DE10051462A1

DE10051462A1 - Verfahren zur Strahlaufhärtungskorrektur für ein mittels eines CT-Geräts aufgenommenes Ausgangsbild

Info

Publication number: DE10051462A1
Application number: DE10051462A
Authority: DE
Inventors: Rainer Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2000-10-17
Filing date: 2000-10-17
Publication date: 2002-04-25
Also published as: JP2002191591A; US6600801B2; CN1230781C; CN1359089A; US20020097830A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Strahlaufhärtungskorrektur für ein mittels eines CT-Geräts aufgenommenes, aus matrixartig angeordneten Pixeln zusammengesetztes Ausgangbild. Dabei werden aus dem Ausgangsbild durch Reprojektion der Pixel des Ausgangsbildes unter einer Vielzahl von Projektionswinkeln Korrekturdaten ermittelt, wobei bei der Projektion für jeden der Projektionswinkel die Pixel des Ausgangsbildes mit einem Schwellenwert verglichen werden und nur solche Pixel des Ausgangsbildes in die Reprojektion einbezogen werden, die oberhalb des Schwellenwertes liegen. Die Korrekturdaten werden zur Ermittlung eines korrigierten Bildes aus dem Ausgangsbild herangezogen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Strahlaufhärtungs korrektur für ein mittels eines CT-Geräts aufgenommenes, aus matrixartig angeordneten Pixeln zusammengesetztes Ausgangs bild, aufweisend die Verfahrenschritte,
dass aus dem Ausgangsbild durch Reprojektion der Pixel des Ausgangsbildes unter einer Vielzahl von Projektionswinkeln Korrekturdaten ermittelt werden, wobei bei der Reprojektion für jeden der Projektionswinkel die Pixel des Ausgangsbildes mit einem Schwellenwert verglichen werden, und
dass die Korrekturdaten zur Ermittlung eines korrigierten Bildes aus dem Ausgangsbild herangezogen werden.

Infolge der spektralen Abhängigkeit des Strahlenschwächungs verhaltens realer Körper ist bei polychromatischer Röntgen strahlung eine Verschiebung der mittleren Energie der aus einem durchstrahlten Körper austretenden Röntgenstrahlung hin zu höheren Energiewerten zu beobachten. Dieser Effekt wird als Strahlaufhärtung bezeichnet. Im rekonstruierten Bild des Körpers macht er sich durch Grauwertabweichungen gegenüber dem theoretischen Fall linearer, spektralunabhängiger Strah lenschwächung bemerkbar. Diese insbesondere durch Stoffe mit hoher Kernladungszahl und Dichte (z. B. Knochen) verursachten Grauwertabweichungen - oder Stahlaufhärtungsartefakte - im rekonstruierten Bild stören die Aussagekraft des Bilds und können im schlimmsten Fall den untersuchenden Arzt zu Fehlin terpretationen leiten. Die Strahlaufhärtungskorrektur wird zur wenigstens teilweisen Beseitigung dieser Artefakte durch geführt.

Bei bekannten Verfahren der eingangs genannten Art wird so vorgegangen, dass für die einzelnen Projektionswinkel vor der Reprojektion diejenigen Pixel, die unterhalb des Schwellen wertes liegen auf Null gesetzt werden, bevor die Reprojektion der gesamten Pixel-Matrix erfolgt.

Für die Reprojektion kommen im wesentlichen zwei Verfahren in Frage Einsatz:

- Inverse Fourier-Rekonstruktionsverfahren
Hier wird die komplette Integraltransformation der Bildre konstruktion des Ausgangsbildes rückgängig gemacht (siehe US 4,616,318). Insbesondere können so Effekte, die durch den Rekonstruktionskern verursacht werden, wie etwa Cup ping-Korrektur usw., korrigiert werden. Auf der anderen Seite ist die Komplexität von Inversen Fourier-Rekonstruk tionsverfahren sehr hoch, so dass eine Anwendung in Echt zeit in der Praxis nicht ohne Weiteres möglich ist.
- Ray-Tracing-Algorithmen
Hier werden ausgehend von der Pixelmatrix des Ausgangsbil des direkt die entsprechenden Parallelprojektionen durch approximative Berechnung der Linienintegrale bestimmt. Ray-Tracing-Algorithmen zerfallen in zwei Klassen: (a) Pixel-Intercepting-Methoden und (b) Vorwärts-Projektions- Methoden (VPM). Beide Verfahren sind pixel-getrieben in dem Sinne, dass keine Projektionsstrahlen spezifiziert werden, sondern die Pixelkoordinaten Ausgangspunkt für die Bewertung von Beiträgen zur Schwächung sind. Somit kann der Einfluss des Rekonstruktionskerns nicht berücksichtigt werden. Dies erweist sich allerdings bei Verwendung von Kernen ohne Cupping-Korrektur für die erste Bildrekon struktion als nicht notwendig.

