treffen zu können. Dementsprechend können die beiden Bilder, aus welchen die Differenzinformationen durch Bildvergleich erhalten werden, unterschiedlich ausgewählt werden. Eine Voraussetzung ist lediglich, dass ihre Abweichung voneinander eine Aussage über das Ausmaß der Bewegung ermöglicht. Eine weitere Möglichkeit zur Auswahl des ersten und zweiten Bildes ist die folgende:
In Weiterbildung der Erfindung wird das erste Bild aus Daten eines ersten Bewegungszyklus rekonstruiert, und zur Berechnung der Differenzinformationen wird anstelle des zweiten Bildes ein fünftes Bild herangezogen, wobei das fünfte Bild aus Daten eines zweiten Bewegungszyklus rekonstruiert wird; ein Mittelwertbild wird aus dem ersten und dem fünften Bild bestimmt, und das Ergebnisbild wird aus dem Mittelwertbild und dem zweiten unter Verwendung der Differenzinformationen Bild berechnet.
Die erfindungsgemäße Steuer- und Recheneinheit dient der Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten eines CT-Systems. Sie umfasst einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode, wobei hierin – gegebenenfalls unter anderem – Programmcode vorliegt, der geeignet ist, ein Verfahren der oben beschriebenen Art auszuführen. Das erfindungsgemäße CT-System umfasst eine solche Steuer- und Recheneinheit. Ferner kann es sonstige Bestandteile enthalten, welche z. B. zur Erfassung von Messdaten benötigt werden.
Das erfindungsgemäße Computerprogramm verfügt über Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Das erfindungsgemäße Computerprogrammprodukt umfasst auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Im folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigen:
1: eine erste schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
2: eine zweite schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
3: mehrere aufeinanderfolgende Herzzyklen,
4: ein Ablaufdiagramm,
5: zwei CT-Bilder eines Herzens,
6: Differenzdarstellungen zwischen den beiden CT-Bildern der 5,
7: ein ausgehend von den CT-Bildern der 5 unter Verwendung der Differenz der 6 verbessertes CT-Bild.
In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. Es handelt sich hierbei um ein CT-Gerät der so genannten dritten Generation, auf welchen die Erfindung jedoch nicht beschränkt ist. In dem Gantrygehäuse C6 befindet sich eine hier nicht gezeichnete geschlossene Gantry, auf der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden Detektor C3 angeordnet sind. Optional ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet, so dass durch die zusätzlich zur Verfügung stehende Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung erreicht werden kann, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy”-Untersuchungen durchgeführt werden können.
Das CT-System C1 verfügt weiterhin über eine Patientenliege C8, auf der ein Patient bei der Untersuchung entlang einer Systemachse C9, auch als z-Achse bezeichnet, in das Messfeld geschoben werden kann, wobei die Abtastung selbst sowohl als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfinden kann. Die Bewegung der Patientenliege C8 relativ zur Gantry wird durch eine geeignete Motorisierung bewirkt. Während dieser Bewegung rotiert jeweils die Röntgenquelle C2 bzw. C4 um den Patienten. Parallel läuft dabei gegenüber der Röntgenquelle C2 bzw. C4 der Detektor C3 bzw. C5 mit, um Projektionsmessdaten zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Schnittbildern genutzt werden. Alternativ zu einem sequentiellen Scan, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird, ist selbstverständlich auch die Möglichkeit eines Spiralscans gegeben, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre C2 bzw. C4 und Detektor C3 bzw. C5 geschoben wird. Durch die Bewegung des Patienten entlang der Achse C9 und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenquelle C2 bzw. C4 ergibt sich bei einem Spiralscan für die Röntgenquelle C2 bzw. C4 relativ zum Patienten während der Messung eine Helixbahn. Diese Bahn kann auch dadurch erreicht werden, indem die Gantry bei unbewegtem Patienten entlang der Achse C9 verschoben wird. Ferner ist es möglich, den Patienten kontinuierlich und periodisch zwischen zwei Punkten hin- und herzubewegen.
Gesteuert wird das CT-System 10 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n. Es wird darauf hingewiesen, dass selbstverständlich diese Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können.
