DE102007061935A1

DE102007061935A1 - Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien durch Bildverarbeitung und CT-System mit Recheneinheit

Info

Publication number: DE102007061935A1
Application number: DE102007061935A
Authority: DE
Inventors: Rainer Dr. Raupach; Thomas Dr. Flohr; Herbert Dr. Bruder
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: US8306303B2; US20090161935A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren, eine Recheneinheit (10) und ein CT-System (1) zur Qualitätssteigerung von CT-Aufnahmeserien durch Ausführung der Verfahrensschritte: - Abtastung eines Untersuchungsobjektes (7) über einen Zeitraum, der es erlaubt, mindestens zwei zeitlich versetzte Projektionsdatensätze eines gleichen Aufnahmebereiches zu erfassen, - Erzeugung von mindestens zwei zeitlich versetzten tomographischen Bilddatensätzen (It) mit jeweils einer Vielzahl von Bildpunkten durch Rekonstruktion der Projektionsdatensätze, - Transformation (G) der Bilddatensätze (It) in Transformationsdatensätze $I1 zu mindestens zwei Ortsfrequenzbereichen (F(i)), - Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze $I2 für einen Teil der Ortsfrequenzbereiche (F(i)) und Ersetzen der ausgeglichenen Werte der Transformationsdatensätze $I3 durch die berechneten Ausgleichswerte, - Rücktransformation (G-1) der Transformationsdatensätze $I4 mit den Ausgleichswerten in neue Bilddatensätze $I5 und - Darstellung der neuen Bilddatensätze $I6

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien durch Bildverarbeitung, wobei mit einem CT-System eine Vielzahl von zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätzen als Aufnahmeserie aufgenommen und gegebenenfalls rekonstruiert werden, und diese Bilddatensätze durch elektronische Filterung und Nachbearbeitung verbessert werden.
Solche Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien durch Bildverarbeitung sind allgemein bekannt. Beispielsweise wird auf die Druckschrift DE 10 2005 038 940 A1 verwiesen, in der ein kantenerhaltener Filter zur Bildverbesserung 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 verwendet, 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.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien zu finden, welches es ermöglicht, das Rauschen stark zu reduzieren. Andererseits soll jedoch durch diese Maßnahme nicht gleichzeitig auch die Detailstruktur im Bild verschlechtert werden.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, bei länger andauernden Untersuchungen, wie Perfusionsuntersuchungen oder Cardio-CT-Aufnahmen, bei denen Bildserien aufgenommen werden, zusätzliche Informationen aus zeitlich benachbarten Aufnahmen zu entnehmen, die zu einer Reduktion des Bildrauschens führen, wobei durch geschickte Anwendung dieser Informationen die Zeitauflösung solcher Bildserien nicht vermindert werden muss. Hierzu ist es notwendig, die vorhandenen Bildinformationen bezüglich ihrer Ortsfrequenzen zu zerlegen, da beispielsweise das Rauschen mit sehr hoher Ortsfrequenz einhergeht, während zeitliche Änderungen der Kontraste bei einer Perfusionsuntersuchung nur mit niedriger Ortsfrequenz abläuft. Eine Ausnahme hierbei stellen beispielsweise die Kontraständerungen in Gefäßen selbst dar, jedoch sind diese bei den betrachteten Perfusionsuntersuchungen nicht relevant beziehungsweise können aus der Betrachtung ausgenommen werden.
Entsprechend diesem Grundgedanken schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von computertomographischen Aufnahmeserien, welches die folgenden Verfahrensschritte enthält:

– Abtastung eines Untersuchungsobjektes über einen Zeitraum, der es erlaubt mindestens zwei zeitlich versetzte Projek tionsdatensätze eines gleichen Aufnahmebereiches zu erfassen,
– Erzeugung von mindestens zwei zeitlich versetzten tomographischen Bilddatensätzen mit jeweils einer Vielzahl von Bildpunkten durch Rekonstruktion der Projektionsdatensätze,
– Transformation der Bilddatensätze (I_t) in Transformationsdatensätze zu mindestens zwei Ortsfrequenzbereichen,
– Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Teil der Ortsfrequenzbereiche und Ersetzen der ausgeglichene Werte der Transformationsdatensätze durch die berechneten Ausgleichswerte,
– Rücktransformation der Transformationsdatensätze mit den Ausgleichswerten in neue Bilddatensätze und
– Darstellung der neuen Bilddatensätze.