Im folgenden soll die Vorgehensweise bei der bei T. M. Pe ters, "Algorithms for fast back- and reprojection in computed tomography", IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. NS-28, pp. 3641-3647, 1981 beschriebenen VPM als Beispiel für einen pixel orientierten Algorithmus skizziert werden.

Ausgegangen werde von einem Ausgangsbild mit N × N quadrati schen Pixeln. Ist b die Kantenlänge eines Pixels, so ergibt sich für die Koordinaten des Zentrums des Pixels (n,n') in einem rechtwinkligen Koordinatensystem mit den Achsen x und y
x_n = nb, y_n' = n'b.

Ein vorgegebener Satz von Parallelstrahlen ist definiert durch den Winkel θ bezüglich einer fest gewählten Referenz achse, z. B. der y-Achse. Der Abstand des Pixels (n,n') vom Ursprung (= Pixel (0,0)) ist damit gegeben durch
t = x_n cosθ + y_n'sinθ.

Wenn a der Abstand der Parallelstrahlen voneinander ist, so liegt das gewählte Pixel (n,n') folglich zwischen den Strahlen K und K + 1, wobei gilt
K ≦ t/a < K + 1.

Um zu entscheiden, in welcher Weise der Pixelwert P_n,n' zum Schwächungsintegral beiträgt, berechnet man das Gewicht
α_K = t/a - K (0 ≦ α_K < 1),
und erhält als Beitrag zu den benachbarten Strahlen
S(K) → S(K) + (1 - α_K)P_n,n',
S(K + 1) → S(K + 1) + α_KP_n,n'.

Offensichtlich spielt für die Komplexität des Algorithmus die Anzahl der Strahlen keine Rolle. Ist N_p die Anzahl der Pro jektionen der Paralleldaten, so ist die Laufzeit einer kom pletten Bildrekonstruktion von der Ordnung N_p.N².

Für eine praktische Anwendung der VPM im Zuge einer Strahl aufhärtungskorrektur spielt vor allem die Laufzeit eine wesentliche Rolle. Ein erster Ansatzpunkt zur Optimierung der Laufzeit ist die Reduzierung der Größe der Bildmatrix, die einer Erniedrigung der maximal im Bild enthaltenden Frequenz entspricht. Dies führt in zu einem "Verwaschen" der Kon traste, was nur in gewissen Grenzen tolerierbar ist, da die Genauigkeit der bestimmten Knochendicke im Korrekturverfahren nicht notwendig in der Größenordnung der Pixelgröße liegen muss, um brauchbare Ergebnisse zu erzielen. Bei einer line aren Schrumpfung der Bildgröße um den Faktor c verringert sich auf Grund der Orientierung an den Pixeln der Rechenauf wand um den Faktor c².

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszubilden, dass eine Verringerung der Laufzeit auch ohne Verkleinerung der Bildmatrix möglich ist.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Ver fahren zur Strahlaufhärtungskorrektur für ein mittels eines CT-Geräts aufgenommenes, aus matrixartig angeordneten Pixeln zusammengesetztes Ausgangsbild, aufweisend die Verfahrens schritte,

- dass aus dem Ausgangsbild durch Reprojektion der Pixel des Ausgangsbildes unter einer Vielzahl von Projektionswinkeln Korrekturdaten ermittelt werden, wobei bei der Reprojek tion für jeden der Projektionswinkel die Pixel des Aus gangsbildes mit einem Schwellenwert verglichen werden und nur solche Pixel des Ausgangsbildes in die Reprojektion einbezogen werden, deren Pixelwert oberhalb des Schwellen wertes liegt, und
- dass die Korrekturdaten zur Ermittlung eines korrigierten Bildes aus dem Ausgangsbild herangezogen werden.

