DE102008023875A1

DE102008023875A1 - Filterungsverfahren für insbesondere röntgencomputertomografische Aufnahmedaten, sowie Rekonstruktionsverfahren

Info

Publication number: DE102008023875A1
Application number: DE102008023875A
Authority: DE
Inventors: Björn Dr. Heismann
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2008-05-16
Filing date: 2008-05-16
Publication date: 2009-12-10

Abstract

Die Erfindung betrifft insbesondere ein Filterungsverfahren für computertomografische Aufnahmedaten zur Rekonstruktion zwei- oder dreidimensionaler Bilder eines Untersuchungsobjekts. Zur Verbesserung des Verhältnisses von Bildschärfe zu Bildrauschen in den Bildern wird vorgeschlagen, eine Sinogrammfilterung durchzuführen, bei welcher zeitliche Korrelationen in den Aufnahmedaten berücksichtigt werden.

Description

Die Erfindung betrifft insbesondere ein Filterungsverfahren für radio-tomografische Aufnahmedaten.
Insbesondere bei der Bildgebung mittels Röntgen-Computertomografie werden aus einer Vielzahl von Projektionsdaten zwei- oder dreidimensionale Darstellungen, bzw. Bilder, eines Untersuchungsobjekts ermittelt, welche z. B. zur medizinischen Befundung herangezogen werden.
Für die medizinische Befundung sind Bildrauschen und Bildschärfe der Bilder von wesentlicher Bedeutung. Je höher das Bildrauschen in einem zur Befundung herangezogenen Bild ist, desto schlechter können Grauwertunterschiede in dem Bild erkannt werden. Das limitiert die Genauigkeit medizinischer Diagnosen. Analoges gilt für abnehmende Bildschärfe. Insoweit wäre es wünschenswert, Bilder mit geringem Bildrauschen und hoher Bildschärfe zu erhalten.
Allerdings sind die beiden Größen Bildrauschen und Bildschärfe nicht unabhängig voneinander. Eine Verringerung des Bildrauschens geht meist einher mit einer Verschlechterung der Bildschärfe.
Das gilt insbesondere für die in der Röntgen-Computertomografie zur Rekonstruktion verwendeten Filterkerne. Bekannte Filterkerne enthalten, beispielsweise neben Anteilen von Kernen zur gefilterten Rückprojektion, wie z. B. dem Shepp-Logan-Kern, weitere, das Bildrauschen und die Bildschärfe beeinflussende Anteile. Dabei ist es tendenziell so, dass sich Bildrauschen und Bildschärfe entgegengesetzt zueinander verändern. D. h. mit steigender Bildschärfe nimmt das Bildrauschen zu, und mit geringer werdendem Bildrauschen sinkt die Bildschärfe. Auf Grund dessen ist es erforderlich, mehrere unterschiedliche Filterkerne mit jeweils unterschiedlichen Eigenschaften hinsichtlich Bildschärfe und Bildrauschen.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Filterungsverfahren für radio-tomografische, insbesondere röntgen-computertomografische, Aufnahmedaten bereitzustellen, mit welchem im Hinblick auf die diagnostische Qualität rekonstruierter Bilder ein besonders vorteilhaftes Verhältnis von Bildrauschen zu Bildschärfe erreicht werden kann. Unter der gleichen Zielsetzung sollen ferner ein Rekonstruktionsverfahren sowie ein Tomografiegerät angegeben werden.
Diese Aufgabe wird gelöst durch die Merkmale der Ansprüche 1, 5 und 8 bis 10. Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den Merkmalen der Ansprüche 2 bis 4 und 5 bis 7.
Ein erster Aspekt der Erfindung betrifft ein Filterungsverfahren für radio-tomografische, insbesondere röntgen-computertomografische Aufnahmedaten. Unter Aufnahmedaten werden dabei insbesondere bei kreis- oder spiralförmiger Abtastung eines Untersuchungsobjekts aufgenommene Projektionsdaten verstanden. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird nach Bereitstellen der Aufnahmedaten zunächst eine Sinogramm-Repräsentation der Aufnahmedaten ermittelt.