Mit Hilfe dieses oben dargestellten neuen Verfahrens ist es nun möglich, die Bildinformationen getrennt nach ihren Ortsfrequenzbereichen zu betrachten und je nach Anforderung unterschiedliche Maßnahmen bezüglich der Verbesserung dieser Informationen durchzuführen.
Eine vorteilhafte Variante für die Transformation der Bilddatensätze stellt beispielsweise eine Wavelet-Transformation dar, wobei hier die unterschiedlichen Ortsfrequenzbereiche durch die unterschiedlichen Level beziehungsweise Ebenen der Wavelet-Transformation wiedergegeben werden. Die zu berechnenden Ausgleichswerte können dabei auf der Basis der Wavelets bestimmt werden.
Eine andere Variante der Transformationsfunktion stellt eine Fourier-Transformation dar. Hier sind die Ortsfrequenzbereiche durch die einer Ortsfrequenz zugeordneten Fourierkoeffizienten bestimmt. Entsprechend werden auch die Ausgleichswerte auf der Basis der Fourierkoeffizienten bestimmt.
Beispielhaft ist auch noch eine dritte Transformationsvariante der Bilddatensätze zu nennen, bei der je Ortsfrequenzbe reich mindestens eine Filterung mit einem Ortsfrequenzfilter aus diesem Ortsfrequenzbereich durchgeführt wird. Die Ausgleichswerte werden hierbei auf der Basis der Pixelwerte der Transformationsdatensätze bestimmt.
Wie bereits oben dargestellt, kann das erfindungsgemäße Verfahren beispielsweise zur Rauschreduktion verwendet werden, wobei die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Ortsfrequenzbereich mit höheren Ortsfrequenzen durchgeführt wird. Entsprechend bleiben niederfrequente Ortsfrequenzbereiche bei dieser Anwendung unberücksichtigt beziehungsweise unbehandelt.
Eine andere bevorzugte Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht in der Artefaktreduktion von Aufnahmeserien in einer gegateten CT-Untersuchung. Solche Artefakte entstehen im Wesentlichen durch die wegen der höheren Auflösung verwendeten Teilscans, das heißt es werden zur Reduktion keine redundante Daten, sondern lediglich Projektionen aus einem Bereich von 180° verwendet. Erfindungsgemäß werden bei dieser Art von Untersuchungen die Berechnungen zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze für einen Ortsfrequenzbereich mit niederen Ortsfrequenzen durchgeführt, während die hochfrequenten Ortsfrequenzbereiche unberücksichtigt beziehungsweise unverändert bleiben.
Vorteilhaft können hierbei als Aufnahmeserie zeitlich aufeinander folgende CT-Bilddatensätze aus ähnlicher Bewegungsphase verwendet werden. Das heißt, es werden innerhalb eines Bewegungszyklus mehrere aufeinander folgende Bilddatensätze erzeugt, die gegebenenfalls zeitlich überlappen.
Andererseits können auch als Aufnahmeserie bewegungsphasenbezogen zeitlich aufeinander folgende CT-Bilddatensätze verwendet werden. Das heißt, es werden Aufnahmeserien erzeugt, die bei identischer Bewegungsphase sich über mehrere Zyklen hinweg erstrecken, das heißt die Bilddatensätze der Aufnahmese rie stammen aus hintereinander folgenden Bewegungszyklen, jeweils zum gleichen Phasenzeitpunkt.
Erfindungsgemäß wird vorgeschlagen, die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte mit Hilfe einer Mittelwertbildung über die gesamte Aufnahmeserie durchzuführen. Alternativ kann auch zur Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte ein gleitender Mittelwert über die Aufnahmeserie bestimmt und entsprechend eingesetzt werden. Allgemein können auch gewichtete Summen verwendet werden, wobei die Gewichtsfunktionen entweder einen glättenden, z. B. Trapezfunktionen, oder aufsteilenden Charakter, z. B. Laplace-Filter, haben kann, oder aus einer Kombination von beiden besteht.
