DE102008051043B3

DE102008051043B3 - Röntgen-CT-System und ein Verfahren zur Erstellung tomographischer Aufnahmen mit zwei Röntgenenergiespektren

Info

Publication number: DE102008051043B3
Application number: DE102008051043A
Authority: DE
Inventors: Rainer Dr. Raupach; Herbert Dr. Bruder; Thomas Dr. Flohr
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2008-10-09
Filing date: 2008-10-09
Publication date: 2010-02-11
Anticipated expiration: 2028-10-10
Also published as: US20100092060A1; US8396275B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Röntgen-CT-System (C1) und ein Verfahren zur Erstellung tomographischer Aei auf einer Gantry winkelversetzt arbeitenden Strahler-Detektor-Anordnungen (A, B) mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, wobei mindestens eine erste Aufnahme aus Detektordaten aus zwei Viertelrotationen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren rekonstruiert und mindestens eine zweite Aufnahme aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen über eine Halbrotation erstellt werden. Erfindungsgemäß werden die Aufnahmen (I1, I2) einer Hochpassfilterung (F1) beziehungsweise einer Tiefpassfilterung (F2) bezüglich ihrer Ortsfrequenzen unterzogen und anschließend die gefilterten Aufnahmen zu einer Ergebnisaufnahme (IF) kombiniert.

Description

Die Erfindung betrifft ein Röntgen-CT-System und ein Verfahren zur Erstellung tomographischer Aufnahmen mit Hilfe eines Röntgen-CT-Systems mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt arbeitenden Strahler-Detektor-Anordnungen mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, wobei mindestens eine Aufnahme aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen über eine Halbrotation erstellt wird.
Ähnliche Röntgen-CT-Systeme und Verfahren zur Erstellung tomographischer Aufnahmen sind allgemein bekannt. Insbesondere sind Verfahren bekannt, bei denen mit Hilfe von zwei winkelversetzt angeordneten Strahler-Detektor-Anordnungen auf einer Gantry die Zeitauflösung gegenüber CT-Systemen mit einer Strahler-Detektor-Anordnung verdoppelt wird. Dabei werden allerdings beide Strahler-Detektor-Anordnungen mit dem gleichen Röntgenenergiespektrum betrieben, damit die Informationen, die durch die Strahler-Detektor-Anordnungen erhalten werden, in sich konsistent sind. Erfolgt eine zeitgleiche Abtastung mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, so können die daraus gewonnenen Projektionen zwar grundsätzlich zu einem Bild mit hoher Zeitauflösung rekonstruiert werden. Allerdings entstehen durch die unterschiedlichen Röntgenenergiespektren mit denen die Projektionen gewonnen wurden, Bilder mit störenden Artefakten.
Die DE 10 2006 056 884 A1 beschreibt ein Verfahren zur Durchführung einer Cardio-CT-Untersuchung eines Patienten. Hierbei wird der Patient durch zwei Röntgenröhren mit einem ersten Röntgenspektrum gescannt, bis Messdaten aus einem Projektionswinkelbereich von insgesamt mindestens 180 Grad gesammelt sind. Anschließend wird der Patient ohne Positionswechsel durch zwei Röntgenröhren mit einem zweiten Röntgenspektrum gescannt, bis Messdaten aus einem Projektionswinkelbereich von insgesamt mindestens 180 Grad gesammelt sind.
Die US 2007/0041490 A1 beschreibt ein Verfahren zum Scannen eines sich zyklisch bewegenden Körperteils eines Patienten mit einem CT-System mit zwei unterschiedlichen Röntgenenergien. Hierbei wird die Bewegung des sich zyklisch bewegenden Körperteils beobachtet und die Aufnahme der Daten bei den unterschiedlichen Energien hierauf abgestimmt.