Dabei wird der Begriff der Sinogramm-Repräsentation der Aufnahmedaten in der jeweils üblichen Bedeutung verstanden. Allgemein wird unter der Sinogramm-Repräsentation eine zwei- oder dreidimensionale Repräsentation der Aufnahmedaten, z. B. Projektionsdaten, im Radon-Raum verstanden. Die Sinogramm-Repräsentation umfasst Sinogrammdaten, welche z. B. durch Radon-Transformation der Aufnahmedaten erhalten werden können.
Gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren wird auf die Sinogrammdaten ein lokaler Sinogrammfilter angewandt, wobei durch den Sinogrammfilter zumindest zeitliche Korrelationen in den Aufnahmedaten berücksichtigt werden.
Durch die Ausnutzung von zeitlichen Korrelationen in den Aufnahmedaten ist es möglich, das Verhältnis von Bildrauschen zu Bildschärfe zu verbessern. Im Vergleich zu bekannten Filterungsverfahren nach dem Stand der Technik könnte also beispielsweise das Bildrauschen bei gleicher Bildschärfe verringert werden. Oder es könnte bei gleichem Bildrauschen eine höhere Bildschärfe erreicht werden. Aus einem anderen Blickwinkel betrachtet bedeutet die Verbesserung des Verhältnisses von Bildrauschen zu Bildschärfe, dass für Bilder mit gleicher oder ähnlicher diagnostischer Qualität die applizierte Strahlungsdosis verringert werden kann.
Bei dem Verfahren werden zumindest zeitliche Korrelationen berücksichtigt. Es können auch noch weitere Korrelationen in den Aufnahmedaten berücksichtigt werden, wie beispielsweise räumliche Korrelationen. Räumliche Korrelationen können z. B. dadurch entstehen, dass räumlich benachbarte Detektorkanäle eines Röntgendetektors zu gleichen Zeitpunkten ähnliche Volumina abtasten, und damit korrelierte Aufnahmedaten liefern.
Demgegenüber können unterschiedliche Detektorkanäle zu verschiedenen Zeitpunkten gleiche oder ähnliche Abtastpositionen einnehmen, und daher zumindest teilweise übereinstimmende Volumen des Untersuchungsobjekts abtasten. Auf Grund dessen können die entsprechenden Aufnahmedaten zeitlich miteinander korreliert sein.
Insoweit beruht die Erfindung auf der Erkenntnis, dass i) die Aufnahmedaten zeitliche Korrelationen zeigen, und dass ii) diese zeitlichen Korrelationen dazu verwendet werden können, das Verhältnis von Bildschärfe zu Bildrauschen zu verbessern.
Die Anwendung des Sinogrammfilters kann beispielsweise auf der Grundlage der folgenden Vorschrift durchgeführt werden:
Dabei sind die S'(i) gefilterte Sinogrammdaten für die Sinogrammposition, bzw. die Sinogrammkoordinaten i', und die S(i'(k₁,..., k_j)) sind Sinogrammdaten der Sinogrammposition i'(k₁,..., k_j) vor Durchführung des Filterungsverfahrens. Die
(k₁,..., k_j) sind Filtergewichte des Sinogrammfilters. Bei den n₁,..., n_j sowie bei j handelt es sich um natürliche Zahlen, d. h. es gilt gilt: n₁,..., n_j, j ∊ N.
Die Indizierung der Filtergewichte
(k₁,..., k_j) mit der Sinogrammkoordinate i' weist darauf hin, dass es sich bei den Filtergewichten um lokale, d. h. von der jeweiligen Sinogrammposition i abhängige Filtergewichte handeln kann, was jedoch nicht zwingend erforderlich ist.
In Gleichung (1) ist die Sinogrammposition i als allgemeiner Koordinatenvektor angegeben. Insoweit kann es sich um zwei- oder dreidimensionale oder höherdimensionale Koordinaten eines beliebigen Koordinatensystems handeln. Beispielsweise kommen karthesische Koordinatensysteme oder auch Polar- oder Zylinderkoordinatensysteme in Betracht. Dabei ist wegen der bei der Sinogrammfilterung zu berücksichtigenden zeitlichen Korrelation zumindest eine Koordinate des Koordinatenvektors von der Zeit abhängig, bzw. eine Funktion der Zeit. Ein Koordinatenvektor i könnte für dreidimensionale Sinogrammdaten mit zwei Ortskoordinaten x, y und einer Zeitkoordinate t beispielsweise folgende Form aufweisen: i = (x, y, t).