Die Erfindung macht sich den Umstand zunutze, dass für die Bewertung der Schwächungsbeiträge durch aufhärtende Materi alien nur die Pixel oberhalb des Schwellenwertes liegenden Pixel des Bildes, d. h. diejenigen Pixel, deren Pixelwert, d. h. CT-Zahl, oberhalb eines für das jeweilige Material maß geblichen Schwellenwertes liegt, relevant sind. Im Falle von Knochen sind dies für Fälle, in denen eine Strahlaufhärtungs korrektur erwünscht ist, z. B. im Bereich der Schädelbasis, erfahrungsgemäß weniger als 20% der Pixel des Ausgangsbildes.

Es genügt daher, gemäß der Erfindung bei der Ermittlung von Korrekturdaten nur solche Pixel des Ausgangsbildes in die Reprojektion einzubeziehen, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt.

Dies erlaubt infolge der Verringerung der Anzahl der zu be rücksichtigenden Pixel eine zeitliche Optimierung des Repro jektionsvorgangs ohne Verringerung der Qualität der erzeugten Daten, insbesondere Paralleldaten.

Gemäß einer ersten Variante der Erfindung wird so vorgegan gen, dass für jeden der Projektionswinkel während der Rück projektion diejenigen Pixel des Ausgangsbildes ermittelt wer den, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt.

In diesem Falle läuft bei linearer Indizierung der Bildmatrix für die jeweilige Projektion der Index der zu durchlaufenden Schleife von 1 bis N². Da für jedes Pixel unmittelbar ent schieden wird, ob dessen Pixelwert oberhalb des Schwellenwer tes liegt, müssen dagegen die eigentlich zeitaufwendigen Schritte wie z. B. die Rekonstruktion der zweidimensionalen Koordinaten des Pixels nur für diejenigen Pixel durchgeführt, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt. Ist α der Anteil der zu einer Projektion beitragenden, also ober halb des Schwellwertes liegenden Pixel im Verhältnis zur An zahl aller Pixel des Ausgangsbildes, so tritt bezüglich der zeitaufwendigen Schritte eine Beschleunigung um den Faktor α^-1 ein. Aufgrund des Schleifen-Overheads, d. h. der Laufzeit, die zum Ermitteln der hinsichtlich ihres Pixelwertes unter halb des Schwellenwertes liegenden Pixel benötigt wird, wird diese theoretisch mögliche Beschleunigung insgesamt jedoch nicht erreicht.

Werden gemäß einer besonders vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung vor der Rückprojektion des Ausgangsbildes die jenigen Pixel des Ausgangsbildes ermittelt und gespeichert, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt, und wird für jeden der Projektionswinkel zur Rückprojektion auf diese gespeicherten, oberhalb des Schwellenwertes liegenden Pixel zurückgegriffen, so tritt eine Beschleunigung ein, die dem theoretisch möglichen Faktor von α^-1 sehr nahe kommt, da zu sätzlich zu der zur Rekonstruktion der relevanten, also ober halb des Schwellwertes liegenden Pixel erforderlichen Lauf zeit nur diejenige Laufzeit zusätzlich anfällt, die zur ein maligen Ermittlung der relevanten Pixel benötigt wird. Die eigentliche Schleife für die Rückprojektion für jeden Projek tionswinkel läuft über einen Index von 1 bis α.N. In der Praxis kann die Beschleunigung, z. B. wegen Zugriffen auf den Cache-Speicher der die beschriebenen Operationen ausführenden elektronischen Recheneinrichtung, sogar größer als α^-1 sein.