Von der Steuer- und Recheneinheit C10 aus können über eine Steuerschnittstelle 24 Akquisitionssteuersignale AS übertragen werden, um das CT-System C1 gemäß bestimmter Messprotokolle anzusteuern. Die Akquisitionssteuersignale AS betreffen hierbei z. B. die Röntgenröhren C2 und C4, wobei Vorgaben zu ihrer Leistung und den Zeitpunkten ihres An- und Ausschaltens gemacht werden können, sowie die Gantry, wobei Vorgaben zu ihrer Rotationsgeschwindigkeit gemacht werden können, sowie den Tischvorschub.
Da die Steuer- und Recheneinheit C10 über eine Eingabekonsole verfügt, können Messparameter von einem Anwender oder Operator des CT-Geräts C1 eingegeben werden, welche dann in Form von Akquisitionssteuersignalen AS die Datenerfassung steuern. Informationen über aktuell verwendete Messparameter können auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 dargestellt werden; zusätzlich können weitere für den Operator relevante Informationen angezeigt werden.
Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p bzw. Rohdaten werden über eine Rohdatenschnittstelle C23 an die Steuer- und Recheneinheit C10 übergeben. Diese Rohdaten p werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 weiterverarbeitet. Der Bildrekonstruktionsbestandteil C21 ist bei diesem Ausführungsbeispiel in der Steuer- und Recheneinheit C10 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert, z. B. in Form einer oder mehrerer der Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n. In Bezug auf die Bildrekonstruktion gilt wie bereits in Bezug auf die Steuerung des Messvorgangs erläutert, dass die Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können. Ferner ist es möglich, dass die Steuerung des Messvorgangs und die Bildrekonstruktion von verschiedenen Recheneinheiten durchgeführt werden.
Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 rekonstruierten Bilddaten f werden dann in einem Speicher C22 der Steuer- und Recheneinheit C10 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 ausgegeben. Sie können auch über eine in 1 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem C1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), eingespeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder als Bilder ausgegeben werden.
Die Steuer- und Recheinheit C10 kann zusätzlich auch die Funktion eines EKGs ausführen, wobei eine Leitung C12 zur Ableitung der EKG-Potenziale zwischen Patient und Steuer- und Recheneinheit C10 verwendet wird. Zusätzlich verfügt das in der 1 gezeigte CT-System C1 auch über einen Kontrastmittelinjektor C11, über den zusätzlich Kontrastmittel in den Blutkreislauf des Patienten injiziert werden kann, so dass z. B. die Gefäße des Patienten, insbesondere die Herzkammern des schlagenden Herzens, besser dargestellt werden können. Außerdem besteht hiermit auch die Möglichkeit, Perfusionsmessungen durchzuführen, für die sich das vorgeschlagene Verfahren ebenfalls eignet.
Die 2 zeigt ein C-Bogen-System, bei dem im Gegensatz zum CT-System der 1 das Gehäuse C6 den C-Bogen C7 trägt, an dem einerseits die Röntgenröhre C2 und andererseits der gegenüberliegende Detektor C3 befestigt sind. Der C-Bogen C7 wird für eine Abtastung ebenfalls um eine Systemachse C9 geschwenkt, so dass eine Abtastung aus einer Vielzahl von Abtastwinkeln stattfinden kann und entsprechende Projektionsdaten p aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 der 2 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 der zu 1 beschriebenen Art.
Die Erfindung ist in beiden der in den 1 und 2 gezeigten Systeme anwendbar. Ferner ist sie grundsätzlich auch für andere CT-Systeme einsetzbar, z. B. für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor.
Soweit Körperpartien eines Patienten aufgenommen werden sollen, die sich nicht bewegen bzw. sich ruhigstellen lassen, stellen sich für die Aufnahme der Projektionen und die sich daran anschließende Bildrekonstruktion keine nennenswerten Probleme mit Bewegungsartefakten. Kritisch hingegen ist dies bei bewegten Untersuchungsobjekten. Im Folgenden wird die Situation betrachtet, dass eine CT-Aufnahme eines sich bewegenden Untersuchungsobjektes erfolgen soll.