Die Ortskoordinaten können bei Verwendung eines in eine x-Richtung und eine y-Richtung zweidimensional pixelierten Detektors beispielsweise angeben, mit welchem Detektorpixel, bzw. Detektorkanal, ein jeweiliger Schwächungswert erfasst worden ist.
Neben oder an Stelle der Zeit t kommt bei einer Spiral- oder kreisförmigen Abtastung als Koordinate auch ein jeweiliger Projektionswinkel in Betracht. Bei spiralförmiger Abtastung eines Untersuchungsobjekts bei der Röntgen-Computertomografie kommt als weitere Koordinate beispielsweise die Position des Detektors bezüglich einer Systemachse des Röntgen-Computertomografen in Betracht.
Im Falle eines Sinogramms mit Koordinatenachsen für x und t und diskreten Sinogrammdaten S(x_κ, t_τ), κ, τ ∊ N könnte Gleichung (1) beispielsweise wie folgt lauten:
Von Vorteil kann es sein, wenn der Sinogrammfilter normerhalten ist. Die Filtergewichte genügen dann der Beziehung:
Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein Rekonstruktionsverfahren für radio-tomografische, insbesondere röntgen-computertomografische, Aufnahmedaten. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, dass das Rekonstruktionsverfahren ein Filterungsverfahren nach dem ersten Aspekt der Erfindung umfasst, sowie eine dem Filterungsverfahren nachgeschaltete Rekonstruktion radio-tomografischer Bilddaten auf der Grundlage der aus dem Filterungsverfahren erhaltenen gefilterten Sinogrammdaten. Bei der Rekonstruktion kann es sich um eine gefilterte Rückprojektion handeln, beispielsweise unter Verwendung eines sog. Shepp-Logan-Kerns.
Der Begriff ”dem Filterungsverfahren nachgeschaltet” soll dabei nicht ausschließen, dass Filterungsverfahren und Rekonstruktion zeitlich ineinander greifen. Jedenfalls sollte das Filterungsverfahren für die bei der Rekonstruktion verwendeten Sinogrammdaten vor denjenigen Rekonstruktionsschritten abgeschlossen sein, durch welche die zeitlichen Korrelationen verschmiert werden, bzw. verloren gehen. Sofern die zeitlichen Korrelationen über die Rekonstruktion hinweg zumindest weitgehend erhalten bleiben, was bei den herkömmlichen Rekonstruktionsverfahren nicht der Fall ist, wäre es auch denkbar, der Rekonstruktion eine die zeitlichen Korrelationen berücksichtigende Filterung nachzuschalten.
Das Filterungsverfahren kann in Kombination mit einem der Rekonstruktion vorgeschalteten Parallel-Rebinning verwendet werden.
Ein dritter Aspekt der Erfindung betrifft ein Speichermedium mit einem darauf gespeicherten Programmcode, dessen Ausführung auf einer Rechnereinheit ein Filterungsverfahren nach dem ersten Aspekt der Erfindung bewirkt.
Ein vierter Aspekt der Erfindung betrifft ein Speichermedium mit einem darauf gespeicherten Programmcode, dessen Ausführung auf einer Rekonstruktionseinheit ein Rekonstruktionsverfahren nach dem zweiten Aspekt der Erfindung bewirkt.
Ein fünfter Aspekt der Erfindung betrifft ein Tomografiegerät für die radiologische Bildgebung, insbesondere ein Röntgen-Computertomografiegerät, mit einer Rechner- oder Rekonstruktionseinheit mit darauf gespeichertem Programmcode nach dem dritten bzw. vierten Aspekt der Erfindung. Es versteht sich, dass all diejenigen Tomografiegeräte in Betracht kommen bei welchen aus Aufnahmedaten eine zur Rekonstruktion einer tomografischen Darstellung geeignete Sinogramm-Repräsentation der Aufnahmedaten ermittelt werden kann.
