DE102009004580A1

DE102009004580A1 - Abtast- und Rekonstruktionsverfahren eines CT-Systems und CT-System

Info

Publication number: DE102009004580A1
Application number: DE102009004580A
Authority: DE
Inventors: Herbert Dr. Bruder; Thomas Dr. Flohr; Rainer Dr. Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2009-01-14
Filing date: 2009-01-14
Publication date: 2010-07-15
Also published as: US8189734B2; US20100177862A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System und Erstellung mindestens eines computertomographischen Schnittbildes aus durch die Abtastung ermittelten Daten und ein CT-System, wobei Daten, die zur Erstellung des mindestens einen Schnittbildes verwendet werden, abhängig von einem vorbestimmten Zeitbereich und/oder Projektionswinkelbereich der Messung hohe Ortsfrequenzen unterschiedlich stark ausgefiltert werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System und Erstellung mindestens eines computertomographischen Schnittbildes aus durch die Abtastung ermittelten Daten. Des Weiteren betrifft die Erfindung auch ein CT-System, welches zur Ausführung dieses Verfahrens ausgerüstet ist.
Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System sind allgemein bekannt. Hierbei werden beispielsweise Kreisabtastungen, sequentielle Kreisabtastungen mit Vorschub oder Spiralabtastungen verwendet. Bei diesen Abtastungen werden mit Hilfe mindestens einer Röntgenquelle und mindestens eines gegenüberliegenden Detektors Absorptionsdaten des Untersuchungsobjektes aus unterschiedlichen Aufnahmewinkeln aufgenommen und diese so gesammelten Absorptionsdaten durch entsprechende Rechenverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet. Bekannte Rekonstruktionsverfahren sind beispielsweise die gefilterte Rückprojektion (FBP = filterd backprojection), bei der Projektionen in einen Fourierraum transferiert werden, wo eine Filterung durchgeführt wird und anschließend nach der Rücktransformation der Daten eine Rückprojektion auf die Schnittbildebene stattfindet. Als weiteres Verfahren kann beispielhaft das SMPR-Verfahren (SMPR = segmented multiple plane reconstruction) genannt werden, bei dem aus Projektionsdaten über Kreissegmente von kleiner 180° unvollständige Zwischenbilder rekonstruiert werden, die anschließend zu vollständigen Schnittbildern kombiniert werden, wobei darauf zu achten ist, dass die hierbei insgesamt verwendeten Projektionsdaten komplementär zu 180°- oder 360°-Projektionsdaten sein müssen.
Ein Nachteil dieser allgemein bekannten Berechnungsverfahren besteht darin, dass bei einem bewegten Untersuchungsobjekt, oder einem zumindest teilweise bewegten Untersuchungsobjekt, Bewegungsunschärfen im Bild entstehen können, da während der Zeit eines Abtastvorgangs für die Daten, die für ein Bild benötigt werden, ein Ortsversatz des Untersuchungsobjektes oder eines Teils des Untersuchungsobjektes vorliegen kann, so dass die Basisdaten, die zu einem Bild führen, nicht alle räumlich identische Situation des Untersuchungsobjektes widerspiegeln. Dieses Bewegungsunschärfeproblem entsteht besonders verstärkt bei der Durchführung von Cardio-CT-Untersuchungen eines Patienten, bei denen aufgrund der Herzbewegung eine starke Bewegungsunschärfe im Herzbereich auftreten kann oder für Untersuchungen, bei denen relativ schnelle Veränderungen im Untersuchungsobjekt gemessen werden sollen.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung ein Verfahren anzugeben, bei dem die Zeitauflösung der berechneten computertomographischen Schnittbilder verbessert wird.
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, sowohl rohdaten- oder projektionsdatenbasiert als auch bilddatenbasiert eine zeitabhängig unterschiedlich starke Hochpassfilterung der verwendeten Daten durchzuführen, so dass für die Erstellung eines Schnittbildes hochfrequente Datenanteile – die die Informationen für eine entstehende Bewegungsunschärfe tragen – nur aus einem „Kernbereich” stammen, der einer relativ geringen Zeitspanne entspricht, während die zusätzlichen für eine vollständige Rekonstruktion eines Bildes notwenigen weiteren Daten von diesen hochfrequenten Anteilen befreit werden und somit nur geringen bis keinen Beitrag dazu liefern, eine Bewegungsunschärfe im Bild zu erzeugen. Mit anderen Worten: durch das Ausfiltern hochfrequenter Datenanteile – aus un vollständigen Bilddaten oder Projektionsdaten – aus Daten, die zeitlich relativ entfernt zu einem vorgegebenen Datum entstammen, und belassen der hochfrequenten Datenanteile in Daten, die zeitlich relativ nahe dem vorgegebenen Datum entstammen, mit anschließender Berechnung von Schnittbildern aus diesen teilweise hochpassgefilterten Daten, ergeben sich Schnittbilder deren Zeitauflösung verbessert ist gegenüber Schnittbildern aus vollständig ungefilterten Daten. Es wird allerdings darauf hingewiesen, dass durch diese Verbesserung der Zeitauflösung gleichzeitig eine Reduktion bezüglich der Ortsauflösung einhergeht. Daten im Sinne der Erfindung, die teilweise hochpassgefiltert werden, können sowohl Projektionsdaten als auch unvollständige Bilddaten sein, wobei darauf zu achten ist, dass sowohl die behandelten Projektionsdaten als auch die unvollständigen Bilddaten jeweils aus engeren Zeitbereichen stammen als die gesamten Daten, die zur Bildberechnung verwendet werden.