Dabei sieht eine weitere bevorzugte Variante der Erfindung vor, dass die Pixel des Ausgangsbildes, deren Pixelwert ober halb des Schwellenwertes liegt, in einem Datensatz gespei chert werden, der für jedes oberhalb des Schwellenwertes lie gendes Pixel die zweidimensionalen Koordinaten des Mittel punktes des Pixels und der zugehörige Pixelwert enthält. Dies bietet gegenüber der gemäß einer Ausführungsform der Erfin dung auch möglichen Speicherung der relevanten Pixel in einem Datensatz, der jeweils den linearen Index und den Pixelwert enthält, den Laufzeitvorteil, dass die zur Reprojektion benötigten zweidimensionalen Koordinaten der relevanten Pixel nur ein einziges Mal berechnet werden müssen.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildar tiger Darstellung ein zur Durchführung des erfin dungsgemäßen Verfahrens geeignetes CT-Gerät,

Fig. 2 einen Längsschnitt durch das Gerät gemäß Fig. 1, und

Fig. 3 und 4 die Wirkungsweise des erfindungsgemäßen Ver fahrens verdeutlichende Schnittbilder.

In den Fig. 1 und 2 ist ein zur Durchführung des erfindungs gemäßen Verfahrens geeignetes Mehrschicht-CT-Gerät der 3. Ge neration dargestellt. Dessen insgesamt mit 1 bezeichnete Messanordnung weist eine insgesamt mit 2 bezeichnete Röntgen strahlenquelle mit einer dieser vorgelagerten quellennahen Strahlenblende 3 (Fig. 2) und ein als flächenhaftes Array von mehreren Zeilen und Spalten von Detektorelementen - eines von diesen ist in Fig. 1 mit 4 bezeichnet - ausgebildetes Detek torsystem 5 mit einer diesem vorgelagerten detektornahen Strahlenblende 6 (Fig. 2) auf. Die Röntgenstrahlenquelle 2 mit der Strahlenblende 3 einerseits und das Detektorsystem 5 mit der Strahlenblende 6 andererseits sind in aus der Fig. 2 ersichtlicher Weise an einem Drehrahmen 7 einander derart ge genüberliegend angebracht, dass ein im Betrieb des CT-Gerätes von der Röntgenstrahlenquelle 2 ausgehendes, durch die ein stellbare Strahlenblende 3 eingeblendetes, pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel, dessen Randstrahlen mit 8 bezeichnet sind, auf das Detektorsystem 5 auftrifft. Dabei ist die Strahlenblende 6 dem mittels der Strahlenblende 3 eingestell ten Querschnitt des Röntgenstrahlenbündels entsprechend so eingestellt, dass nur derjenige Bereich des Detektorsystems 5 freigegeben ist, der von dem Röntgenstrahlenbündel unmittel bar getroffen werden kann. Dies sind in dem in den Fig. 1 und 2 veranschaulichten Betriebszustand vier Zeilen von Detektor elementen. Dass weitere, von der Strahlenblende 6 abgedeckte Zeilen von Detektorelementen vorhanden sind, ist in Fig. 2 punktiert angedeutet.

Der Drehrahmen 7 kann mittels einer nicht dargestellten An triebseinrichtung um eine mit Z bezeichnete Systemachse in Rotation versetzt werden. Die Systemachse Z verläuft parallel zu der z-Achse eines in Fig. 1 dargestellten räumlichen rechtwinkligen Koordinatensystems.

Die Spalten des Detektorsystems 5 verlaufen ebenfalls in Richtung der z-Achse, während die Zeilen, deren Breite b in Richtung der z-Achse gemessen wird und beispielsweise 1 mm beträgt, quer zu der Systemachse Z bzw. der z-Achse verlau fen.

Um ein Untersuchungsobjekt, z. B. einen Patienten, in den Strahlengang des Röntgenstrahlenbündels 2 bringen zu können, ist eine Lagerungseinrichtung 9, z. B. in Form eines Patien tenlagerungstisches, vorgesehen, die parallel zu der System achse Z, also in Richtung der z-Achse, verschiebbar ist.

Zur Aufnahme von Volumendaten eines auf der Lagerungseinrich tung 9 befindlichen Untersuchungsobjektes erfolgt eine Ab tastung des Untersuchungsobjektes 23, indem unter Bewegung der Messeinheit 1 um die Systemachse Z eine Vielzahl von Pro jektionen aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wird, wobei ein in Fig. 1 strichliert angedeutetes Messfeld 22 kreisförmigen Querschnittes erfasst wird, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet.