In der Praxis besteht allerdings einerseits der Wunsch durch Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren bei der Abtastung mit einer Zwei-Strahler-Detektor-Anordnung mehr Informationen über die Zusammensetzung des Untersuchungsobjektes zu erhalten, als es bei einer Abtastung mit einem einzigen Spektrum möglich ist. Gleichzeitig ist eine hohe Zeitauflösung, insbesondere bei einer Cardio-Untersuchung erwünscht, wobei die Kombination dieser beiden Forderungen nicht zu einer erhöhten Dosisbelastung führen soll.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Röntgen-CT-System und ein Verfahren zur Erstellung tomographischer Aufnahmen zu finden, welches einerseits CT-Aufnahmen mit hoher Zeitauflösung und andererseits Darstellungen mit hoher Materialdifferenzierung ermöglichen soll. Schließlich sollen beide Forderungen ohne zusätzliche Dosisbelastung erfüllt werden.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Speziell in der Cardio-CT ist es das primäre Ziel eine möglichst hohe Zeitauflösung zu erreichen. Bei der Dual-Source-CT (DSCT) geschieht dies dadurch, dass das zur Rekonstruktion minimal erforderliche Datensegment von Projektionsdaten über 180° Projektionswinkeln aus jeweils einem 90°-Datensegment zweier Strahler-Detektor-Anordnungen auf der Gantry des DSCT-Systems zusammengesetzt wird. Dies ergibt eine Zeitauflösung die einem Viertel der Rotationszeit für einen Umlauf um 360° entspricht. Werden beide Strahler-Detektor-Anordnungen mit unterschiedlicher Spannung betrieben, also das CT-System als Dual-Energy-CT (DECT) betrieben, so verhält sich jede der Strahler-Detektor-Anordnungen für sich wie ein konventionelles Einröhren-CT mit einer einzigen Strahler-Detektor-Anordnung. Die Zeitauflösung für Mono-Segment-Rekonstruktionen ist daher auf die Hälfte einer vollen Rotationszeit limitiert.
Mehrsegment-Rekonstruktionen würden sich theoretisch in gleicher Weise auf DSCT- wie DECT-Cardio-Scans auswirken. Am Faktor zwei zwischen den Zeitauflösungen ändert sich jedoch nichts. Es müsste daher ein weiterer Scan mit gleicher Spannung auf beiden Systemen gefahren werden, was doppelte Strahlenexposition und als weiteren Nachteil auch eine erhöhte Menge von Kontrastmittel bedeuten würde.
Bei der Betrachtung von Rekonstruktionen aus gemischten Dual-Energy-Scans fiel den Erfindern jedoch auf, dass die Artefakte im Wesentlichen im niederfrequenten Ortsfrequenzbereich auftreten, während die hochfrequenten Bildanteile, wie Kanteninformationen, jedoch kaum gestört werden. Die Erfinder haben nun erkannt, dass es möglich ist, einem Mischbild mit hoher Zeitauflösung, welches aus zwei zu 180° komplementären 90°-Datensegmenten, aufgenommen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, durch entsprechende Hochpassfilterung die ”nützlichen” zeitlich hochauflösenden Informationen zu entnehmen und mit den niederfrequenten Informationen eines Bildes zu einem Ergebnisbild zu kombinieren. Die niederfrequenten Bildanteile können dabei entweder aus einem, mit nur einem Röntgenenergiespektrum aufgenommenem Bild entstammen. Sie können aber auch aus zwei Bildern, jeweils mit einem Röntgenenergiespektrum erzeugten Bildern entstammen, wobei eine Kombination der Bildinformationen erst zur Erzeugung des Endbildes durchgeführt wird.
Besonders vorteilhaft können jedoch auch zunächst zwei Bilder jeweils mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren erzeugt und anschließend in an sich bekannter Weise rauschoptimiert kombiniert werden. Hierbei werden nun aus dem rauschoptimierten Kombinationsbild niedriger Zeitauflösung die niederfrequenten Anteile durch Tiefpassfilterung entnommen und mit den hochfrequenten Teilen des Bildes hoher Zeitauflösung aus zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren zu einem Endbild kombiniert.
Die so gewonnenen Ergebnisbilder weisen einerseits eine hohe Zeitauflösung auf und nutzen die vollständige applizierte Dosis. Andererseits kann durch Auswertung der beiden rekonstruierten Bilder aus jeweils ausschließlich einem Röntgenspektrum mit den gewonnenen Datensätzen aus den Scans auch Detailinformation über die Zusammensetzung des Untersuchungsobjekts, zum Beispiel durch bekannte Materialzerlegungsverfahren, gewonnen werden. Dadurch bleibt die applizierte Dosis gleich wie bei einem Dual-Energy-Scan, ermöglicht jedoch zusätzlich eine Zeitauflösung, die unter bekannten Umständen nur mit einem Dual-Source-Scan möglich wäre und somit zu einer zusätzlichen Dosisbelastung führen würde.