Betrachtet man als Beispiel für ein projektionsdatenbasiertes Verfahren eine Abtastung eines Patienten im Rahmen einer Cardio-Untersuchung, so kann ein in ”fan-beam”-Geometrie akquirierter Mehrzeilen-CT-Datensatz aus einer Sequenz- oder Spiralabtastung zeilenweise in Parallelgeometrie rebinned werden. Zur phasengenauen Rekonstruktion einer Bildschicht wird dann das zeitrichtige und ortsgenaue 180°-Winkelsegment ausgewählt. Jede (zweidimensionale) Projektion aus dem Rekonstruktionssegment wird zeilenweise fouriertransformiert. Gemäß dem Fourier-Slice-Theorem erhält man für jede Detektorzeile die Projektion der Fouriertransformierten des Schwächungskoeffizienten in der gewählten Projektionsrichtung. Werden nun die so transformierten Daten des 180°-Rekonstruktionsbereiches für unterschiedliche Winkel mit Faltungskernen unterschiedlicher Schärfe gefiltert, so kann man durch erfindungsgemäße Wahl der Faltungskerne erreichen, dass für Winkelbereiche am Anfang und/oder Ende des Rekonstruktionsbereiches hohe Frequenzen ausgespart werden. Die Ortschär fe wird dabei ungünstig beeinträchtigt, aber die Zeitauflösung wird in der betrachteten Bildschicht verbessert.
Für eine bildbasierte Anwendung können zu einer gewählten Herzphase und Systemachsenposition eine Zeitserie von Partialscan-Bildern (= unvollständigen Zwischenbildern beim SMPR-Verfahren) rekonstruiert werden. Jedes dieser Bilder enthält Projektionsdaten aus einem Rekonstruktionsbereich der Länge < 180°. Die Gesamtlänge der Zeitserie muss sich mindestens über 180° erstrecken. Jedes dieser Bilder kann nun in zwei Dimensionen fouriertransformiert werden. In einem Teil der Zeitserie kann ein oberes Frequenzband ausgespart werden und dann die zu den unterschiedlichen Zeitpunkten berechneten unvollständigen Zwischenbilder zu einem endgültigen Zwischenbild kombiniert werden. Nach der inversen Fouriertransformation ist die Ortsschärfe reduziert, aber zugleich die Zeitauflösung erhöht. Zeitauflösung und Ortsschärfe können durch geeignete Parametrierung justiert werden.
Es kann somit – sowohl im projektionsdatenbasierten als auch im bilddatenbasierten Verfahren – die Zeitauflösung und Ortsschärfe korrespondierend durch erfindungsgemäße Änderung des Faltungskern beeinflusst werden. Aufgrund der gegenseitigen Beeinflussung von Zeit- und Ortsunschärfe kann es auch günstig sein, dem Bedienpersonal, insbesondere einem befundenden Arzt, eine Stellmöglichkeit – zum Beispiel in Form eines Schiebe- oder Drehreglers – zur Verfügung zu stellen, durch welchen die Beeinflussung der Daten durch die zeitabhängige Filterung und/oder die Bestimmung eines Schwerpunktes minimaler Beeinflussung und/oder die Bestimmung der Breite des Zeitbereichs mit minimaler Beeinflussung geregelt werden kann, wobei nach jeder Neujustierung dieser Parameter eine sofortige Neuberechnung und Anzeige des mindestens einen Schnittbildes erfolgt.
Gemäß diesem oben geschilderten Grundgedanken schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsob jektes mit einem CT-System und Erstellung mindestens eines computertomographischen Schnittbildes aus durch die Abtastung ermittelten Daten vor, wobei erfindungsgemäß bei Daten, die zur Erstellung des mindestens einen Schnittbildes verwendet werden, abhängig von einem vorbestimmten Zeitbereich und/oder Projektionswinkelbereich der Messung, hohe Ortsfrequenzen unterschiedlich stark ausgefiltert werden.