Ein Beispiel für ein sich periodisch bewegendes Untersuchungsobjekt ist das menschliche Herz. Die Erfindung wird im folgenden anhand der Cardio-CT, also einer CT-Aufnahme des schlagenden Herzens, näher erläutert. Selbstverständlich ist sie nicht auf diese Anwendung beschränkt. Bekanntlich führt das menschliche Herz im Wesentlichen eine periodische Bewegung aus. Die periodische Bewegung besteht dabei aus einer abwechselnden Folge einer Ruhe- bzw. Erschlaffungsphase und einer Bewegungs- bzw. Schlagphase. Die Ruhephase hat eine Dauer von üblicherweise zwischen 500 bis 800 ms, die Schlagphase eine Dauer von 200 bis 250 ms. Dies ist aus 3 ersichtlich, in welcher der Pegel L des mit EKG bezeichneten EKG-Signal eines Patienten über der Zeit t aufgetragen ist. Das EKG-Signal veranschaulicht die periodische Bewegung des Herzens des Patienten, wobei der Beginn eines Herzzyklus jeweils durch eine R-Zacke R und die Dauer des jeweiligen Herzzyklus durch das RR-Intervall T_RR, d. h. den Abstand der den jeweiligen Herzzyklus einleitenden R-Zacke R von der den folgenden Herzzyklus einleitenden R-Zacke R, bestimmt ist. Eine Herzphase startet bei einer R-Zacke R bei 0% und endet bei der nächsten R-Zacke R bei 100%. Eine Umrechung zwischen der Dimension der Zeit und der Herzphase ist jederzeit möglich; hierzu können die EKG-Daten verwendet werden, welchen zu jedem Zeitpunkt entnehmbar ist, welche Herzphase aktuell vorliegt. Die Ruhephase des Herzens, d. h. die Phase minimaler Herzbewegung, ist jeweils schraffiert angedeutet.
Bei der Herzbildgebung mittels CT ist die Herzphase, während welcher die Daten aufgenommen werden, entscheidend für eine gute Bildqualität. Es wird daher üblicherweise versucht, für die Bildrekonstruktion Daten zu verwenden, welche während einer Herzphase mit wenig oder minimaler Herzbewegung erfasst wurden.
Neben den auch für unbewegte Untersuchungsobjekte bestehenden Anforderungen an die Qualität von CT-Bildern besteht bei Herzaufnahmen das Ziel, eine hohe Zeitauflösung der Bilder zu erreichen. Die Zeitauflösung ist hierbei umgekehrt proportional zur Zeitspanne, welche zur Erfassung der Projektionen benötigt wird. Je mehr Zeit während der Datenerfassung verstreicht, desto mehr bewegt sich das Herz während dieser Messzeit. Diese Bewegung führt zu unerwünschten Bewegungsartefakten in den CT-Bildern. Die Aussagekraft der CT-Bild wird hierdurch drastisch reduziert.
Bei CT-Bildrekonstruktionen muss bei Messungen in Parallelstrahlgeometrie ein Datenintervall, d. h. eine Reihe von aufeinanderfolgenden Projektionen, wobei jede Projektion einer Messung bei einem bestimmten Projektionswinkel entspricht, zur Verfügung stehen, das mindestens einem Halbumlauf der Röntgenquelle um das Untersuchungsobjekt, d. h. einem Projektionswinkelbereich von 180°, entspricht. Bei einer Fächerstrahlgeometrie muss der Projektionswinkelbereich 180° plus dem Fächeröffnungswinkel betragen. Beide Fälle werden im Folgenden unter der Bezeichnung „Daten eines Halbumlaufs” zusammengefasst. Dieses Mindestdatenintervall ist nötig, um jeden Bildpunkt im Messfeld rekonstruieren zu können. Im Drehzentrum ist auch in Fächerstrahlgeometrie ein Projektionswinkelbereich von 180° ausreichend. Die bestmögliche zeitliche Auflösung in einem so rekonstruierten CT-Bild beträgt damit in Drehzentrumsnähe gerade der halben Rotationszeit des CT-Geräts.
Die erwünschte verbesserte Zeitauflösung bei der Cardio-CT könnte durch eine Verringerung der Rotationszeit der CT-Geräte erreicht werden. Die schnellste Rotationszeit eines Einröhren-CT-Gerätes beträgt nach aktuellem Stand ca. 0.27 s, entsprechend einer bestmöglichen zeitlichen Auflösung von 135 ms. Eine Verringerungen der Rotationszeit ist jedoch mechanisch aufwendig und teuer, weshalb dies bei der Konstruktion kostengünstiger CT-Geräte einen begrenzenden Faktor darstellt.