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 zweier bevorzugter Ausführungsbeispiele bezüglich einer Rauschreduktion von niedrig dosierten CT-Bildern, insbesondere im Rahmen einer Perfusionsmessung, einerseits und einer Artefaktreduktion bei Cardio-CT-Aufnahmen andererseits mit Hilfe der Figuren näher beschrieben. Hierbei werden nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt. Die darin 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; 11: Programmspei cher; I: arterielle Blutgefäße, II: normal perfundiertes Hirn; III: Hirnsubstanz mit vermindertem und gegenüber II zeitlich verzögertem Enhancement; σ; Standardabweichung; a_n,k: Gewichtsvektoren; CTA: Computer-Tomographie-Angiogramm; Gewichtsfunktionen; f: Frequenz; G: Transformation; G^–1: Rücktransformation; I_t: Bilddatensätze der Zeitserie, I ^(i)t : Bilddatensätze gefiltert nach Ortsfrequenzbereichen; I ~_t: neue Bilddatensätze der Zeitserie; n: Fehlerverlauf der Pixelwerte in der erfindungsgemäß verarbeiteten Aufnahme; NPS: Noise Power Spectrum = Rauschleistungsspektrum; o: Fehlerverlauf der Pixelwerte in der Originalaufnahme; Prg₁ bis Prg_n: Computerprogramme.
Es zeigen im Einzelnen:
1 Gewichtsfunktionen, simplifiziert in einer Frequenzdimension und für N = 3;
2 typisches (radiales) Rauschleistungsspektrum für ein CT-Bild,
3 Darstellung der Gewichtungskoeffizienten;
4 Schematische Darstellung des Datenflusses für N = 3;
5 Simuliertes Phantom (links) mit zeitlichem Kontrastverlauf (rechts);
6 Zerlegung von Ausgangsbildern in drei Frequenzbänder durch Fouriertransformation;
7 Auswirkung des erfindungsgemäßen Verfahrens auf ein einzelnes Bild mit Darstellung vor und nach der Anwendung des Verfahrens;
8 Fehler der Pixelwerte über die Zeit in drei Geweberegionen I, II und III;
9 schematische Darstellung der zeitlichen Korrelation der Bilddaten zur Bewegungsphase relative zu einem EKG-Verlauf;
10 symbolische Darstellung der Filterfunktionen für drei Frequenzbänder;
11 Bilder einer koronaren CTA mit Originalbild/Ausgangsbild (oben links), erfindungsgemäß behandeltem Bild (oben rechts) und Differenzbild (unten) aus beiden;
12 Bilder einer Lungen-CT-Aufnahme mit Originalbild/Ausgangsbild (oben links), erfindungsgemäß behandeltem Bild (oben rechts) und Differenzbild (unten) aus beiden und
13 CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens.
A Rauschreduktion
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. 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.
Wie bereits eingangs erwähnt haben die Erfinder 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.
Zur Beobachtung des Perfusionsverlaufes im Gewebe wird also ein längerer Scan durchgeführt, aus dessen Projektionsdaten nach einer Rekonstruktion eine zeitliche Abfolge von Bildern oder Volumendaten, also allgemein von Bilddatensätzen I_t vor liegt. Erfindungsgemäß können diese zunächst in N Frequenzbänder,
(n) / t (n = 1, ..., N) mit Hilfe einer Transformation G derart zerlegt werden, dass die Rücktransformation G^–1 dieser Anteile wieder das entsprechende Bild selbst ergibt, d. h. It = G–1{I ^(1)t , ..., I ^(N)t } (1)
Ohne Beschränkung der Allgemeinheit sei I ^(1)t das Band mit den niedrigsten Frequenzen,
(N) / t das mit den höchsten Frequenzen. Als Transformation können verschiedene Verfahren verwendet werden, beispielsweise:

1) Wavelet-Transformation, wobei I ^(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 I ^(n)t = F(n)(G{Ik});
3) Filterung mit Filtern für unterschiedliche Frequenzen oder Frequenzbänder 1, ..., n, mit der Eigenschaft, dass
gilt.