Entsprechend dieser Erkenntnis schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Erstellung tomographischer Aufnahmen mit Hilfe eines Röntgen-CT-Systems vor, welches mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt arbeitenden Strahler-Detektor-Anordnungen ein Untersuchungsobjekt gleichzeitig mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren spiralförmig oder kreisförmig abtastet, wobei:

– eine erste Aufnahme aus kombinierten Detektordaten einer Abtastung einer ersten Strahler-Detektor-Anordnungen über eine Viertelrotation (= Scan über 90° + Fächerwinkel/2) mit einem ersten Röntgenspektrum und Detektordaten einer Abtastung einer zweiten Strahler-Detektor-Anordnungen über eine komplementäre Viertelrotation (= Scan über 90° + Fächerwinkel/2) mit einem zweiten Röntgenspektrum rekonstruiert wird,
– mindestens eine zweite Aufnahme aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen über eine Halbrotation (= Scan über 180° + Fächerwinkel) erstellt wird,
– die erste Aufnahme einer Hochpassfilterung bezüglich ihrer Ortsfrequenzen und die mindestens eine zweite Aufnahme einer Tiefpassfilterung bezüglich ihrer Ortsfrequenzen unterzogen wird und
– die gefilterten Aufnahmen zu einer Ergebnisaufnahme kombiniert werden.

Diese Ergebnisaufnahme kann nun in einem Speicher abgelegt und/oder angezeigt und/oder einer weiteren Verarbeitung zugeführt werden.
Durch dieses oben beschriebene Verfahren wird aus den Scandaten eines Dual-Energy-Scans eine Ergebnisaufnahme erstellt, die in ihrer Zeitauflösung annähernd an die Aufnahme eines Dual-Source-Scans herankommt, ohne dass die Applikation zusätzlicher Strahlendosis notwendig wird.
Vorteilhaft kann genau eine zweite Aufnahme aus einer rauschoptimierten Kombination zweier rekonstruierter Aufnahmen aus Detektordaten jeweils eines Röntgenspektrums erstellt werden. Hierbei wird zwar eine besonders rauscharme Ergebnisaufnahme erstellt, allerdings geht die zusätzliche durch die beiden Röntgenenergiespektren gewonnene Information verloren.
Alternativ kann auch genau eine zweite Aufnahme aus den Detektordaten eines Röntgenspektrums erstellt werden. Wird dieses Vorgehen für beide Röntgenenergiespektren getrennt durchgeführt, so bleibt je Ergebnisbild die zusätzliche durch die beiden Röntgenenergiespektren gewonnene Information erhalten, bei gleichzeitiger Rauschreduktion.
Grundsätzlich erscheint es günstig, zur Hochpass- und Tiefpassfilterung Filter F₁ und F₂ zu verwenden, die in der Summe komplementär sind, so dass gilt: F₁ + F₂ ≡ 1. Weiterhin ist es günstig, wenn die zur Hochpass- und Tiefpassfilterung verwen deten Filter isotrop sind, so dass eine möglichst richtungsneutrale Filterung entsteht.
Zur Filterung der Aufnahmen bezüglich der Ortsfrequenzen kann eine Transformation, zum Beispiel eine Fouriertransformation oder Wavelet-Transformation, der Aufnahmen in den Ortsfrequenzraum durchgeführt werden, in dem die Filterungen durch Veränderungen von frequenzspezifischen Koeffizienten vorgenommen werden können. Nach der Filterung im Ortsfrequenzraum kann dann eine Rücktransformation der gefilterten transformierten Aufnahmen vorgenommen werden.
Alternativ kann zur Filterung der Aufnahmen bezüglich der Ortsfrequenzen auch eine direkte Anwendung von Ortsfrequenz-Filtern auf die Bilddaten stattfinden.
Des Weiteren kann die Filterung auch direkt während der Rekonstruktion der Aufnahmen durch Modifikation eines Faltungskerns stattfinden.
Anstelle der Verwendung von Datensegmenten von 180° für die zweite Aufnahme sind auch Datensegmente > 180°, insbesondere 360°, möglich. Dies hat den Vorteil einer zusätzlichen Reduktion von Quickscan-Artefakten.
Weiterhin kann das erfindungsgemäße Verfahren auch auf die Verwendung von mehr als zwei Frequenzbändern erweitert werden. Als drei Eingangsbilder I₁, I₂ und I₃ könnten beispielsweise eine erste Aufnahme – rekonstruiert aus zwei 90° Scans unterschiedlicher Energie –, eine zweite Aufnahme – rauschoptimiert kombiniert aus zwei Aufnahmen jeweils rekonstruiert aus Datensegmenten über eine Halbrotation mit jeweils unterschiedlicher Energie – und eine dritte Aufnahme – rauschoptimiert kombiniert aus zwei Scans mit unterschiedlichen Energiespektren über eine Vollrotation – verwendet werden.