Während der kontinuierlichen Rotation der Messeinheit 1 um die Systemachse Z wird gleichzeitig die Lagerungseinrichtung 9 in Richtung der Systemachse Z relativ zu der Messeinheit 1 kontinuierlich verschoben, wobei eine Synchronisation zwi schen der Rotationsbewegung des Drehrahmens 7 und der Trans lationsbewegung der Lagerungseinrichtung 9 in dem Sinne vor liegt, dass das Verhältnis von Translations- zu Rotationsge schwindigkeit konstant ist und dieses konstante Verhältnis einstellbar ist, indem ein eine vollständige Abtastung des interessierenden Volumens des Untersuchungsobjektes gewähr leistender Wert für den Vorschub h der Lagerungseinrichtung 9 pro Umdrehung des Drehrahmens 7 gewählt wird. Der Fokus F der Röntgenstrahlenquelle 2 bewegt sich also von dem Unter suchungsobjekt aus gesehen auf einer in Fig. 1 mit 5 bezeich neten schraubenlinienförmigen Spiralbahn um die Systemachse Z, weshalb die beschriebene Art der Aufnahme von Volumendaten auch als Spiralabtastung oder Spiralscan bezeichnet wird. Die dabei von den Detektorelementen jeder Zeile des Detektorsys tems 5 gelieferten Volumendaten, bei denen es sich um jeweils einer bestimmten Zeile des Detektorsystems 5 und einer be stimmten Position bezüglich der Systemachse Z zugeordnete Projektionen handelt, werden parallel ausgelesen, in einem Sequenzer 10 serialisiert und an einen Bildrechner 11 über tragen.

Nach einer Vorverarbeitung der Volumendaten in einer Vorver arbeitungseinheit 12 des Bildrechners 11 gelangt der resul tierende Datenstrom zu einem Speicher 14, in dem die dem Datenstrom entsprechenden Volumendaten gespeichert werden.

Der Bildrechner 11 enthält eine Rekonstruktionseinheit 13, die aus den Volumendaten Bilddaten, z. B. in Form von Schnitt bildern von gewünschten Schichten des Untersuchungsobjektes 23, nach dem Fachmann an sich bekannten Verfahren rekon struiert. Die von der Rekonstruktionseinheit 13 rekonstruier ten Bilddaten werden in dem Speicher 14 gespeichert und kön nen auf einer an den Bildrechner 11 angeschlossenen Anzeige einheit 16, z. B. einem Videomonitor, angezeigt werden. Dabei kann der Bildrechner 11 vor der Anzeige bei Bedarf eine Strahlaufhärtungskorrektur von rekonstruierten Bilddaten be wirken.

Die Röntgenstrahlenquelle 2, beispielsweise eine Röntgen röhre, wird von einer Generatoreinheit 17 mit den notwendigen Spannungen und Strömen versorgt. Um diese auf die jeweils notwendigen Werte einstellen zu können, ist der Generatorein heit 17 eine Steuereinheit 18 mit Tastatur 19 und Mouse 20 zugeordnet, die die notwendigen Einstellungen gestattet.

Auch die sonstige Bedienung und Steuerung des CT-Gerätes er folgt mittels der Steuereinheit 18 und der Tastatur 19 sowie der Mouse 20, was dadurch veranschaulicht ist, dass die Steu ereinheit 18 mit dem Bildrechner 11 verbunden ist.

Ein Schnittbild ist in dem Speicher 14 in Form eines Daten satzes gespeichert, der für jedes Pixel den linearen Index und den Pixelwert, d. h. die bei der Bilddarstellung gemäß einer Grauwertskala in einen Grauwert umgesetzte CT-Zahl, enthält.

Im Zuge der Strahlaufhärtungskorrektur nach dem erfindungsge mäßen Verfahren werden jedenfalls von einem rekonstruierten, in dem Speicher 14 gespeicherten Schnittbild, das im folgen den als Ausgangsbild bezeichnet wird, diejenigen Pixel ermit telt, deren Pixelwert oberhalb eines Schwellenwertes liegt. Dieser Schwellenwert liegt beispielsweise für Knochen bei einer CT-Zahl von 180 HU (Hounsfield Units). Durch Reprojek tion dieser Pixel unter einer Vielzahl von Projektionswinkeln werden Korrekturdaten ermittelt, die zur Ermittlung von im Sinne einer Strahlaufhärtungskorrektur korrigierten Bilddaten herangezogen werden.