Vorteile und vorteilhafte Wirkungen des zweiten bis fünften Aspekts der Erfindung ergeben sich aus den Vorteilen und vorteilhaften Wirkungen nach dem ersten Aspekt der Erfindung.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Figuren näher erläutert. Es zeigen:
1 schematisch ein Röntgen-Computertomografiegerät als Beispiel eines erfindungsgemäßen Tomografiegeräts;
2 schematisch ein pixeliertes Strahlungsdetektormodul;
3 in stark schematisierter Darstellung eine erste Strahlgeometrie bei einem Röhren-Detektor-System;
4 in stark schematisierter Darstellung eine zweite Strahlgeometrie bei einem Röhren-Detektor-System; und
5 Korrelationsverhältnisse anhand eines Sinogrammausschnitts;
In den Figuren sind gleiche oder funktionsgleiche Elemente durchwegs mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet. Die Darstellungen in den Figuren sind schematisch und nicht maßstabsgetreu und Maßstäbe zwischen den Figuren können variieren. Ohne Beschränkung der Allgemeinheit wird die Erfindung nachfolgend anhand der Röntgen-Computertomografie beschrieben. Soweit sinnvoll kann die Erfindung auch bei anderen Tomografiearten Anwendung finden, bei welchen eine Rekonstruktion auf der Grundlage von Sinogrammdaten in Frage kommt.
1 zeigt schematisch ein Röntgen-Computertomografiegerät 1, umfassend einen Patientenlagerungstisch 2 zur Lagerung eines zu untersuchenden Patienten 3. Das Röntgen-Computertomografiegerät 1 umfasst ferner eine Gantry 4, mit einem um eine Systemachse 5 drehbar gelagerten Röhren-Detektor-System. Das Röhren-Detektor-System wiederum umfasst eine Röntgenröhre 6 und einen dieser gegenüber liegend angeordneten Röntgendetektor 7.
Im Betrieb des Röntgen-Computertomografiegeräts 1 geht von der Röntgenröhre 6 Röntgenstrahlung 8 in Richtung des Röntgendetektors 7 aus und wird mittels des Röntgendetektors 7 erfasst. Zur Erfassung der Röntgenstrahlung 8 weist der Röntgendetektor 7 mehrere, in einer oder zwei Dimensionen, z. B. kachelartig, aneinander gereihte, pixelierte Strahlungsdetektormodule 9 auf.
Wie in 2 gezeigt ist, umfasst jedes pixelierte Strahlungsdetektormodul 9 eine Vielzahl von Bildpunkten 10, bzw. Detektorpixeln 10, welche eine ortsaufgelöste Erfassung der Röntgenstrahlung 8 ermöglichen.
Zur Aufnahme eines zur Rekonstruktion einer zwei- oder dreidimensionalen Darstellung zumindest eines Abschnitts des Patientenkörpers geeigneten Datensatzes wird der Patientenkörper bei kreis- oder spiralförmiger Drehung des Röhren-Detektor-Systems um die Systemachse 5 abgetastet.
Bei der Abtastung werden Schwächungsprofile für eine Vielzahl von Drehwinkeln bzw. Projektionswinkeln erfasst. Auf Grund der pixeliert ausgebildeten Strahlungsdetektormodule 9 umfasst ein zu einem vorgegebenen Projektionswinkel γ aufgenommenes Schwächungsprofil, d. h. das Schwächungsprofil einer Projektion, eine der Gesamtheit der Detektorpixel 10 entsprechende Anzahl an Schwächungswerten bzw. Projektionswerten. Alle bei einer Abtastung des Patientenkörpers erfassten Projektionswerte bilden im Sinne der Erfindungsmeldung die Aufnahmedaten.
Im Folgenden wird genauer auf das erfindungsgemäße Filterungsverfahren eingegangen. Ohne Beschränkung der Allgemeinheit erfolgt dabei eine Beschränkung auf eine eindimensionale Pixelierung des Strahlungsdetektormoduls. Eine Übertragung auf mehrdimensionale Pixelierungen ist ohne weiteres möglich.
Für eindimensional pixelierte Strahlungsdetektormodule 9 können die Schwächungswerte durch den jeweiligen Projektionswinkel γ und die Position ζ bzw. Koordinate des jeweiligen Detektorpixels 10 gekennzeichnet werden, beispielsweise durch S(γ, ζ).