Entsprechend der Erkenntnis der Erfinder, dass die Daten, die zu einer Bewegungsunschärfe in einem rekonstruierten Bild führen, im Wesentlichen im Bereich hoher Ortsfrequenzen angesiedelt sind, können auf diese Weise in einem relativ begrenzten Zeitbereich, oder entsprechend dem Abtastverfahren mit um das Untersuchungsobjekt rotierenden Strahlungsquellen in einem begrenzten Projektionswinkelbereich, die gemessenen Daten weitgehend unverändert belassen werden, während in Randbereichen zu diesem vorbestimmten Zeitbereich hohe Ortsfrequenzen stärker herausgefiltert werden, so dass insgesamt eine verbesserte Zeitauflösung des ermittelten Schnittbildes zustande kommt. Dieser grundlegende Gedanke lässt sich sowohl auf Projektionsdaten verwenden, als auch auf Bilddaten von unvollständigen Zwischenbildern, die jeweils aus einem relativ engen Zeit- oder Projektionswinkelbereich stammen.
Es wird hierbei ausdrücklich darauf hingewiesen, dass es sich bei der erfindungsgemäßen zeitphasenabhängigen Hochpassfilterung nicht um eine Filterung handelt, wie sie in einem FBP-Rekonstruktionsverfahren verwendet wird.
Bezüglich der Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens auf Projektionsdatenebene wird vorgeschlagen, dass dieses erfindungsgemäße Verfahren die folgenden Verfahrensschritte aufweist:

– Abtastung eines Untersuchungsobjektes durch mindestens eine Strahlenquelle aus einer Vielzahl von Aufnahmewinkeln,
– Sammlung von Projektionsdaten über einen vorgegebenen Projektionswinkelbereich um das Untersuchungsobjekt, gefilterte Rückprojektion der Projektionsdaten zu einem Schnittbild.

Erfindungsgemäß werden bei diesem projektionsdatenbasierten Verfahren in den verwendeten Projektionsdaten schnittebenenweise abhängig vom Zeit- oder Projektionswinkelbereich der Messung hohe Ortsfrequenzen unterschiedlich stark ausgefiltert.
Es wird hierbei darauf hingewiesen, dass im Fall eines Kreisscans schnittebenenweise mit zeilenweise bezüglich der Detektorzeilen gleichzusetzen ist, während bei einem Spiralscan, aufgrund des kontinuierlichen Vorschubs des Detektors mit fortschreitender Rotation, auch ein Zeilensprung bezüglich des Detektors stattfinden kann.
Die Erfinder schlagen weiterhin vor, dass die gefilterte Rückprojektion mit den erfindungsgemäß zeitabhängig unterschiedlich vorgefilterten Projektionsdaten stattfindet. Durch diese klare Trennung der Filterung lässt sich das Verfahren sehr einfach in bestehende Rechenalgorithmen einfügen. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, bei einem entsprechend höheren Aufwand der Programmierung die zeitabhängige Hochpassfilterung in die Filterung der gefilterten Rückprojektion zu integrieren und damit gegebenenfalls zusätzliche Rechenschritte einzusparen, was sich günstig auf die benötigte Rechenzeit auswirkt.
Entsprechend den an sich bekannten unterschiedlichen Verfahren zur Rekonstruktion, die sowohl auf Fächerprojektionsdaten als auch auf parallelen Projektionsdaten stattfinden kann, kann auch die Hochpassfilterung auf den Fächerprojektionsdaten oder auf den parallelen Projektionsdaten stattfinden. Eine Filterung auf Fächerprojektionsdaten birgt allerdings den Vorteil, dass für jede Fächerprojektion ein eineindeutiger Zeitpunkt der Messung vorliegt, während für parallele Projektionsdaten kein eindeutiger Zeitpunkt der Messung zu bestimmen ist, da die parallelen Projektionsdaten aus einem Umlauf über ein gewisses Kreissegment und damit aus einem endlich langen Zeitbereich gewonnen werden. Wird die Hochpassfilterung auf Fächerprojektionsdaten durchgeführt, so muss allerdings nicht unbedingt auch eine Fächerstrahlrekonstruktion folgen. Es ist auch hierbei möglich mit den bereits erfindungsgemäß gefilterten Fächerprojektionsdaten ein Rebinning auf parallele Daten durchzuführen, so dass die eigentliche Rekonstruktion auf parallelen Projektionsdaten stattfinden kann.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann sowohl mit Projektionsdaten verwendet werden, die über einen Projektionswinkelbereich von 360° vorliegen, als auch mit Projektionsdaten, die über einen Projektionswinkelbereich von 180° – wie es meist bei Cardio-Aufnahmen der Fall – vorliegen.