Bei der so genannten Mehrsegment-Rekonstruktion wird versucht, die zeitliche Auflösung durch Kombination von Daten aus mehreren aufeinanderfolgenden Herzschlägen zu verbessern. Grundlage dieser Methode ist es, Projektionen an derselben Position des Untersuchungsobjektes in mehreren Herzzyklen aufzunehmen, um anschließend für die Bildrekonstruktion geeignete Datenteile zu kombinieren. So können beispielsweise aus einem ersten Herzzyklus Daten aus einem Projektionswinkelbereich von 0–90° und aus einem zweiten Herzzyklus Daten aus einem Projektionswinkelbereich von 90–180° verwendet werden. Die Zeitauflösung entspricht im genannten Beispiel der Zeitspanne, welche für eine Rotation um 90° benötigt wird. Auch andere Aufteilungen sind möglich, so z. B. ein Bereich von 0–120° aus einem ersten Herzzyklus und 120–180° aus einem zweiten Herzzyklus. Anstelle von zwei Herzzyklen können selbstverständlich auch mehrere Herzzyklen betrachtet werden. Insgesamt liegt damit durch Zusammensetzen der Daten aus den verschiedenen Herzzyklen ein vollständiger Datensatz vor. Zu beachten ist, dass die mehreren Projektionswinkelbereiche jeweils in etwa zu der gleichen Herzphase des Herzzyklus gehören sollten, z. B. zur Herzphase zwischen 60 und 80%. Dadurch wird gewährleistet, dass die unterschiedlichen Daten jeweils den gleichen Zustand des Herzens abbilden, wodurch Bewegungsartefakte vermieden werden können.
Die Mehrsegment-Rekonstruktion wird beschrieben z. B. in
Flohr T, Ohnesorge B. Heart rate adaptive optimization of spatial and temporal resolution for electrocardiogram-gated multislice spiral CT of the heart. J Comput Assist Tomogr 2001; 25: 907–923
Ohnesorge BBC, Flohr T, Reiser MF. Multi-slice CT in cardiac imaging: technical principles, clinical application, and future developments. Berlin, Germany: Springer Verlag, 2002
Taguchi K., Anno H. High temporal resolution for multislice helical computed tomography, Med. Phys. 2000, 27 (5): 861–872
Anno H., Kato R., Katada K. et al, Improvement of temporal resolutions in ECG-gated CT-Coronary angiography using a 0,4 sec/Rotation multi-slice helical CT system, Radiology 2001 (221): 201–210
Lembcke A., Rogalla P., Blobel J., Segment-Rekonstruktion: Ein neues Verfahren für die kardiologische Diagnostik, VISIONS (ISSN 1617-2876) 5/2001: 52–55
Flohr T., Bruder H., Stiersdorfer K., Simon J., Schaller S., Ohnesorge B., New Technical Developments in Multislice CT, Part 2: Sub-Millimeter 16-Slice Scanning and Increased Gantry Rotation Speed for Cardiac Imaging, Forschr. Röntgenstr. 2002; 174: 1022–1027
Von Nachteil bei der Mehrsegment-Rekonstruktion ist, dass die Mehrfachabtastung mit einer erhöhten Dosis für den Patienten einhergeht. Es muss entweder bei einer Spiral-CT-Aufnahme mit sehr kleinem Pitch bzw. Tischvorschub gearbeitet werden, oder bei einer Sequenz-CT-Aufnahme muss an der gleichen Position während der Dauer mehrerer Herzschläge eine Datenerfassung stattfinden. Verwendet man eine Bisegment-Rekonstruktion, d. h. kombiniert man die Daten zweier Herzzyklen, ergibt sich i. d. R. eine um den Faktor zwei erhöhte Strahlungsdosis.
Die bei der bislang eingesetzten Mehrsegment-Rekonstruktion resultierende erhöhte Strahlungsdosis dient ausschließlich der Verbesserung der Zeitauflösung. Insbesondere wird hierdurch das Rauschen in den CT-Bildern nicht vermindert. Diese fehlende Auswirkung auf das Bildrauschen trotz stark erhöhter Strahlendosis ist ein großer Nachteil von Multisegmentansätzen, so dass man versucht, deren Einsatz auf stark erhöhte und medikamentös nicht senkbare Herzraten zu beschränken.