Entsprechend können Schwächungswerte für zweidimensional pixelierte Strahlungsdetektormodule 9 bezeichnet werden, wobei in diesem Fall die Position des zu einem Projektionswert korrespondierenden Detektorpixels 10 durch zwei Koordinaten festgelegt werden kann. Analog können Detektorpixel eines dreidimensional pixelierten Strahlungsdetektormodules 9 durch drei Koordinaten beschrieben werden. Eine dreidimensionale Pixelierung kann beispielsweise vorliegen, wenn der Röntgendetektor 7 in Einfallsrichtung der Röntgenstrahlung 8 mehrere zweidimensional pixelierte, übereinander geschichtete Strahlungsdetektormodule 9 aufweist.
Gemäß dem Filterungsverfahren wird eine Sinogramm-Repräsentation der Aufnahmedaten ermittelt. Hierbei ist zu bemerken, dass eine Beschreibung der Schwächungswerte in der Form S(γ, ζ) bereits der Sinogramm-Repräsentation der Aufnahmedaten entspricht. Die einzelnen S(γ, ζ) bilden dabei die Sinogrammdaten.
Auf die Sinogrammdaten S(γ, ζ) wird bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ein lokaler Sinogrammfilter angewandt, wobei durch den Sinogrammfilter zumindest zeitliche Korrelationen der Aufnahmedaten berücksichtigt werden.
An dieser Stelle sei angemerkt, dass die Projektionswinkel-Koordinate γ infolge der Drehung des Röhren-Detektor-Systems eine Funktion der Zeit t ist. Ganz allgemeinen kann eine beliebige von der Zeit abhängige Koordinate, oder die Zeit selbst als Koordinate verwendet werden. Die Sinogrammdaten S(γ, ζ) lassen sich also auch beschreiben unter Verwendung der Koordinaten Zeit t und Position ζ des entsprechenden Detektorpixels 10.
Anhand der 3 bis 5 wird die der Erfindung zu Grunde liegende Erkenntnis beschrieben, dass in den Aufnahmedaten vorhandene zeitliche Korrelationen im Rahmen einer Sinogrammfilterung in Vorteilhafter Weise u. a. dazu verwendet werden können, das Verhältnis von Bildschärfe zu Bildrauschen der tomografischen Darstellungen bzw. Bilder zu verbessern.
3 zeigt in stark schematisierter Darstellung eine erste Strahlgeometrie zu einem vorgegebenen Zeitpunkt t, bzw. zu einem vorgegebenen Projektionswinkel γ. Von der Röntgenröhre 6 geht in Richtung der Detektorpixel 10 Röntgenstrahlung 8 aus. Der Einfachheit halber sind in 3 nur drei, mit d₁, d₂ und d₃ bezeichnete Detektorpixel dargestellt. Aus der Darstellung der 3 ist ersichtlich, dass sich die Strahlwege der zu den jeweiligen Detektorpixeln verlaufenden Röntgenstrahlung 8 teilweise überlappen.
Auf Grund der Überlappung durchlaufen die Strahlwege zumindest teilweise gleiche Volumina des Patientenkörpers. Auf Grund dessen sind die Aufnahmedaten benachbarter Detektorpixel, für welche überlappende Strahlwege vorliegen, je nach Grad der Überlappung mehr oder weniger korreliert.
Bei der vorweg beschriebenen Korrelation handelt es sich um eine räumliche Korrelation, welche im Rahmen der Erfindung neben der noch zu erläuternden zeitlichen Korrelation ebenfalls verwendet werden kann.
4 zeigt in stark schematisierter Darstellung eine zweite Strahlgeometrie für drei unterschiedliche Zeitpunkte t_–1, t₀ und t₊₁. Analog zu 3 sind zu jedem Zeitpunkt ebenfalls lediglich drei Bildpunkte dargestellt.
Aufgrund der durch Pfeile angedeuteten Drehung des Strahler-Detektor-Systems bei der Aufnahme der Aufnahmedaten befinden sich die Röntgenröhre 6 und die jeweiligen drei Detektorpixel 10 zu den unterschiedlichen Zeitpunkten t_–1, t₀ und t₊₁ an unterschiedlichen Positionen.
Die zu einem der Zeitpunkte gehörenden Detektorpixel 10 sind in 4 durch die rechterhand angegebene Beschriftung entsprechend markiert.