Des Weiteren kann für die Zeitabhängigkeit der Stärke der Hochpassfilterung der normale Zeitverlauf dienen. Wird das Verfahren jedoch im Bereich von Cardio-Untersuchungen angewendet, so wird als Zeitachse für die Abhängigkeit der Stärke der Hochpassfilterung nicht der normale Zeitablauf, sondern der Fortschritt der Herzphase anzusehen sein, wobei dieser Fortschritt unabhängig vom Herzzyklus betrachtet wird. Auf diese Weise können Projektionsdaten aus mehreren nacheinander folgenden Herzzyklen verwendet werden.
Ein typischer Verfahrensablauf für eine erfindungsgemäße Cardio-CT-Untersuchung sieht dann wie folgt aus:

Abtastung eines Patienten mit schlagendem Herzen durch mindestens eine Strahlenquelle aus einer Vielzahl von Aufnahmewinkeln, Sammlung von Projektionsdaten über einen vorgegebenen Projektionswinkelbereich und in einem vorgegebenen Herzphasenbereich, gegebenenfalls Herzzyklen überschreitend,
– herzphasenabhängige Filterung der Projektionsdaten bezüglich hoher Ortsfrequenzen, - gefilterte Rückprojektion der Projektionsdaten zu einem Schnittbild.

Wie zuvor erwähnt, lässt sich das erfindungsgemäße Verfahren auch auf Rekonstruktionsverfahren anwenden, bei denen mehrere unvollständige tomographische Zwischenbilder entstehen, die jeweils bestimmten Projektionswinkelbereichen oder bestimmten Messzeiten, bezüglich der absoluten Zeitachse oder bezüglich einer Herzphase, zuzuordnen sind, wobei die Herausfilterung hoher Ortsfrequenzen in diesem Fall ausschließlich auf der Ebene der Zwischenbilder erfolgt.
Es wird also auch ein bildbasiertes Abtast- und Rekonstruktionsverfahren vorgeschlagen, bei dem die folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden:

– Abtastung eines Untersuchungsobjektes durch mindestens eine Strahlenquelle aus einer Vielzahl von Aufnahmewinkeln, Sammlung von Projektionsdaten über einen gesamten Projektionswinkelbereich um das Untersuchungsobjekt,
– Rekonstruktion von mindestens zwei unvollständigen tomographischen Zwischenbildern aus bezüglich des gesamten Projektionswinkelbereichs zueinander komplementären Projektionswinkelteilbereichen, und
– Kombination der mindestens zwei unvollständigen Zwischenbilder zu einem vollständigen Schnittbild,
– wobei erfindungsgemäß vor der Kombination der Zwischenbilder aus den mindestens zwei unvollständigen Zwischenbildern hohe Ortsfrequenzen unterschiedlich stark ausgefiltert werden.

Da die, in diesem oben dargelegten Verfahren, entstandenen Zwischenbilder auch unterschiedlichen zeitlichen Abtastbereichen zugeordnet werden können, besteht die Möglichkeit nun einen bestimmten engen Zeitbereich weitgehend bezüglich der hohen Ortsfrequenzen unangetastet zu lassen, während Zwischenbilder die aus einem anderen Zeitbereich der Abtastung stammen bezüglich ihrer hohen Ortsfrequenzen beraubt werden, so dass aus diesen Zeitbereichen keine Informationen, die Bewegungsunschärfen erzeugen könnten, in das später aus den einzelnen Zwischenbildern kombinierte endgültige Schnittbild nicht übertragen werden und somit die Bewegungsunschärfe im endgültigen Schnittbild reduziert wird.
Zur Hochpassfilterung der Zwischenbilder können beispielsweise diese in einen Frequenzraum fouriertransformiert werden, wo die Filterung der hohen Frequenzen stattfindet und anschließend in den Ortsraum rücktransformiert werden, so dass die Kombination zu einem endgültigen Schnittbild ermöglicht wird. Alternativ kann anstelle einer Fouriertransformierung auch eine Wavelet-Transformation der Zwischenbilder stattfinden, wobei die Hochpassfilterung auf der Basis der Wavelets durchgeführt wird und diese anschließend zur weiteren Verarbeitung rücktransformiert werden.
Die Rekonstruktion der Zwischenbilder kann sowohl auf der Basis von Fächerprojektionsdaten oder auf der Basis von parallelen Projektionsdaten stattfinden, wobei eine Rekonstruktion auf der Basis von Fächerprojektionsdaten eine eindeutigere zeitliche Zuordnung der Zwischenbilder ermöglicht.
Analog zum projektionsdatenbasierten Verfahren kann auch hier zur Bildung des mindestens einen Schnittbildes Zwischenbilder, die entweder aus einem Projektionswinkelbereich von 180° oder aus einem Projektionswinkelbereich von 360° stammen, verwendet werden.