Das oben beschriebene Verfahren eignet sich insbesondere zur Erstellung von Cardio-Aufnahmen eines Patienten mit schlagen dem Herzen, wobei die Detektordaten vorzugsweise aus dem Zeitbereich eines Herzzyklus stammen sollten. Günstig ist es hierbei weiterhin, wenn die Detektordaten aus dem Zeitbereich der Ruhephase eines Herzzyklus stammen.
Bezüglich der zeitlichen Relativpositionierung der verwendeten Detektordaten wird weiterhin vorgeschlagen, dass der zeitliche Schwerpunkt der Detektordaten der ersten Aufnahme gleich dem zeitlichen Schwerpunkt der Detektordaten der mindestens einen zweiten Aufnahme ist.
Wenn zu erwarten ist, dass der Übergang von Bewegungsphase zur Ruhephase und wieder zur Bewegungsphase des Herzens im Zeitverlauf nicht symmetrisch von statten geht, kann auch der zeitliche Schwerpunkt der Detektordaten der ersten Aufnahme gegenüber dem zeitlichen Schwerpunkt der Detektordaten der mindestens einen zweiten Aufnahme derart verschoben werden, dass die Daten der ersten Aufnahme bezüglich ihrer Bewegungsunschärfe optimiert in den Zeitbereich der Detektordaten der mindestens einen zweiten Aufnahme gelegt werden.
Zum Rahmen der Erfindung gehört neben dem oben beschriebenen Verfahren auch ein Röntgen-CT-System mit zwei Strahler-Detektor-Anordnungen und einer Steuer- und Recheneinheit mit einem Programmspeicher, wobei im Programmspeicher Computerprogrammcode gespeichert ist, welcher im Betrieb des Systems die Verfahrensschritte des oben beschriebenen Verfahrens ausführt.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen und Kurzbezeichnungen verwendet: C1: CT-System; C2: erste Röntgenröhre; C3: erster Detektor; C4: zweite Röntgenröhre; C5: zweiter Detektor; C6: Gantrygehäuse; C7: Patient; C8: Patientenliege; C9: Systemachse; C10: Rechen- und Steuereinheit; C11: Kontrastmittelapplikator; C12: EKG-Leitung; C13: Steuerleitung; A: erste Strahler-Detektor-Anordnung; B: zweite Strahler-Detektor-Anordnung; F_k, F₁, F₂, F₃: Filter; F ^₁, F ^₂: Filterfunktionen; Prg₁–Prg_n: Computerprogramme; w_A, w_B: Gewichtungsfunktionen; I_k: Eingangsbilder mit k = 1, 2, 3; I_A, I_B: rekonstruierte Bilder aus 180°-Scans; I_F: Ergebnisbild; ρ: Ortsfrequenz.
Es zeigen im Einzelnen:
1 eine schematische Darstellung der verwendeten Datensegmente in einer Dual-Source-CT-Rekonstruktion über 2 × 90°;
2 eine schematische Darstellung der verwendeten Datensegmente in einer Dual-Energy-CT-Rekonstruktion über 2 × 90°;
3 eine CT-Aufnahme einer Rekonstruktion aus 2 × 90° CT-Datensegmenten jeweils mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren aufgenommen;
4 eine schematische Lagedarstellung der verwendeten Datensegmente für die CT-Aufnahmen aus 3;
5 eine schematische Darstellung der verwendeten Datensegmente in der Rekonstruktion eines Dual-Energy-CT-Mischbildes über 2 × 180°;
6 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens unter Verwendung einer Dual-Energy-CT-Rekonstruktion mit 2 × 90°-Datensegmenten und einer kombinierten Aufnahme aus zwei Dual-Energy-CT-Rekonstruktionen über jeweils 180°;
7 eine Frequenzdarstellung der radialen Schnitte von zwei verwendeten komplementären Ortsfrequenzfiltern;
8 eine CT-Aufnahme aus zwei 90°-Datensegmenten eines Dual-Energy-Scans mit zwei verschiedenen Röntgenenergiespektren;
9 eine CT-Aufnahme, rauschoptimiert kombiniert aus zwei Aufnahmen aus jeweils 180°-Datensegmenten eines Dual-Energy-Scans mit zwei verschiedenen Röntgenenergiespektren;
10 eine Ergebnisaufnahme als Kombination der ortsfrequenzgefilterten Aufnahmen aus den 8 und 9 gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren und
11 ein Röntgen-CT-System zur Erzeugung von Dual-Energy-Scans.