Im folgenden wird anhand des Ablaufdiagramms der 4 eine verbesserte Möglichkeit der Mehrsegement-Bildrekonstruktion beschrieben. Zunächst werden auf an sich bekannte Weise die Projektionen erfasst, wobei bezogen auf jeden abzubildenden Ausschnitt des Herzens Daten während mindestens zwei Herzzyklen aufgenommen werden. Im folgenden wird zur Vereinfachung davon ausgegangen, dass Daten zweier Herzzyklen vorliegen. Die erläuterter Vorgehensweise ist jedoch entsprechend auf eine größere Anzahl von Herzzyklen übertragbar.
Aus den Messdaten werden zwei CT-Bilder PIC 1 und PIC 2 rekonstruiert. Es handelt sich bei dem ersten Bild PIC 1 um ein Bild, welches basierend auf einem vollständigen Datensatz, d. h. den Daten eines Halbumlaufs, des ersten Herzzyklus rekonstruiert wurde. Das zweite Bild PIC 2 ist ein Bild, welches basierend auf einem vollständigen Datensatz, d. h. den Daten eines Halbumlaufs, des zweiten Herzzyklus rekonstruiert wurde. Aus diesen beiden Bildern PIC 1 und PIC 2 wird ein Mittelwertbild PIC MEAN berechnet. Dies erfolgt durch bildpunktweise Addition und Halbierung der Bildwerte der Bilder PIC 1 und PIC 2. Bei einer N-Segment-Rekonstruktion wird durch eine derartige Mittelwertbildung das Rauschen in dem resultierenden Mittelwertbild PIC MEAN gegenüber den ursprünglichen Bildern um den Faktor √ N reduziert, im vorliegenden Beispiel einer Bisegment-Rekonstruktion also um den Faktor √ 2 .
Ferner wird aus den Daten der zwei Herzzyklen gemäß der bekannten Mehrsegment-Rekonstruktion ein Bild PIC SEG berechnet. Zur Rekonstruktion des Bildes PIC SEG werden also Daten aus den beiden Herzzyklen so zusammengesetzt, dass ein vollständiger Datensatz vorliegt. Das Bild PIC SEG zeichnet sich durch eine gegenüber den Bildern PIC 1, PIC 2 und PIC MEAN erhöhte Zeitauflösung aus.
Beispiele für Bilder PIC MEAN und PIC SEG sind in der 5 dargestellt, wobei 5A ein Bild PIC MEAN und 5B ein Bild PIC SEG zeigt. Die mit Scha und einen Pfeil angezeigte Region entspricht dem mittleren Teil der rechten Koronararterie. Hierbei handelt es sich um eine Region des Herzens, in welcher Bewegung stattfindet. Deutlich ist zu erkennen, dass die Schärfe im Mittelwertbild der 5A in dieser Region viel geringer ist als diejenige des Multisegementbildes der 5B mit der besseren Zeitauflösung.
Andererseits wird durch die Mittelwertbildung das Rauschen reduziert, was bei dem Multisegementbild nicht der Fall ist. Dies wird insbesondere deutlich in der mit Rau bezeichneten Region: in 5B findet sich ein gegenüber der 5A stark erhöhtes Rauschen. Diese Stelle zeigt einen Gewebebereich (Muskelbereich) der rechten Herzkammer.
Zusammenfassend lässt sich bei einem Vergleich der Bilder PIC MEAN und PIC SEG also feststellen, dass der Vorteil des Bildes PIC MEAN das reduzierte Rauschen aufgrund der Akkumulation der Dosis aus den Aufnahmen der mehreren Herzzyklen ist, während der Vorteil des Bildes PIC SEG die erhöhte Zeitauflösung ist.