In der 1 sind mögliche in einer einzigen Frequenzdimension vereinfachte Gewichtsfunktionen/Frequenzfilter F⁽ⁱ⁾ für N = 3 skizziert. Die Ordinate zeigt daher einen dimensionslosen Gewichts- beziehungsweise Übertragungsfaktor, während die Abszisse die Frequenzen in willkürlichen Einheiten darstellt.
Da üblicherweise dicke Schichten und keine isotropen Volumendaten für CT-Perfusions-Untersuchungen verwendet werden, kann die Transformation G in vorteilhafter Weise zweidimensional, und zwar in der Ebene senkrecht zur Rotationsachse der Gantry angewendet werden. Möglich ist allerdings auch eine dreidimensionale Zerlegung von Volumendaten, insbesondere für die Anwendung auf dynamische CTAs.
Aus den Anteilen in den jeweiligen Frequenzbändern zu den verschiedenen Zeitpunkten können nun in folgender Weise neue Bilddatensätze I ~_t berechnet werden,
Die Gewichte a_n,k müssen dabei für jedes Band normiert sein, d. h.
und ein verschwindendes erstes Moment besitzen, d. h.
Durch die oben genannten Bedingungen bleibt der zeitliche Schwerpunkt der nach (2) berechneten Bilder erhalten. Vorzugsweise sind die Koeffizienten symmetrisch in der Zeit, also an,k = an,–k, (5)so dass automatisch die Bedingung (4) erfüllt ist. Durch die gewichtete Mittelung über mehrere Zeitpunkte in bestimmten Bändern gemäß (2) weist der Bilddatensatz des rücktransformierten Ergebnisbildes I ~_t ein geringeres Rauschen auf als der Bilddatensatz des ursprünglichen Bildes I_t.
Qualitativ sollte a_1,k eine „schmale" Form aufweisen, d. h. a_1,0 = 1 und a_1,k = 0 für k ≠ 0. Dadurch ist sichergestellt, dass das zeitliche Empfindlichkeitsprofil bei niedrigen Frequenzen nicht verschlechtert wird und dem der ursprünglichen Daten entspricht, was im Sinne der eingangs geäußerten Feststellung ist. Außerdem kann bei niedrigen Frequenzen nur wenig Rauschen entfernt werden, da das CT-Rauschleistungsspektrum dort nur eine geringe Amplitude hat. Das in der 2 dargestellte Diagramm zeigt ein typisches radiales Rauschleistungsspektrum für ein CT-Bild, aus dem dies ersichtlich ist.
Die größte Breite in der Zeit sollte das Band a_N,k besitzen, um nur bei den höchsten Frequenzen das Zeitempfindlichkeitsprofil signifikant zu verbreitern. Die Koeffizienten k können beispielsweise eine Trapez-Form haben, wie es in der 3 gezeigt ist.
Insgesamt weist das Ergebnisbild I ~_t damit ein frequenzabhängiges Zeitempfindlichkeitsprofil und ein reduziertes Rauschen gegenüber dem ursprünglichen Bild I_t auf.
Für eine Optimierung der Rauschreduktion ist besonders das Band relevant, das diejenigen Frequenzen beinhaltet, die entsprechend des Rauschleistungsspektrums am stärksten zum Pixelrauschen beitragen.
Das in der 4 abgebildete Schema zeigt ein Flussdiagramm für den gesamten Datenfluss im Falle von N = 3 und einer maximalen, zeitlichen Länge der Gewichtsvektoren a_n,k von drei Stützstellen.
Zur Demonstration des oben beschriebenen Verfahrens wurde ein schädelähnliches Phantom mit zeitabhängigem Kontrast simuliert, deren Ergebnisse in den 5 bis 8 dargestellt ist. In der 5 werden in der linken Aufnahme des Phantoms die arteriellen Blutgefäße mit I, normal perfundiertes Hirn mit II und Hirnsubstanz mit veränderter Perfusion, also mit vermindertem Enhancement und längerer „time to peak"-Dauer, mit III bezeichnet. Bei der Simulation wurden eine Gantry-Rotationszeit von 1 s angenommen und Ausgangsbilder I_t im Abstand von 1 s mit den zeitlichen Schwerpunkten bei t = 0.5 s, 1.5 s, 2.5 s, ... rekonstruiert. Der zeitliche Kontrastverlauf der links abgebildeten Phantomdarstellung ist im Diagramm rechts daneben dargestellt. Der Kontrastverlauf der einzelnen Gewebetypen I, II, und III ist darin als HU-Wert über die Zeit t dargestellt.