Wird das erfindungsgemäße Verfahren im Bereich einer Cardio-Untersuchung verwendet, so wird vorgeschlagen, dass der Zeitbereich für die Abhängigkeit der Stärke der Hochpassfilterung sich auf den Fortschritt der Herzphase unabhängig vom Herzzyklus bezieht, wobei die verwendeten Projektionsdaten für die Zwischenbilder aus mindestens zwei nacheinander folgenden Herzzyklen stammen können.
Es wird des Weiteren darauf hingewiesen, dass die Abtastung des Untersuchungsobjektes durch eine einzige oder durch mindestens zwei das Untersuchungsobjekt umlaufende Strahlungsquellen durchgeführt werden kann. Des Weiteren kann das mindestens eine Schnittbild, welches gemäß dem oben beschriebenen Verfahren erzeugt wurde, zur Weiterverarbeitung gespeichert und/oder auf einer Ausgabeeinheit visuell dargestellt werden.
Zur Erfindung gehört neben dem zuvor beschriebenen Verfahren auch ein CT-System mit einer Steuer- und Recheneinheit zur Steuerung des CT-Systems, Detektordatenerfassung und Rekonstruktion von tomographischen Schnittbildern, enthaltend einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode, soweit die Steuer- und Recheneinheit im Speicher auch Programmcode enthält, der im Betrieb das oben beschriebene Verfahren ausführt.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen, Kurzbezeichnungen und Variablen verwendet: C1: Röntgen-CT-System; C2: erste Röntgenröhre; C3: erster Detektor; C4: zweite Röntgenröhre (optional); C5: zweiter Detektor (optional); C6: Gantrygehäuse; C7: C-Bogen; C8: verfahrbare Patientenliege; C9: Systemachse; C10: Steuer- und Recheneinheit; C11: Kontrastmittelinjektor; C12: Leitung zur EKG-Ableitung; B: endgültiges Schnittbild; F: Filterung; Prg₁ bis Prg_n: Programmcode; P₀ bis P₃₆₀: Projektionen zwischen 0 und 360° in einer Schnittebene;
Rekonstruktion; T: Umlaufzeit eines Röntgenstrahlers um 360°; t: Zeit; ZB₁ bis ZB₈: unvollständige Zwischenbilder; ZB F / i: hochpassgefilterte unvollständige Zwi schenbilder; ϕ_R: Ruhephase im Herzzyklus; ϕ_B: Bewegungsphase im Herzzyklus.
Es zeigen im Einzelnen:
1: CT-System;
2: C-Bogen-System;
3: Schematisch dargestellte Projektionsdaten eines Schnittbildes über Projektionswinkel von 360°;
4: Schematische Darstellung einer zeitabhängigen beziehungsweise projektionswinkelabhängigen Stärke der Hochpassfilterung der Projektionsdaten aus 3;
5: Schematische Darstellung einer anderen zeitabhängigen beziehungsweise projektionswinkelabhängigen Stärke der Hochpassfilterung der Projektionsdaten aus 3;
6: Schematisch dargestellte Projektionsdaten eines Schnittbildes über Projektionswinkel von 360°;
7: Schematische Darstellung einer zeitabhängigen beziehungsweise projektionswinkelabhängigen Stärke der Hochpassfilterung der Projektionsdaten aus 6;
8: Schematische Darstellung einer weiteren zeitabhängigen beziehungsweise projektionswinkelabhängigen Stärke der Hochpassfilterung der Projektionsdaten aus 6;
9: Schematisch dargestellter Ablauf einer Schnittbildberechnung mit bildbasierter zeitabhängiger Hochpassfilterung aus Projektionsdaten eines Schnittbildes über Projektionswinkel von 180° mit einem SMPR-Verfahren;
10: Schematisch dargestellter Ablauf einer Schnittbildberechnung mit bildbasierter zeit- und herzphasenabhängiger Hochpassfilterung aus Projektionsdaten eines Schnittbildes über Projektionswinkel von 180° mit einem SMPR-Verfahren bei einer Cardio-Untersuchung;
11: Schematisch dargestellter Ablauf einer Schnittbildberechnung mit bildbasierter zeit- und herzphasenabhängiger Hochpassfilterung aus Projektionsdaten eines Schnittbildes über Projektionswinkel von 360° mit einem SMPR-Verfahren bei einer Cardio-Untersuchung.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann sowohl mit CT-Systemen mit Gantry, wie sie beispielsweise in der 1 dargestellt sind, als auch mit C-Bogen-Systemen, wie sie in der 2 dargestellt sind, durchgeführt werden.