Aus den beiden Bildern PIC MEAN und PIC SEG wird nun pixelweise der Betrag der Differenz der Pixelwerte berechnet. Diese Differenz wird wie im folgenden noch näher erläutert bearbeitet, so dass schließlich ein Differenzbild DIF resultiert. Ein Beispiel für ein derartiges Differenzbild DIF, welches aus dem Vergleich der beiden Bilder der 5 resultiert, ist in 6A gezeigt. Je heller ein Bildpunkt im Differenzbild DIF der 6A ist, desto größer ist an diesem Punkt der Unterschied zwischen den Bildern PIC MEAN und PIC SEG. Dieser Unterschied zeigt das Ausmaß an Bewegung am jeweiligen Ort an. Dies beruht darauf, dass das Mittelbild PIC MEAN einen mittleren Zustand des Herzens über mehrere Herzphasen des Herzzyklus hinweg angibt, während das Bild PIC SEG einer bestimmten Herzphase bzw. einem kleineren Ausschnitt an Herzphasen des Herzzyklus entspricht.
Die erwähnte Bearbeitung der Differenz zur Erzielung des Differenzbildes DIF besteht darin, dass betragsmäßige Differenzwerte unterhalb einer ersten Schwelle T1, z. B. T1 = 40 HU, auf 0 gesetzt wurden, und alle betragsmäßigen Differenzwerte größer einer zweiten Schwelle T2, z. B. T2 = 80 HU, auf T2 gesetzt werden. Die Verwendung der ersten Schwelle hat den Grund, das kleine Abweichungen zwischen den Bildern PIC MEAN und PIC SEG lediglich vom Rauschen und nicht von echter Bewegung stammen. Diese Abweichungen sollen im folgenden nicht berücksichtigt werden. Durch die Verwendung der zweiten Schwelle werden die Differenzen nach oben hin beschränkt. Der Grund hierfür liegt darin, dass Bewegungen von starken Kontrasten, z. B. von Lungengefäß zu Luft, nicht stärker bedacht werden als andere Bewegungen, z. B. von Kontrasten zwischen jodgefüllten Gefäßen und Gewebe.
Eine Ermittlung der Schwellen T1 und T2 kann z. B. unter Heranziehung einer Histogrammdarstellung erfolgen. So kann man die erste Schwelle T1 z. B. erhalten, indem man fordert, dass ein bestimmter Prozentsatz, z. B. 75%, aller Differenzwerte auf einer Bewegung beruhen und die restlichen 25% der Differenzwerte durch Rauschen zustande kommen. Die zweite Schwelle T2 kann auf ähnliche Weise erhalten werden, indem man z. B. fordert, dass ein bestimmter Prozentsatz, z. B. 15%, aller Differenzwerte oberhalb der zweiten Schwelle liegen sollen.
Das Differenzbild DIF wird ferner vor seiner weiteren Verwendung einer Tiefpassfilterung unterzogen, so dass ein weicher Übergang zwischen den Bestandteilen mit verschieden viel Bewegung gewährleistet ist. Zur Verbesserung des Ergebnisses kann vor der Tiefpassfilterung eine nichtlinare Spreizung der Differenzwerte, z. B. mittels einer Exponentialfunktion, und nach der Tiefpassfilterung die entsprechend Entspreizung durchgeführt werden. Anschließend findet noch eine Einschränkung des Wertebereichs des modifzierten Differenzbild DIF statt, indem die Werte entsprechend skaliert werden. Das Ergebnis dieser Bearbeitung in Form eines modifzierten Differenzbildes DIF ist in 6B gezeigt.
Das Ziel der Ermittlung des Differenzbildes DIF ist es, lokal Regionen innerhalb der CT-Bilder zu identifizieren, in welchen eine Herzbewegung vorhanden ist. Durch den Übergang von 6A zur 6B werden diese Regionen vergrößert. Es wird hiermit um jede gemessene Differenz ein Art Rand von mehreren Pixeln „hinzuaddiert”, um sicherzustellen, dass die betreffende Region sicher und umfassend als bewegte Region erkannt ist. Wie im nachfolgenden gezeigt wird, soll für diese Regionen das zeitlich hochaufgelöste Bild verwendet werden. Wenn z. B. kleinere Gefäße sich in der Differenz nur teilweise überlappen, so soll durch die Verbreiterung der bewegten Region sichergestellt werden, dass bei dem nachfolgendem Mischen das Gefäß dennoch vollständig aus dem zeitlich hochaufgelösten Bild entnommen wird.
Im Anschluss findet im Schritt SUM der 4 eine Mischung der Bilder PIC MEAN und PIC SEG statt, wobei das modifizierte Differenzbild DIF als Gewichtungsfaktor zum Einsatz kommt.