Die 6 zeigt beispielhaft die Zerlegung eines Ausschnitts eines Ausgangsbildes (oben) bei t = 0,5 s in drei Ortsfrequenzbänder. Als Transformation wurden in diesem Beispiel eine Fourier-Transformation und drei Frequenzbänder verwendet, die durch isotrope Filter mit radialen Schnitten in Frequenzdarstellung entsprechend der 1 erzeugt wurden. Die Rauschleistung ist hauptsächlich in den beiden oberen Bändern konzentriert. Die Gewichtung wurde wie folgt gewählt, a1,k = [0 0 0 1 0 0 0], a2,k = [0 1 3 4 3 1 0]/12, a3,k = [1 3 4 4 4 3 1]/20. (6)
Durch Anwendung des Verfahrens mit diesen Parametern wird das Rauschen im Einzelbild um etwa den Faktor 2.4 reduziert. Eine Gegenüberstellung des ursprünglichen Bildes, oben, und des erfindungsgemäß rauschreduzierten Bildes, unten, zum Zeitpunkt t = 7,5 s, ist in der 7 gezeigt.
Bei der Messung einer Kontrast-Zeit-Kurve in einzelnen Pixeln wird die Abweichung gegenüber der exakten Kurve, gemessen in einer Simulation ohne Rauschen, erheblich reduziert.
Die 8 zeigt schließlich die Fehler von Pixelwerten in HU über die Zeit in den drei typische Gewebetypen I, II und III, wobei die Kurven „o" jeweils aus den entsprechenden Gebieten der Originalaufnahme ohne Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens und die Kurven „n" jeweils aus entsprechenden Gebieten der Aufnahme unter Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens stammen. Durch das Verfahren verringert sich die Standardabweichung der Fehler von 6.5 HU auf 2.6 HU im Gewebetyp I, also um den Faktor 2.5, von 6.8 HU auf 2.7 HU im Gewebetyp II, also um den Faktor 2.5, und von 6.7 HU auf 3.0 HU im Gewebetyp III, also um den Faktor 2.2.
Ergänzend wird darauf hingewiesen, dass die ermittelten Zeit-Kontrast-Kurven aus den Bildern nach Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens nicht durch eine Filterung der Zeit-Kontrast-Kurve aus den Ausgangsbildern erzeugt werden können.
B Artefaktreduktion in Cardio-CT
Gegatete Rekonstruktionen werden in der Röntgencomputertomographie (= CT) dort eingesetzt, wo ein bewegtes Organ in einem definierten Bewegungszustand abgebildet werden soll. Dies betrifft insbesondere die Herz- und Lungenbildgebung. Meist erfordern diese Anwendungen auch eine hohe Zeitauflösung, so dass das kürzestmögliche Datensegment für die Bildrekonstruktion verwendet wird. Bei Verwendung von Rekonstruktionen in Parallelgeometrie bedeutet dies, dass Datensegmente aus einem Umlauf der Strahlungsquelle von 180-Grad plus Gesamtöffnungswinkel des Fächers genutzt werden. Solche Teilumlauf-Scans weisen zwar eine optimale zeitliche Auflösung auf, sind jedoch anfällig im Bezug auf Artefakte, insbesondere bei niedrigen Ortsfrequenzen, da keine komplementären Strahlen verwendet werden. Infolgedessen sind quantitative Aussagen mithilfe der CT-Werte, die eine hohe Präzision erfordern, problematisch. Hierunter fallen beispielsweise die Perfusionsmessung des Herzmuskels sowie Dual-Energy-Anwedungen im Bereich von Herz und Lunge. Auch in diesem Fall kann das erfindungsgemäße Verfahren zur Verbesserung der quantitativen Bildeigenschaften bei gleichzeitiger Beibehaltung einer hohen Zeitauflösung verwendet werden.