Zur Vereinfachung der Darstellung der Erfindung wird das Vorgehen an Hand einer axialen Schicht beschrieben. Das erfindungsgemäße Verfahren lässt sich jedoch ebenso auf Volumendaten übertragen.
Die 1 zeigt schematisch die Rekonstruktion eines Bildes unter Verwendung von 90° Daten einer ersten Strahler-Detektor-Anordnung A und 90° Daten einer zweiten Strahler-Detektor-Anordnung B einer konventionellen Cardio-Rekonstruktion mit gleicher Röhrenspannung, beide Systeme sind um 90° winkelversetzt auf einer Gantry angeordnet. Dieses Bild hat folglich eine Zeitauflösung von einem Viertel der Rotationszeit der Gantry.
Werden diese beiden Strahler-Detektor-Anordnungen A und B jedoch mit unterschiedlichem Röntgenenergiespektrum betrieben, so ergibt sich eine Situation, wie sie schematisch in der 2 gezeigt ist. Da die in den Rohdaten der beiden Systeme A und B vorhandenen Kontrastinformationen in den verschiedenen Spektren unterschiedlich sind, ist ein daraus zusammengesetztes Sinogramm inkonsistent, was zu Bildartefakten führt. Ein solches Bild I₁ ist beispielhaft in der 3 wiedergegeben. Die diesem Bild zugrunde liegende Lage der Datensegmente mit den Röntgenenergiespektren von 140 kV und 80 kV Beschleunigungsspannung sind in der 4 gezeigt.
Da insbesondere der Jod-Kontrast stark abhängig vom verwendeten Röntgenspektrum ist, ist das Bild I₁ deutlich erkennbar in Richtung der 80 kV-Projektionen aufgehellt und in Richtung der 140 kV-Projektionen abgedunkelt. Die Ausrichtung dieser Artefakte hängt dabei vom Startwinkel des Scans ab. In Verbindung mit Cardio-CT-Aufnahmen fällt diese Korrelation mit dem EKG variabel aus.
Die Erfinder haben allerdings erkannt, dass die Artefakte im niedrigen Ortsfrequenz-Bereich auftreten, während die hohen Orts-Frequenzen, also die Kanten, befriedigend wiedergegeben werden.
Die 5 zeigt weiterhin schematisch die Rekonstruktion eines gewöhnlichen Dual-Energy-Cardio-Bildes I₂, bei dem die Zeitauflösung der halben Rotationszeit entspricht, wobei der identische zeitliche Schwerpunkt wie beim Bild I₁ verwendet wird. Dies geschieht wie üblicherweise durch die separate Rekonstruktion zweier Bilder I_A und I_B aus jeweils 180° Datensegmenten, aufgenommen mit den Strahler-Detektor-Anordnungen A und B, mit den beiden Röntgenenergiespektren, hier 80 kV und 140 kV, und anschließende gewichtete Mischung der beiden Bilder I_A und I_B zum neuen Bild I₂. Vorteilhaft können die Bilder dabei mittels rauschabhängiger Gewichte, zum Beispiel mit den Gewichtungsfaktoren w_A und w_B, gemischt werden, um ein rauschoptimiertes Ergebnis zu erhalten. Ein solches Bild weist nun zwar keine Artefakte aufgrund inkonsistenter Rohdaten auf, hat allerdings eine schlechtere Zeitauflösung.
Die Erfinder schlagen nun vor, ein neues finales Ergebnisbild I_F zu berechnen, wobei die Ausgangsbilder I_k mit, vorzugsweise isotropen, Filtern F_k derart gefiltert werden, dass aus dem Bild I₁ die hohen Ortsfrequenzen und aus dem Bild I₂ die niedrigen Ortsfrequenzen extrahiert werden. Das Prinzip hierzu ist in der 6 gezeigt.