Der Einfachheit halber und ohne Beschränkung der Allgemeinheit wird angenommen, dass sich das Röhren-Detektor-System von einem Zeitpunkt zum nächsten Zeitpunkt um jeweils ein Detektorpixel 10 weiterdreht. Das bedeutet beispielsweise: das mittlere Detektorpixel 10, welches sich zum Zeitpunkt t_–1 an der Position d₂(t_–1) befindet, dreht sich vom Zeitpunkt t_–1 zum Zeitpunkt t₀ um eine Detektorpixelposition weiter, zu d₂(t₀), und befindet sich zum Zeitpunkt t₀ an der gleichen Position, wie das unterste der drei Detektorpixel zum Zeitpunkt t_–1.
Nach weiterer Drehung vom Zeitpunkt t₀ zum Zeitpunkt t₁ befindet sich das oberste Detektorpixel, welches sich zum Zeitpunkt t_–1 an der Position d₃(t_–1) bzw. zum Zeitpunkt t₀ an der Position d₃(t₀), korrespondierend zur Position d₂(_–1), befand, an der gleichen Position wie das unterste Detektorpixel zum Zeitpunkt t_–1.
Das bedeutet, dass sich die Positionen d₁(t_–1), d₂(t₀) und d₃(t₁) entsprechen. Demzufolge befinden sich unterschiedliche Detektorpixel zu unterschiedlichen Zeitpunkten an im Wesentlichen gleichen Positionen.
Mit der Drehung des Röhren-Detektor-Systems dreht sich auch die Röntgenröhre 6 um jeweils eine Position weiter.
Wie nun aus 4 entnommen werden kann, überlappen sich die Strahlwege der Röntgenstrahlen, welche zu unterschiedlichen Zeitpunkten von der Röntgenröhre an unterschiedlichen Röntgenröhrenpositionen ausgehen und auf etwa die gleiche Detektorpixelposition treffen.
Analog zu der mit Bezug zu 3 gezogenen Schlussfolgerung lässt sich daher feststellen, dass die entsprechenden Aufnahmedaten je nach Grad der Überlappung der Strahlwege mehr oder weniger korreliert sind.
Jedoch handelt es sich bei den mit Bezug zu 4 festgestellten Korrelationen um zeitliche Korrelation, welche im Rahmen des erfindungsgemäßen Filterungsverfahrens berücksichtigt werden.
Die obigen Feststellungen betreffend die zeitlichen Korrelationen behalten grundsätzlich Gültigkeit, auch wenn die für die vorstehenden Überlegungen gemachte Annahme nicht erfüllt ist. Das bedeutet insbesondere, dass zeitliche Korrelationen entstehen, wenn sich zu unterschiedlichen Zeitpunkten die Strahlwege der Röntgenstrahlung zumindest teilweise überlappen. Das gilt sowohl bei einer kreisförmigen als auch bei einer spiralförmigen Bewegung des Röhren-Detektor-Systems relativ zum Patientenkörper. Es wird darauf hingewiesen, dass bei spiralförmiger Bewegung Überlappungen der Strahlwege zu unterschiedlichen Zeitpunkten auch dadurch zustande kommen können, dass sich die Position des Röhren-Detektor-Systems in Richtung der Systemachse 5 relativ zum Patientenkörper verändert.
Die zeitliche Korrelation kann u. a. abhängen vom Objekt selbst, und vom Grad der Überlappung der Strahlwege im Objekt, d. h. inwieweit gleiche Teilvolumina des Patientenkörpers abgetastet werden.
5 zeigt Korrelationsverhältnisse anhand eines Sinogrammausschnitts für fünf benachbarte Detektorpixel und fünf verschiedene Zeitpunkte. In dem Sinogrammausschnitt ist die Ordinatenachse die Zeitachse. Auf der Abszissenachse sind die benachbarten Detektorpixel aufgetragen. Dabei ist deren Bezeichnung im Wesentlichen willkürlich gewählt.
In der Regel gibt die Abszissenachse in solchen Sinogrammen eine Detektor-Kanalnummer oder Position des jeweiligen Detektorpixels 10 an.
An den jeweiligen Koordinatenpunkten sind in einem solchen Sinogramm normalerweise die Aufnahmedaten, d. h. die Schwächungswerte, wiedergegeben. Auf diese Darstellung wird im vorliegenden Fall aus Gründen der Übersichtlichkeit verzichtet.