Bisher können die oben beschrieben typischen Artefakte von Teilumlauf-Scans nicht vermieden werden, es sei denn es wird zur Rekonstruktion statt eines Teilumlaufs ein Vollumlauf benutzt. Damit stünde man jedoch wieder am Ursprung, denn die Zeitauflösung entspricht wieder dem Vollumlauf mit allen Vor- und Nachteilen. Eine Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens stellt im Fall einer gegateten CT jedoch einen optimalen Kompromiss dar, da ausschließlich zur Rauschreduktion Daten aus einem Vollumlauf oder sogar mehr als einem Vollumlauf verwendet werden, während die Rekonstruktion selbst auf den Daten eines Teilumlaufes basiert und eine entsprechend hohe Zeitauflösung aufweist.
Die im Unterschied zu dem zuvor im Teil A beschriebenen Verfahren verwendeten Modifikationen werden ohne Beschränkung der Allgemeinheit nachfolgend am Beispiel einer Herz-Rekonstruktion mit EKG-Gating beschrieben.

1) Die Bildrekonstruktion von Volumendaten beziehungsweise jeweils eines Teils von Volumendaten geschieht mit phasenrichtigen Rohdaten aus einem oder mehreren Herzzyklen. Bei der Rekonstruktion von Lungendaten entsprechend mit phasenrichtigen Rohdaten aus einem oder mehreren Atemzyklen. Zur Anwendung des vorgeschlagenen Verfahrens wird zunächst eine Zeitserie des entsprechenden Teilvolumens oder Volumens rekonstruiert, derart, dass die zeitliche Abtastung hinreichend gut ist, z. B. ein halbes Zeitempfindlichkeitsprofil zur Erfüllung des Sampling-Theorems. Das Timing, insbesondere die zeitliche Abdeckung einzelner Schnittbilder I_i über die Herzphase – dargestellt durch einen EKG-Verlauf – ist beispielhaft in der 9 skizziert. Die einzelnen Datensegmente sind kürzestmöglich mit dem Ziel optimaler Zeitauflösung gewählt. Das (Teil-)Volumen I₀ repräsentiert dabei die eigentlich geforderte Phase beziehungsweise den eigentlich geforderten Rekonstruktions-Zeitpunkt. In vorteilhafter Weise überdeckt die Vereinigungsmenge der für die Rekonstruktion der Bilddaten I_n verwendeten Rohdaten einen Vollumlauf.
2) Aus den Eingangsbildern wird entsprechend dem zuvor im Teil A geschilderten Verfahren ein gefiltertes (Teil-)Volumen I ~₀ berechnet, wobei die Filterfunktionen in Zeitrichtung jedoch abweichend davon derart gewählt sind, dass der Filter im Band der höchsten Frequenzen sehr schmal und der Filter für das Band der niedrigsten Frequenzen am breitesten ist. Die 10 zeigt drei beispielhafte Filter. Dadurch wird erreicht, dass die hoch aufgelösten Ortsinformationen weiterhin mit hoher Zeitauflösung vorhanden sind, wohingegen niederfrequente Teilumlauf-Artefakte reduziert sind.
3) Das Verfahren kann analog in anderen Herzzyklen angewendet werden, um die restlichen Teilvolumina zu rekonstruieren.

Zur Demonstration des Verfahrens wird beispielhaft ein klinischer Datensatz einer koronaren Herz-CTA-Untersuchung mit einem CT-System vom Typ „SOMATOM Definition" gezeigt. Es wurden zunächst Schnittbilder I_n (n = –3, ..., 3) mit 82 ms Zeitauflösung und einem zeitlichen Inkrement von jeweils 20 ms rekonstruiert, wobei die Bilddaten I₀ die optimale end-systolische beziehungsweise end-diastolische Ruhephase wiedergeben.