Die 1 zeigt ein CT-System C1 mit einem Gantrygehäuse C6, in dem sich eine hier nicht gezeichnete geschlossene Gantry befindet, auf der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden Detektor C3 angeordnet sind. Optional ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet, so dass durch die zusätzlich zur Verfügung stehenden Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung erreicht werden kann, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy”-Untersuchungen durchgeführt werden können. Das CT-System C1 verfügt weiterhin über eine Patientenliege C8, auf der ein Patient bei der Untersuchung entlang einer Systemachse C9 in das Messfeld geschoben werden kann, wobei die Abtastung selbst sowohl als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfinden kann. Alternativ kann ein sequentieller Scan durchgeführt werden, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird. Alternativ besteht selbstverständlich auch die Möglichkeit einen Spiralscan durchzuführen, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre und Detektor geschoben wird. Gesteuert wird das vorliegende CT-System durch eine Steuer- und Recheneinheit C10, mit in einem Speicher vorliegenden Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n. Diese Steuer- und Recheinheit C10 kann zusätzlich auch die Funktion eines EKGs ausführen, wobei eine Leitung C12 zur Ableitung der EKG- Potenziale zwischen Patient und Steuer- und Recheneinheit C10 verwendet wird.
Mit Hilfe dieser zusätzlichen EKG-Untersuchung kann beispielsweise die Herztätigkeit des Patienten festgestellt werden und es können aufgrund der Kenntnis der aktuellen Herzphase während der Abtastung und Zuordnung der Messwerte in bekannter Weise ausschließlich die Messdaten verwendet werden, die sich in bestimmten Herzphasen befinden, in denen möglichst geringe Bewegungsunschärfe zu erwarten ist.
Zusätzlich verfügt das in der 1 gezeigte CT-System C1 auch über einen Kontrastmittelinjektor C11 über den zusätzlich Kontrastmittel in den Blutkreislauf des Patienten injiziert werden kann, so dass die Gefäße des Patienten, insbesondere die Herzkammern des schlagenden Herzens, besser dargestellt werden können. Außerdem besteht hiermit auch die Möglichkeit Perfusionsmessungen durchzuführen, für die sich das vorgeschlagene Verfahren ebenfalls eignet.
Die 2 zeigt ein C-Bogen-System, bei dem im Gegensatz zum CT-System aus der 1 das Gehäuse C6 den C-Bogen C7 trägt, an dem einerseits die Röntgenröhre C2 und andererseits der gegenüberliegende Detektor C3 befestigt sind. Der C-Bogen C7 wird für eine Abtastung ebenfalls um eine Systemachse C9 geschwenkt, so dass eine Abtastung aus einer Vielzahl von Abtastwinkeln stattfinden kann und entsprechende Projektionsdaten aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n. Außerdem kann auch über diese Steuer- und Recheinheit C10 mit Hilfe einer EKG-Leitung C12 ein EKG-Ableitung des Herzens erfolgen und es kann auch über die Steuer- und Recheneinheit C10 ein Kontrastmittelinjektor C11 gesteuert werden, der dem auf der Patientenliege C8 befindlichen Patienten eine Injektion mit Kontrastmittel in der gewünschten Form verabreichen kann.
Da grundsätzlich bei den beiden gezeigten tomographischen Röntgen-Systemen die gleichen Rechenverfahren zur Erzeugung von Schnittbildern angewendet werden können, kann auch das erfindungsgemäße Verfahren für beide Systeme genutzt werden.
Gemäß dem zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren ist es wesentlich, Daten, die aus der Abtastung eines Patienten gewonnen werden, abhängig vom Zeitpunkt beziehungsweise Zeitbereich ihrer Ermittlung, einer unterschiedlich starken Hochpassfilterung zu unterziehen. Damit können Daten, die aus einem engen Zeitbereich stammen, weitgehend unverändert bleiben, während Daten, die nicht aus diesem engen unveränderten Zeitbereich stammen, einer stärken Hochpassfilterung unterzogen werden. Durch diese Hochpassfilterung werden Bild- oder Projektionsdatenanteile entnommen, die für die Bewegungsunschärfe des letztendlich erzeugten Bildes verantwortlich sind, so dass durch deren Entfernung eine verbesserte Zeitauflösung des letztendlichen Bildes erzeugt wird. Dieses Verfahren kann sowohl auf Rohdaten oder Projektionsdaten durchgeführt werden, oder es kann auf Zwischenbildern durchgeführt werden, wobei die Voraussetzung hierfür ist, dass die Zwischenbilder bezüglich der ihnen zugrunde liegenden Daten mit gleichen oder ähnlichen zusammenhängenden Zeitstempeln versehen sind.
Ein Beispiel einer solchen rohdaten- beziehungsweise projektionsdatenbasierten Filterung ist in den 3 bis 5 dargestellt.