Handelt es sich bei dem aus matrixartig angeordneten Pixeln zusammengesetzten Ausgangsbild beispielsweise gemäß Fig. 2 um ein typisches Schnittbild eines menschlichen Schädels, so werden für den Fall, dass zur Korrektur der durch Knochen verursachten Strahlaufhärtung solche Pixel als relevant be rücksichtigt werden, die einen Pixelwert oberhalb einer CT- Zahl <180 HU aufweisen, nur die in dem sogenannten Schwell wertbild gemäß Fig. 3 enthaltenen Pixel bei der im Zuge der Strahlaufhärtungskorrektur erforderliche Reprojektion berück sichtigt. Im Falle des Beispiels gemäß den Fig. 3 und 4 sind dies 12,7% der Pixel des Ausgangsbildes. Dies entspricht einem Wert von α^-1 von ca. 8.

Im Falle einer einer ersten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden ersten Betriebsart des CT-Geräts werden für jeden der Projektionswinkel während der Rückpro jektion diejenigen Pixel des Ausgangsbildes ermittelt werden, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt.

Nur im Zusammenhang mit der wenig laufzeitaufwendigen Ent scheidung, ob ein Pixel oberhalb des Schwellwertes liegt, muss also die von dem Bildrechner 11 für jede Projektion zu durchlaufende Schleife alle Pixel erfassen. Da aber für jedes Pixel unmittelbar entschieden wird, ob dieses oberhalb des Schwellenwertes liegt, müssen dagegen die eigentlich zeitauf wendigen Schritte, z. B. die Rekonstruktion der zweidimen sionalen Koordinaten des Pixels, nur für diejenigen Pixel durchgeführt, die oberhalb des Schwellenwerte liegen. Ist also α der Anteil der zu einer Projektion beitragenden, also oberhalb des Schwellwertes liegenden Pixel im Verhältnis zur Anzahl aller Pixel des Ausgangsbildes, so tritt bezüglich der zeitaufwendigen Schritte eine Beschleunigung um den Faktor α^-1 ein.

Dies wird auch aus der Tabelle 1 deutlich, die zeigt, dass in der ersten Betriebsart für das Beispiel gemäß den Fig. 3 und 4 eine Verringerung der Laufzeit um den Faktor ca. 4 erreicht wird, wobei der theoretisch erzielbar Faktor ca. 8 beträgt.

Im Falle einer einer zweiten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens entsprechenden zweiten Betriebsart des CT-Geräts werden diejenigen Pixel des Ausgangsbildes, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt, vor der Rückprojektion ein einziges Mal ermittelt und gespeichert. Zur Rückprojek tion wird dann für jeden der Projektionswinkel auf die ge speicherten, oberhalb des Schwellenwertes liegenden Pixel zurückgegriffen. Die Pixel des Ausgangsbildes, deren Pixel wert oberhalb des Schwellenwertes liegt, werden in einem Datensatz gespeichert, der für jedes oberhalb des Schwellen wertes liegende Pixel die zweidimensionalen Koordinaten des Mittelpunktes des Pixels und den zugehörigen Pixelwert enthält, wobei die Koordinaten der Mittelpunkte der Pixel vor der Speicherung von dem Bildrechner 11 berechnet werden.

Da im Falle der zweiten Betriebsart die Pixel des Ausgangs bildes, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt, für alle Projektionswinkel vorab ermittelt und gespeichert werden, kann für die einzelnen Projektionswinkel zur Rückpro jektion auf die gespeicherten, oberhalb des Schwellenwertes liegenden Pixel zurückgegriffen werden. Somit tritt eine Be schleunigung ein, die dem theoretisch möglichen Faktor von α^-1 sehr nahe kommt, da zusätzlich zu der zur Rekonstruktion der oberhalb des Schwellwertes liegenden Pixel erforderlichen Laufzeit nur diejenige Laufzeit zusätzlich anfällt, die zur einmaligen Ermittlung der oberhalb des Schwellwertes liegen den Pixel benötigt wird. Wenn der Bildrechner 11 über einen Cache-Speicher verfügt, kann die Beschleunigung, z. B. wegen zeitsparenden Zugriffen auf den Cache-Speicher, sogar größer als α^-1 sein.