Diese pixelweise Mischung des gemittelten Bildes PIC MEAN und des zeitlich hochaufgelösten Bildes PIC SEG mit dem Differenzbild DIF als Gewichtsbild zur Ermittlung des Ergebnisbildes PIC erfolgt in folgender Form: PIC_i = PIC MEAN_i·(1 – DIF_i) + PIC SEG_i·DIF_i Der Index i steht hierbei für das jeweilige Bildpixel.
Der maximale Wert für einen Bildpunkt des Differenzbildes DIF beträgt 1. Dies entspricht starker Bewegung. In diesem Fall gilt PIC_i = PIC SEG_i, d. h. es wird der Bildpunktwert des zeitlich hochaufgelösten Bildes PIC SEG übernommen. Der minimale Wert für einen Bildpunkt des Differenzbildes DIF beträgt 0. Dies entspricht keiner Bewegung. In diesem Fall gilt PIC_i = PIC MEAN_i, d. h. es wird der Bildpunktwert des Mittelwertbildes PIC MEAN übernommen. Für Werte des Differenzbildes DIF zwischen 0 und 1 trägt sowohl das zeitlich hochaufgelöste Bildes PIC SEG, als auch das Mittelwertbild PIC MEAN bei zum Ergebnisbild PIC bei.
Ein Beispiel für ein Ergebnisbild PIC, welches aus den Bildern der 5 und 6 berechnet wurde, ist in 7 gezeigt. Es ist zu erkennen, dass das Ergebnisbild PIC sich durch eine hohe Schärfe in bewegten Bereichen – wie auch in 5 durch Scha und Pfeil angezeigt – auszeichnet. Dies entspricht dem Vorteil des zeitlich hochaufgelöste Bildes PIC SEG. Ferner zeichnet sich das Ergebnisbild PIC in Regionen mit wenig Bewegung durch ein reduziertes Rauschen aus, was wie in 5 in der mit Rau bezeichneten Region sichtbar ist. Dies entspricht dem Vorteil des gemittelten Bildes PIC MEAN. Insgesamt ergibt sich also ein scharfes Bild mit niedrigem Rauschen in unbewegten Regionen.
Durch die beschriebene Vorgehensweise kann also der bekannte Vorteil der Mehrsegment-Rekonstruktion genutzt werden, nämlich die Vermeidung von Bewegungsartefakten aufgrund erhöhter Zeitauflösung. Überdies wird die hohe Dosisbelastung für den Patienten effizient ausgenutzt, indem das Rauschen gegenüber der herkömmlichen Mehrsegment-Rekonstruktion drastisch reduziert wird. Die erhöhte Dosis dient also einem zweifachen Zweck: der Erhöhung der Zeitauflösung bei gleichzeitiger Verbesserung des Bildrauschens.
Umgekehrt kann auch folgendermaßen vorgegangen werden: die Intensität der Röntgenstrahlung bei der Datenerfassung wird gegenüber der herkömmlichen Messung für eine Mehrsegment-Rekonstruktion deutlich reduziert, z. B. auf 60–70%. Reduziert man bei einer N-Segment-Rekonstruktion die Dosis um den Faktor N, so wäre diese Rekonstruktion in Bezug auf das Bildrauschen dosisneutral gegenüber einer Monosegment-Rekonstruktion. In diesem Fall ist es dennoch möglich, CT-Bilder mit hoher Zeitauflösung zu erhalten, deren Rauschen gegenüber einer einmaligen Messung mit 100% der Strahlungsintensität nicht verschlechtert ist. Hierdurch ist es also möglich, eine Mehrsegment-Rekonstruktion durchzuführen, ohne den Patienten einer gegenüber einer einfachen Messung erhöhten Strahlungsbelastung bzw. einer nur geringfügig erhöhten Strahlungsbelastung auszusetzen.
Bislang wurde die Ausgestaltung beschrieben, dass das Differenzbild DIF durch einen Vergleich des Mittelwertbildes PIC MEAN und des Bildes PIC SEG ermittelt wird. In diesem Fall dienen zwei Bilder mit verschiedener zeitlicher Auflösung dazu, die Bewegungsinformationen zu ermitteln. Abweichend hiervon ist es auch möglich, das Differenzbild DIF durch einen Vergleich zweier Bilder mit der gleichen zeitlichen Auflösung zu erhalten. Hierzu eignen sich z. B. die beiden Bilder PIC 1 und PIC 2.