Stattdessen ist lediglich die Stärke der Korrelationen der Detektorpixel mit Kanalnummern ζ₁, ζ₂, ζ₄ und ζ₅ zum zentralen Detektorpixel mit Kanalnummer ζ₃ zum Zeitpunkt t₃ veranschaulicht. Korrelationen in raum-, zeit- und Raum-Zeit-Richtung sind korrespondierend zur Stärke der Korrelationen durch unterschiedlich große Kreise, Rechtecke bzw. Rauten veranschaulicht. Es wird darauf hingewiesen, dass die Darstellung der Korrelationen nur beispielhaft und keineswegs abschließend ist. Das bedeutet, es können durchaus andere Korrelationen zeitlich bzw. räumlich weiter entfernter Detektorpixel auftreten.
Durch Berücksichtigung insbesondere der zeitlichen Korrelationen kann das Verhältnis von Bildschärfe zu Bildrauschen verbessert und/oder die zur Aufnahme der Aufnahmedaten erforderliche Dosis verringert werden.
Im vorliegenden Fall kann die Sinogrammfilterung entsprechend der mit Gleichung (2) angegebenen Vorschrift vor der eigentlichen Rekonstruktion eines Bilds durchgeführt werden. Auf der Grundlage der gefilterten Sinogrammdaten kann – in herkömmlicher Weise, z. B. unter Verwendung eines Shepp-Logan-Kerns – eine Rekonstruktion von Bilddaten bzw. Bildern durchgeführt werden.
Insgesamt, und insbesondere durch die anhand der Figuren erläuterten Ausführungsbeispiele, wird deutlich, dass die der Erfindung zu Grunde liegende Aufgabe gelöst wird.

Claims

Filterungsverfahren für radio-tomografische, insbesondere röntgen-computertomografische, Aufnahmedaten, umfassend folgende Schritte: a) Bereitstellen der Aufnahmedaten; b) Ermitteln einer Sinogramm-Repräsentation der Aufnahmedaten; und c) Anwenden eines lokalen Sinogrammfilters auf Sinogrammdaten der Sinogramm-Repräsentation der Aufnahmedaten, wobei durch den Sinogrammfilter zumindest zeitliche Korrelationen der Aufnahmedaten berücksichtigt werden.
Filterungsverfahren nach Anspruch 1, wobei durch den Sinogrammfilter des Weiteren eine räumliche Korrelation der Aufnahmedaten berücksichtigt wird.
Filterungsverfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Schritt lit. c) auf der Grundlage der folgenden Vorschrift durchgeführt wird:
wobei: S'(i) gefilterte Sinogrammdaten für die Sinogrammposition i', S(i'(k₁,..., k_j)) Sinogrammdaten der Sinogrammposition i'(k₁,..., k_j), n₁,... n_j, j ∊ N, und wobei die
(k₁,..., k_j) Filtergewichte des Sinogrammfilters, vorzugsweise von der Sinogrammposition abhängige lokale Filtergewichte, sind.
Filterungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Sinogrammfilter normerhaltend ist, derart, dass gilt:
Rekonstruktionsverfahren für radio-tomografische, insbesondere röntgen-computertomografische, Aufnahmedaten, umfassend ein Filterungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, und dem Filterungsverfahren nachgeschaltet eine Rekonstruktion radio-tomografischer Bilddaten, vorzugsweise mittels gefilterter Rückprojektion, auf Grundlage der aus dem Filterungsverfahren erhaltenen gefilterten Sinogrammdaten.
Rekonstruktionsverfahren nach Anspruch 5, wobei die gefilterte Rückprojektion die Anwendung eines Shepp-Logan-Kerns umfasst.
Rekonstruktionsverfahren nach Anspruch 5 oder 6, wobei bei den Sinogrammdaten nach Anwendung des Filterungsverfahrens und vor der Rekonstruktion ein Parallel-Rebinning durchgeführt wird.
Speichermedium mit darauf gespeichertem Programmcode, dessen Ausführung auf einer Rechnereinheit ein Filterungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4 bewirkt.
Speichermedium mit darauf gespeichertem Programmcode, dessen Ausführung auf einer Rekonstruktionseinheit ein Rekonstruktionsverfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 7 bewirkt.
Tomografiegerät für die radiologische Bildgebung, insbesondere Röntgen-Computertomografiegerät, umfassend eine Rechner- oder Rekonstruktionseinheit mit darauf gespeichertem Programmcode, nach Anspruch 8 bzw. 9.