Wie Tabelle 1 zeigt, wird in der ersten Betriebsart für das Beispiel gemäß den Fig. 3 und 4 eine Verringerung der Lauf zeit um den Faktor ca. 8 erreicht wird, der dem theoretisch erzielbaren Faktor von ca. 8 entspricht.

Im Anschluss an die Ermittlung der Korrekturdaten erfolgt auf Basis der Korrekturdaten eine Korrektur der Originaldaten auf Basis der Korrekturdaten in an sich bekannter Weise, z. B. mit Hilfe von Look-Up-Tabellen.

Auf einem Standard-PC mit einem Pentium III® (650 MHz)-Pro zessor werden im Falle des Beispiels gemäß den Fig. 3 und 4 für die als Stand der Technik diskutierte VPM und die beiden oben beschriebenen Betriebsarten für unterschiedliche Größen der Bildmatrix des Ausgangsbildes und einer Zahl von N_p = 580 Projektionen nachfolgende Werte für die Laufzeit erzielt:

Tabelle 1

Dabei ist aus der Tabelle 1 auch ersichtlich, dass in der zweiten Betriebsart, in der Laufzeiten erreicht werden, die weniger als 12% der nach dem Stand der Technik erzielten Laufzeit betragen, dass der für das vorliegende Beispiel theoretisch mögliche Wert von 12,7% in der Praxis tatsächlich unterschritten werden kann.

Der Speicher des CT-Geräts kann in der zweiten Betriebsart bei der Speicherung der Pixel, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt, in einem alternativen Speichermodus betrieben werden, der für jedes dieser Pixel den linearen Index und den Pixelwert enthält. Dieser Speichermodus auf Basis einer linearen Indizierung der Pixel entspricht der in CT-Geräten üblichen Vorgehensweise, hat jedoch den Nachteil einer geringfügig höheren Laufzeit.

Im Falle des vorstehenden Ausführungsbeispiels ist die Strahlaufhärtungskorrektur als einmaliger Vorgang beschrie ben. In der Praxis kann es jedoch erforderlich sein, die Strahlaufhärtungskorrektur im Zuge eines iterativen Prozesses derart durchzuführen, dass ein in der beschriebenen Weise korrigiertes Bild erneut als Ausgangsbild herangezogen wird, worauf eine erneute Strahlaufhärtungskorrektur in der be schriebenen Weise durchgeführt wird. Dieser Vorgang kann so oft wiederholt werden, bis ein ausreichend artefaktarmes Bild vorliegt.

Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels sind als die Strahlaufhärtung verursachendes Material Knochen genannt. Andere eine Strahlaufhärtung verursachende Materialien sind beispielsweise Metalle, die als Implantate oder Zahnersatz in einem Patienten vorhanden sein können.

Abweichend von dem beschriebenen Ausführungsbeispiel können auch zwei Schwellwerte vorgesehen sein, wobei es sich dann bei den relevanten Pixeln um solche Pixel handelt, die inner halb des durch die beiden Schwellwerte definierten Bereichs liegen. Eine solche Vorgehensweise eignet sich z. B. dann, wenn das die Strahlaufhärtung verursachende Material ein Kon trastmittel ist.

Der Aufbau des Bildrechners 11 ist im Falle des vorstehenden Ausführungsbeispiels in einer Weise beschrieben, als seien die Vorverarbeitungseinheit 12 und die Rekonstruktionseinheit 13 Hardwarekomponenten. Dies kann in der Tat so sein. In der Regel sind aber die genannten Komponenten durch Software module realisiert, die auf einem mit den erforderlichen Schnittstellen versehenen Universalrechner laufen, der ab weichend von der Fig. 1 auch die Funktion der dann überflüs sigen Steuereinheit 18 übernehmen kann.

Das CT-Gerät im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels weist ein Detektorsystem 5 mit Zeilen auf, deren in z-Rich tung gemessene Breite gleich groß ist und z. B. 1 mm beträgt. Es kann davon abweichend im Rahmen der Erfindung auch ein De tektorsystem vorgesehen sein, dessen Zeilen von unterschied licher Breite sind. So können beispielsweise zwei innere Zei len von je 1 mm Breite und beiderseits von diesen je eine Zeile mit 2 mm Breite vorgesehen sein.

Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele wird die Re lativbewegung zwischen der Messeinheit 1 und der Lagerungs einrichtung 9 jeweils dadurch erzeugt, dass die Lagerungsein richtung 9 verschoben wird. Es besteht im Rahmen der Erfin dung jedoch auch die Möglichkeit, die Lagerungseinrichtung 9 ortsfest zu lassen und statt dessen die Messeinheit 1 zu ver schieben. Außerdem besteht im Rahmen der Erfindung die Mög lichkeit, die notwendige Relativbewegung durch Verschiebung sowohl der Messeinheit 1 als auch der Lagerungseinrichtung 9 zu erzeugen.

Im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausführungs beispielen finden CT-Geräte der 3. Generation Verwendung, d. h. die Röntgenstrahlenquelle und das Detektorsystem werden während der Bilderzeugung gemeinsam um die Systemachse ver lagert. Die Erfindung kann aber auch im Zusammenhang mit CT- Geräten der 4. Generation, bei denen nur die Röntgenstrah lenquelle um die Systemachse verlagert wird und mit einem feststehenden Detektorring zusammenwirkt, Verwendung finden, sofern es sich bei dem Detektorsystem um ein flächenhaftes Array von Detektorelementen handelt.

Auch bei CT-Geräten der 5. Generation, d. h. CT-Geräten, bei denen die Röntgenstrahlung nicht nur von einem Fokus, sondern von mehreren Foken einer oder mehrerer um die Systemachse verlagerter Röntgenstrahlenquellen ausgeht, kann das erfin dungsgemäße Verfahren Verwendung finden, sofern das Detektor system ein flächenhaftes Array von Detektorelementen auf weist.

Die im Zusammenhang mit den vorstehend beschriebenen Ausfüh rungsbeispielen verwendeten CT-Geräte weisen ein Detektor system mit nach Art einer orthogonalen Matrix angeordneten Detektorelementen auf. Die Erfindung kann aber auch im Zusam menhang mit CT-Geräten Verwendung finden, deren Detektorsys tem in einer anderen Weise als flächenhaftes Array angeord nete Detektorelemente aufweist.

Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin, bei spielsweise bei der Gepäckprüfung oder bei der Materialunter suchung, Anwendung finden.

Claims

1. Verfahren zur Strahlaufhärtungskorrektur für ein mittels eines CT-Geräts aufgenommenes, aus matrixartig angeordneten Pixeln zusammengesetztes Ausgangsbild, aufweisend die Verfah renschritte,
dass aus dem Ausgangsbild durch Reprojektion der Pixel des Ausgangsbildes unter einer Vielzahl von Projektionswinkeln Korrekturdaten ermittelt werden, wobei bei der Reprojek tion für jeden der Projektionswinkel die Pixel des Aus gangsbildes mit einem Schwellenwert verglichen werden und nur solche Pixel des Ausgangsbildes in die Reprojektion einbezogen werden, deren Pixelwert oberhalb des Schwellen wertes liegt, und
dass die Korrekturdaten zur Ermittlung eines korrigierten Bildes aus dem Ausgangsbild herangezogen werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem für jeden der Projek tionswinkel während der Rückprojektion diejenigen Pixel des Ausgangsbildes ermittelt werden, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt.

3. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem vor der Rückprojektion diejenigen Pixel des Ausgangsbildes ermittelt und gespeichert werden, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt, und bei dem für jeden der Projektionswinkel zur Rückprojek tion auf diese gespeicherten Pixel zurückgegriffen wird.

4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem die Pixel des Ausgangs bildes, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt, in einem Datensatz gespeichert werden, der für jedes dieser Pixel die Koordinaten des Mittelpunktes des Pixels und den Pixelwert enthält.

5. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem die Pixel des Ausgangs bildes, deren Pixelwert oberhalb des Schwellenwertes liegt, in einem Datensatz gespeichert werden, der für jedes dieser Pixel den linearen Index und den Pixelwert enthält.