Die Erfindung wurde voranstehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

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Lembcke A., Rogalla P., Blobel J., Segment-Rekonstruktion: Ein neues Verfahren für die kardiologische Diagnostik, VISIONS (ISSN 1617-2876) 5/2001: 52–55 [0046]
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Claims

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC) eines zyklisch sich bewegenden Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt während einer Mehrzahl von Bewegungszyklen des Untersuchungsobjektes erfasst wurden, aus den Messdaten ein erstes Bild (PIC MEAN) und ein zweites Bild (PIC SEG) ermittelt wird, wobei zur Rekonstruktion des zweiten Bildes (PIC SEG) Messdaten verschiedener Bewegungszyklen zu einem der Bildrekonstruktion zugrunde zu legenden Messdatensatz zusammengesetzt werden, Differenzinformationen (DIF) durch einen Vergleich des ersten Bildes (PIC MEAN) mit dem zweiten Bild (PIC SEG) berechnet werden, unter Verwendung der Differenzinformationen (DIF) aus dem ersten Bild (PIC MEAN) und dem zweiten Bild (PIC SEG) ein Ergebnisbild (PIC) berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem zur Berechnung des Ergebnisbildes (PIC) bildpunktweise eine gewichtete Summe (SUM) aus dem ersten Bild (PIC MEAN) und dem zweiten Bild (PIC SEG) gebildet wird, wobei die Gewichtung von den Differenzinformationen (DIF) abhängt.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem zur Ermittlung des ersten Bildes (PIC MEAN) zumindest ein drittes (PIC 1) und ein viertes (PIC 2) Bild rekonstruiert werden, wobei das dritte Bild (PIC 1) aus Daten eines ersten Bewegungszyklus und das vierte Bild (PIC 2) aus Daten eines zweiten Bewegungszyklus rekonstruiert wird, und das erste Bild (PIC MEAN) durch Mittelwertbildung aus zumindest dem dritten (PIC 1) und dem vierten (PIC 2) Bild ermittelt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem zur Ermittlung des zweiten Bildes (PIC SEG) ein Mehrsegment-Rekonstruktionsverfahren angewendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem das erste (PIC MEAN) und das zweite Bild (PIC SEG) voneinander unterschiedliche Zeitauflösungen aufweisen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem zur Berechnung der Differenzinformationen (DIF) ein Differenzbild durch bildpunktweise Differenzbildung zwischen dem ersten (PIC MEAN) und dem zweiten (PIC SEG) Bild ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 6, bei dem die Werte des Differenzbildes unter einem ersten Schwellenwert auf Null gesetzt werden.
Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, bei dem die Werte des Differenzbildes über einem zweiten Schwellenwert auf den zweiten Schwellenwert gesetzt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, bei dem das Differenzbild einer Tiefpassfilterung unterzogen wird.
Verfahren nach Anspruch 9, bei dem das Differenzbild vor der Tiefpassfilterung einer nichtlinearen Entzerrung unterzogen wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem das erste Bild (PIC 1) aus Daten eines ersten Bewegungszyklus rekonstruiert wird, zur Berechnung der Differenzinformationen (DIF) anstelle des zweiten Bildes (PIC SEG) ein fünftes Bild (PIC 2) herangezogen wird, wobei das fünfte Bild (PIC 2) aus Daten eines zweiten Bewegungszyklus rekonstruiert wird, ein Mittelwertbild (PIC MEAN) aus dem ersten und dem fünften Bild bestimmt wird, und das Ergebnisbild (PIC) unter Verwendung der Differenzinformationen (DIF) aus dem Mittelwertbild (PIC MEAN) und dem zweiten Bild (PIC SEG) berechnet wird.
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p) eines CT-Systems (C1), enthaltend einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode (Prg₁–Prg_n), wobei in dem Programmspeicher Programmcode (Prg₁–Prg_n) vorliegt, der ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 11 durchführt.
CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 12.
Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln (Prg₁–Prg_n), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Computerprogrammprodukt, umfassend auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel (Prg₁–Prg_n) eines Computerprogramms, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.