Entsprechend der Notation aus dem Teil A wurden Filterfunktionen a1,k = [1 3 4 4 4 3 1]/20, a2,k = [0 1 3 4 3 1 0]/12, a3,k = [0 0 0 1 0 0 0], (7)gewählt, die die in (1) bis (5) geforderten Eigenschaften besitzen. In den 11 und 12 sind jeweils einzelne Schnittbilder vor und nach der Filterung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren einschließlich eines Differenzbildes gezeigt.
In der 11 ist – links oben – ein Originalbild ohne erfindungsgemäße Behandlung des Bildes und – oben rechts – das erfindungsgemäß gefilterte bearbeitete Bild einer Herzaufnah me gezeigt, während unten ein Differenzbild (gefiltert minus original) dargestellt ist. Entsprechend ist in der 12 – links oben – ein Originalbild ohne erfindungsgemäße Behandlung des Bildes und – oben rechts – das erfindungsgemäß gefilterte bearbeitete Bild einer Lungenaufnahme gezeigt, während unten ein Differenzbild – gefiltert minus original – dargestellt ist.
Es ist eine deutliche Verbesserung der Homogenität des Herzmuskels und des Lungenparenchyms zu erkennen, während die Gefäße weiterhin scharf, d. h. ohne Bewegungsartefakte, dargestellt bleiben.
Beispielhaft ist in der 13 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 zweite Strahler-/Detektorsystem mit einer zweiten Röntgenröhre 4 und einem zweiten gegenüberliegenden Detektor 5, 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 das erfindungsgemäße Verfahren durchführen können.
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
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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 zu erfassen, 1.2. Erzeugung von mindestens zwei zeitlich versetzten tomographischen Bilddatensätzen (I_t) mit jeweils einer Vielzahl von Bildpunkten durch Rekonstruktion der Projektionsdatensätze, 1.3. Transformation (G) der Bilddatensätze (I_t) in Transformationsdatensätze (I ^(i)t ) zu mindestens zwei Ortsfrequenzbereichen (F⁽ⁱ⁾), 1.4. Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze (I ^(i)t ) für einen Teil der Ortsfrequenzbereiche (F⁽ⁱ⁾) und Ersetzen der ausgeglichene Werte der Transformationsdatensätze (I ^(i)t ) durch die berechneten Ausgleichswerte, 1.5. Rücktransformation (G^–1) der Transformationsdatensätze (I ^(i)t ) mit den Ausgleichswerten in neue Bilddatensätze (I ~_t), und 1.6. Darstellung der neuen Bilddatensätze (I ~_t).
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Transformation (G) der Bilddatensätze (I_t) eine Wavelet-Transformation verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Ortsfrequenzbereiche (F⁽ⁱ⁾) 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 (G) der Bilddatensätze (I_t) eine Fourier-Transformation verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Ortsfrequenzbereiche (F⁽ⁱ⁾) durch die einer Ortsfrequenz zugeordneten Fourierkoeffizienten bestimmt werden.
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 (G) der Bilddatensätze (I_t) je Ortsfrequenzbereich (F⁽ⁱ⁾) mindestens eine Filterung mit einem Ortsfrequenzfilter aus diesem Ortsfrequenzbereich (F⁽ⁱ⁾) durchgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Ausgleichswerte auf der Basis der Pixelwerte der Transformationsdatensätze (I ^(i)t ) bestimmt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Rauschreduktion die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze (I ^(i)t ) für einen Ortsfrequenzbereich (F⁽ⁱ⁾) mit höheren 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 (7) die Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte der Transformationsdatensätze (I ^(i)t ) für einen Ortsfrequenzbereich (F⁽ⁱ⁾) mit niederen Ortsfrequenzen durchgeführt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass als Aufnahmeserie (I_t+1, I_t, I_t-1) zeitlich aufeinander folgende CT-Bilddatensätze aus gleicher Bewegungsphase verwendet werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass als Aufnahmeserie (I_t+1, I_t, I_t-1) bewegungsphasenbezogen zeitlich aufeinander folgende CT-Bilddatensätze verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung zeitlicher Ausgleichswerte Mittelwerte über die gesamte Aufnahmeserie (I_t+1, I_t, I_t-1) 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 (I_t+1, I_t, I_t-1) 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.
Recheneinheit (10) zur Bildverarbeitung 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 (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.