Die 3 zeigt schematisch Projektionen P₀ bis P₃₆₀ einer vorgegebenen Schnittebene, die später zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet werden. Handelt es sich bei der hier zugrunde liegenden Abtastung um eine Kreisabtastung, so entsprechen die hier gezeigten Projektionsdaten den Projektionsdaten einer bestimmten Detektorzeile. Falls eine Spiralabtastung stattfindet, entsprechen die gezeigten Projektionsdaten den Projektionen an einer bestimmten Koordinate der Systemachse, also einer bestimmten z-Koordinate. Hierbei besteht die Möglichkeit, dass aufgrund des Vorschubs während der Spiralabtastung Absorptionsdaten aus mehreren Zeilen verwendet werden. Auf der Abszisse sind die entsprechenden fortlaufenden Abtastwinkel zwischen 0 und 360° dargestellt. Des Weiteren ist auch eine Abszisse gezeigt, in der der Zeitverlauf zwischen t = 0 bis t = T, wobei T der Rotationszeit für einen Vollumlauf eines Abtastsystems um das Untersuchungsobjekt entspricht, aufgetragen ist.
Geht man von einem Rekonstruktionsverfahren aus, bei dem die Projektionsdaten eines vollständigen Umlaufes, also über Projektionswinkel von 0 bis 360°, verwendet werden sollen und soll jedoch gleichzeitig zur Verbesserung der Zeitauflösung ein Verfahren im Sinne der vorliegenden Erfindung verwendet werden, so besteht die Möglichkeit die in der 3 gezeigten Projektionsdaten P₀ bis P₃₆₀ entsprechend ihrem Abtastwinkel beziehungsweise entsprechend ihrer Messzeit unterschiedlich bezüglich hoher Frequenzen zu filtern, wobei die Stärke der Hochpassfilterung im gewünschten Betrachtungszeitraum – hier beispielsweise die Zeit zwischen t = T/4 bis t = 3T/4 – betragen soll.
In der 4 ist ein solcher Filterverlauf beispielhaft dargestellt. Die gestrichelte Linie soll die Ausprägung der Hochpassfilterung – aufgetragen auf der Ordinate – wiedergeben, während die Abszisse der Abszisse der 3 entspricht. Entsprechend findet bei einem Projektionswinkel von 0° eine relativ starke Hochpassfilterung statt, die sich bis zu einem Projektionswinkel von 90° abschwächt. Im Bereich zwischen 90 und 270° werden die Projektionsdaten nicht gefiltert, während ab 270° bis 360° die Hochpassfilterung bezüglich ihrer Ausprägung gesteigert wird.
Alternativ ist in der 5 ein anderer beispielhafter Verlauf der Stärke der Hochpassfilterung über den Bereich von 0 bis 360° dargestellt, wobei hier fließendere Übergänge zwischen Kernbereich und Randbereich verwendet werden.
Eine ähnliche Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens ist in den 6 bis 8 dargestellt, wobei hier ebenfalls eine Rekonstruktion über 360° an Projektionsdaten stattfindet, allerdings wird hier von einer zyklischen Bewegung des Untersuchungsobjektes ausgegangen, die synchronisiert mit der Umlaufzeit der Abtastung stattfindet. Ist die Synchronisation derart gestaltet, dass beispielsweise im Bereich zwischen 45 und 135° eine möglichst geringe Bewegung im Untersuchungsobjekt stattfindet, die sich bei 225 bis 315° nochmals wiederholt, so kann eine Filterung durchgeführt werden, wie sie in den 7 und 8 dargestellt ist.
Die 6 entspricht der Darstellung der Projektionsdaten aus der 3, allerdings ist zusätzlich eine weitere – punktierte – Abszisse gezeigt, in der die Bewegungsphasen eines zyklisch bewegten Untersuchungsobjektes oder Teils eines Untersuchungsobjektes angegeben sind. Dabei wird eine Bewegungsphase mit relativer Ruhe mit ϕ_R (= Ruhephase) und relativer Bewegung mit ϕ_B (= bewegte Phase) bezeichnet.
In der 7 ist einerseits ein rechteckiger Verlauf (strichpunktiert) der Filterung gezeigt, das heißt, die Projektionsdaten die gefiltert werden sollen, werden mit einer gleichmäßigen Filterung beaufschlagt, während die Daten aus Ruhebereichen keiner Filterung unterzogen werden.
In der 8 ist ein ähnlicher Filterverlauf wie in der 5 dargestellt, wobei allerdings die Veränderung des Filters in Relation zum Umlauf der Abtastung der Bewegungssituation des sich bewegenden Untersuchungsobjektes angepasst ist.
Werden die Projektionsdaten aus den 3 und 6 einer erfindungsgemäßen Hochpassfilterung unterzogen, so können sie anschließend in allen an sich bekannten Rekonstruktionsver fahren verwendet werden, beispielsweise auch in einer gefilterten Rückprojektion.
Wie bereits oben beschrieben, besteht auch die Möglichkeit, die erfindungsgemäße Hochpassfilterung zur Eliminierung von Bewegungsunschärfen sowohl auf Fächerprojektionen als auch auf Parallelprojektionen durchzuführen. Hierbei ist zu beachten, dass bei Parallelprojektionen eine weniger eindeutige zeitliche Zuordnung der Parallelprojektionen möglich ist.