Sinniger Weise sollten dabei die Filter F₁ und F₂ in dem Sinne komplementär sein, dass F₁ + F₂ ≡ 1 gilt. Dies ist in der 7 dargestellt, in der die Frequenzdarstellung der radialen Schnitte der Filterfunktionen F ^₁ und F ^₂ der Filter F₁ und F₂ aufgetragen sind. Hierbei sind die Zahlenwerte der Filterfunktionen von 0 bis 1 auf der Ordinate und die Ortsfrequenz ρ auf der Abszisse dargestellt.
Das finale Ergebnisbild I_F entsteht abschließend durch Addition der gefilterten Anteile, mit IF = F1*I1 + F2*I2, (1)wobei „*” eine Faltung beschreibt. Im Ergebnis weist I_F ein ortsfrequenzabhängiges Zeitempfindlichkeitsprofil auf, wobei der niederfrequente Untergrund eine Zeitauflösung aufweist, die der halben Rotationszeit entspricht, und hochfrequente Details mit einer Zeitauflösung dargestellt werden, die einer Viertel Rotationszeit entspricht. Die in I₁ sichtbaren Artefakte sind dadurch bei gleichzeitiger Erhaltung der maximalen Zeitschärfe der Details entfernt.
Die Wirkung des Verfahrens wurde am Beispiel eines Dual-Energy-Cardio-Scans mit 80 kV und 140 kV Beschleunigungsspannung untersucht. Entsprechende Aufnahmen sind in den 8 bis 11 gezeigt. Die 8 zeigt eine erste Aufnahme in Form eines CT-Bildes I₁, das durch Rekonstruktion von Rohdaten aus zwei 90°-Scans mit 80 kV- und 140 kV-Spektren entstand. Es weist, wie oben dargelegt, niederfrequente Artefakte auf, hat aber die maximal erreichbare Zeitauflösung.
In der 9 ist das Bild I₂ gezeigt, welches eine rauschoptimierte Mischung zweier Rekonstruktionen aus jeweils 180°-Datensegmenten mit 80 kV- und 140 kV-Spektren darstellt. In diesem Bild I₂ verschwinden zwar diese Artefakte, jedoch verschlechtert sich die Zeitauflösung um den Faktor zwei. Dies ist insbesondere an Gefäßen, wie sie beispielhaft an den Pfeilen zu sehen sind, zu erkennen. Das Ergebnisbild I_F ist in der 10 gezeigt. Es weist sowohl die hohe Zeitauflösung – also scharfe Gefäße – von I₁ als auch die homogene Weichteildarstellung des Bildes I₂ auf.
Folgende Erweiterungen/Modifikationen des aufgezeigten Verfahrens sind möglich:
Die Filterung kann vorteilhaft direkt während der Rekonstruktion der Bilder I₁ und I₂ vorgenommen werden. In diesem Fall wird das Bild I_k mit dem Faltungskern κ·F ^_k rekonstruiert, wenn κ der angewählte Faltungskern und F ^_k die Frequenzdarstellung des radialen Schnittes des Filters F_k ist.
Anstelle der Verwendung von Datensegmenten von 180° für I₂ sind auch Segmente > 180°, insbesondere 360°, denkbar. Dies hat den Vorteil einer zusätzlichen Reduktion von Quickscan-Artefakten.
Möglich ist auch die Verwendung von mehr als zwei Frequenzbändern, z. B. drei. Als Eingangsbilder I₁, I₂ und I₃ würden dann beispielsweise zwei 90°(A) + 90°(B) Scans gemeinsam rekonstruiert zu I₁, zwei Dual-Energy-Scans über jeweils 180° separat rekonstruiert und rauschoptimiert zu I₂ kombiniert und zwei Dual-Energy-Scans über jeweils 360°, ebenfalls separat rekonstruiert und rauschoptimiert zu I₃ kombiniert, verwendet werden können. In diesem Fall sollten die Filter F_k vorteilhaft die Bedingung F₁ + F₂ + F₃ ≡ 1 erfüllen.
Zur Erfindung zählt auch ein Röntgen-CT-System, wie es in der 11 dargestellt ist. Diese 11 zeigt ein beispielhaftes Dual-Energy-CT-System C1, mit welchem das erfindungsgemäße Verfahren durchzuführen ist. Das Dual-Energy-CT-System C1 verfügt über ein Gantrygehäuse C6, in dem sich eine hier nicht näher dargestellte Gantry befindet, an der eine erste Strahler-Detektor-Anordnung A in Form einer Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden ersten Detektor C3 für den Scan mit einem ersten Röntgenenergiespektrum befestigt sind. Zusätzlich ist eine zweite Strahler-Detektor-Anordnung B mit einer zweiten Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden zweiten Detektorsystem C5 an der Gantry angeordnet, womit ein Scan mit einem anderen Röntgenenergiespektrum durchgeführt werden kann. Somit erlaubt dieses CT eine gleichzeitige Abtastung mit den zwei um 90° winkelversetzt angeordneten Strahler-Detektor-Anordnungen mit zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren.
Ein Patient C7 befindet sich auf einer in Richtung der Systemachse C9 verschiebbaren Patientenliege C8, mit der er während der Abtastung kontinuierlich oder sequentiell entlang der Systemachse C9 durch ein Messfeld zwischen den Röntgenröhren und den jeweils zugeordneten Detektoren geschoben werden kann. Falls der Detektor eine ausreichende Breite für ein vorgesehenes Untersuchungsfeld aufweist, besteht auch die Möglichkeit, den Patienten mit diesem Untersuchungsfeld, zum Beispiel die Herzregion, in den Messbereich des Detektors zu verschieben und dort stationär, also ohne weitere Verschiebung, Kreisscans durchzuführen. Besonders vorteilhaft kann diese Art des Scans, welcher keinen sequentiellen oder kontinuierlichen Vorschub aufweist, im Zusammenhang des erfindungsgemäßen Verfahrens für Perfusionsmessungen verwendet werden. Dabei kann mit Hilfe eines Kontrastmittelapplikators C11, der über eine Steuerleitung C13 mit der Steuer- und Recheneinheit C10 verbunden ist, Kontrastmittel vor oder während des Abtastvorganges dem Patienten appliziert werden. In bekannter Weise kann durch Beobachtung dieses Kontrastmittels im Herzbereich die Perfusion des Kontrastmittels beobachtet werden und es können medizinisch relevante Perfusionsparameter in an sich bekannter Weise bestimmt werden.
Die Abtastvorgänge werden durch eine Rechen- und Steuereinheit C10 mit Hilfe von Computerprogrammen Prg₁ bis Prg_n gesteuert. Ergänzend können von dem Patienten C7 mit Hilfe einer EKG-Leitung C12 während des Abtastvorganges Herzpotentiale aufgezeichnet werden, so dass zeitlich korrelierte Informationen zwischen den aufgenommenen CT-Datensätzen und der Herzbewegung gespeichert werden können. Ebenso kann in der Rechen- und Steuereinheit C10 die Rekonstruktion stattfinden.
Erfindungsgemäß befinden sich im Speicher neben den an sich bekannten Programmen zum Betrieb des CTs und zur Rekonstruktion und Auswertung der Abtastergebnisse auch Computerprogramme Prg₁ bis Prg_n, mit denen das zuvor beschriebene Verfahren mit Hilfe des hier dargestellten CT-Systems durchgeführt werden kann.
Insgesamt werden hiermit also ein Röntgen-CT-System und ein Verfahren zur Erstellung tomographischer Aufnahmen mit Hilfe dieses Röntgen-CT-Systems vorgestellt, wobei zwei auf einer Gantry winkelversetzt arbeitende Strahler-Detektor-Anordnungen vorgesehen sind, die mindestens zwei unterschiedliche Röntgenenergiespektren erzeugen, wobei mindestens eine erste Aufnahme aus Detektordaten aus zwei Viertelrotationen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren rekonstruiert und mindestens eine zweite Aufnahme aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen über eine Halbrotation erstellt wird. Erfindungsgemäß werden die Aufnahmen einer Hochpassfilterung beziehungsweise einer Tiefpassfilterung bezüglich ihrer Ortsfrequenzen unterzogen und anschließend die gefilterten Aufnahmen zu einer Ergebnisaufnahme kombiniert.

Claims

Verfahren zur Erstellung tomographischer Aufnahmen mit Hilfe eines Röntgen-CT-Systems (C1), welches mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt arbeitenden Strahler-Detektor-Anordnungen (A, B) ein Untersuchungsobjekt (C7) gleichzeitig mit mindestens zwei unterschiedlichen Röntgenenergiespektren spiralförmig oder kreisförmig abtastet, wobei: 1.1. eine erste Aufnahme (I₁) aus kombinierten Detektordaten einer Abtastung einer ersten Strahler-Detektor-Anordnungen über eine Viertelrotation mit einem ersten Röntgenenergiespektrum und Detektordaten einer Abtastung einer zweiten Strahler-Detektor-Anordnungen über eine komplementäre Viertelrotation mit einem zweiten Röntgenenergiespektrum rekonstruiert wird, 1.2. mindestens eine zweite Aufnahme (I₂) aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen (A und/oder B) über mindestens eine Halbrotation erstellt wird, 1.3. die erste Aufnahme (I₁) einer Hochpassfilterung (F₁) bezüglich ihrer Ortsfrequenzen und die mindestens eine zweite Aufnahme (I₂) einer Tiefpassfilterung (F₂) bezüglich ihrer Ortsfrequenzen unterzogen wird und 1.4. die gefilterten Aufnahmen zu einer Ergebnisaufnahme (I_F) kombiniert werden.
Verfahren gemäß Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass genau eine zweite Aufnahme (I₂) aus einer rauschoptimierten Kombination zweier rekonstruierter Aufnahmen (I_A und I_B) aus Detektordaten jeweils eines Röntgenenergiespektrums erstellt wird.
Verfahren gemäß Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass genau eine zweite Aufnahme (I₂) aus den Detektordaten eines Röntgenspektrums erstellt wird.
Verfahren gemäß Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass genau zwei zweite Aufnahmen (I₂) aus den Detektordaten jeweils eines Röntgenspektrums erstellt werden.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die zur Hochpass- und Tiefpassfilterung verwendeten Filter (F₁, F₂) in der Summe komplementär sind (F₁ + F₂ ≡ 1).
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die zur Hochpass- und Tiefpassfilterung verwendeten Filter isotrop sind.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass zur Filterung der Aufnahmen (I₁, I₂) bezüglich der Ortsfrequenzen eine Transformation der Aufnahmen in dem Ortsfrequenzraum stattfindet, in dem die Filterungen durch Veränderungen von frequenzspezifischen Koeffizienten vorgenommen werden.
Verfahren gemäß dem Patentanspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass nach der Filterung im Ortsfrequenzraum eine Rücktransformation der gefilterten transformierten Aufnahmen durchgeführt wird.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Filterung der Aufnahmen (I₁, I₂) bezüglich der Ortsfrequenzen durch direkte Anwendung eines Ortsfrequenz-Filters auf die Bilddaten stattfindet.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Filterung während der Rekonstruktion der Aufnahmen (I₁, I₂) durch Modifikation eines Faltungskerns stattfindet.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine zweite Aufnahme (I₂) aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen (A und/oder B) über genau eine Halbrotation erstellt wird.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine zweite Aufnahme (I₂) aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen (A und/oder B) über genau eine Vollrotation erstellt wird.
Verfahren gemäß Patentanspruch 11 ohne dessen Rückbezug auf Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass eine dritte Aufnahme (I₃) aus Detektordaten einer Abtastung mindestens einer der Strahler-Detektor-Anordnungen (A und/oder B) über mindestens eine Vollrotation (≥ 360°) erstellt wird und deren Bilddaten ebenfalls einer weiteren Filterung bezüglich eines dritten Ortsfrequenzbereiches unterzogen und bei der Erstellung der Ergebnisaufnahmen ebenfalls einbezogen werden.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass es auf die Erstellung von Cardio-Aufnahmen eines Patienten mit schlagendem Herzen angewendet wird.
Verfahren gemäß Patentanspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektordaten aus dem Zeitbereich eines Herzzyklus stammen.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektordaten aus dem Zeitbereich der Ruhephase eines Herzzyklus stammen.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, dass der zeitliche Schwerpunkt der Detektordaten der ersten Aufnahme gleich dem zeitlichen Schwerpunkt der Detektordaten der mindestens einen zweiten Aufnahme ist.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, dass der zeitliche Schwerpunkt der Detektordaten der ersten Aufnahme gegenüber dem zeitlichen Schwerpunkt der Detektordaten der mindestens einen zweiten Aufnahme derart verschoben ist, dass die Daten der ersten Aufnahme bezüglich ihrer Bewegungsunschärfe optimiert in den Zeitbereich der Detektordaten der mindestens einen zweiten Aufnahme gelegt werden.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass als Aufnahmen tomographische Schnittbilder verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass als Aufnahmen 3D-Bilddatensätze verwendet werden.
Röntgen-CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) mit einem Programmspeicher, dadurch gekennzeichnet, dass im Programmspeicher Computerprogrammcode (Prg₁–Prg_n) gespeichert ist, welcher im Betrieb des Systems die Verfahrensschritte eines der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.