Es wird auch darauf hingewiesen, dass alleine durch die Auswahl eines engeren Zeitbereiches, für den alleine hochfrequente Datenanteile bei der Rekonstruktion genutzt werden, eine Verbesserung der Zeitauflösung bewirkt wird. Wird dieser engere Zeitbereich zusätzlich in eine relative Ruhephase eines, gegebenenfalls zyklisch sich bewegenden, Untersuchungsobjektes gelegt, so verstärkt sich dieser Effekt der Reduktion von Bewegungsunschärfe nochmals.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch auf bildbasierten Daten angewendet werden, wie es beispielsweise in der 9 dargestellt ist.
Die 9 zeigt wiederum eine Vielzahl von Projektionsdaten P₀ bis P₁₈₀ über einen Projektionswinkelbereich von 0 bis 180°, entsprechend einem Abtastzeitbereich von t = 0 bis t = T/2, wobei T wiederum der Rotationszeit über einen kompletten Umlauf entspricht. In diesem bildbasierten Verfahren werden nun aus den Projektionsdaten bestimmter Zeitbereiche beziehungsweise Projektionswinkelbereiche unvollständige Zwischenbilder ZB₁ bis ZB₃ rekonstruiert. Dabei werden die Zwischenbilder ZB₁ und ZB₃, die aus den Bereichen von 0 bis 45° und 135 bis 180° stammen, einer Hochpassfilterung F unterworfen. so dass aus den Zwischenbilder ZB₁ ein gefiltertes Zwischenbild ZB F / 1 beziehungsweise aus dem Zwischenbild ZB₃ das gefilterte Zwischenbild ZB F F / 3 entsteht. Das Zwischenbild ZB₂ aus dem Projektionsbereich zwischen 45 und 135° wird hierbei nicht gefil tert. Anschließend findet die an sich bekannte Kombination der Zwischenbilder zu einem endgültigen Schnittbild B statt, wobei eine Gewichtung der Zwischenbilder mit Gewichtungsfaktoren von 0,25 und 0,50 entsprechend den Zwischenbildern zugrunde liegenden Projektionswinkelbereich vorgenommen werden kann.
Es wird darauf hingewiesen, dass auch das in der 9 beschriebene Verfahren auch über einen Projektionswinkelbereich von 0 bis 360° durchgeführt werden kann, wobei lediglich die Abszissen der 9 entsprechend gestaucht werden.
Die 10 beschreibt das erfindungsgemäße Verfahren in Verbindung mit einer Cardio-Rekonstruktion, wobei bei der Auswahl der Zeitbereiche, die einer Hochpassfilterung unterzogen werden, eine Relation zur Herzphase gezogen wird. Die jeweils rekonstruierten Zwischenbilder, deren Daten aus relativ unbewegten Herzphasen ϕ_R stammen, werden ohne Hochpassfilterung übernommen, während rekonstruierte unvollständige Zwischenbilder, die aus Herzphasen ϕ_B mit relativ starker Bewegung stammen, einer erfindungsgemäßen Hochpassfilterung unterzogen werden.
Zusätzlich kann das erfindungsgemäße Verfahren auch mit einem CT-System mit zwei oder mehr Strahler-/Detektorsystemen verwendet werden, wobei die entsprechenden Projektionsdaten unabhängig von ihrer Herkunft bezüglich der Strahler-/Detektorsysteme zusammengefasst werden können. Sowohl die Herkunft aus unterschiedlichen Strahler-/Detektorsystemen als auch die Herkunft der Daten aus unterschiedlichen Herzphasen sind in der 11 schematisch im Bereich der dargestellten Abszissen mit C2 und C4 – den beiden Röntgenröhren – beziehungsweise den unterschiedlichen Herzphasen ϕ_R (= Ruhephase) und ϕ_B (= bewegte Phase) dargestellt. Ein entsprechender schematischer Verlauf einer solchen Rekonstruktion von Zwischenbildern aus den entsprechenden Ruhe- beziehungsweise Bewegungsphasen des Herzens ist hierbei schematisch darge stellt, wobei das endgültige Schnittbild im vorliegenden Beispiel zum einen aus Projektionsdaten über einen Winkelbereich von 0 bis 360° stammt und insgesamt aus acht teilweise gefilterten Zwischenbildern kombiniert wird.
Selbstverständlich kann das hier dargestellte Verfahren der Abtastung mit mehreren Strahler-/Detektorsystemen auch auf das zuvor geschilderte projektionsdatenbasierte Verfahren übertragen werden.
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.

C1 Röntgen-CT-System
C2 erste Röntgenröhre
C3 erster Detektor
C4 zweite Röntgenröhre (optional)
C5 zweiter Detektor (optional)
C6 Gantrygehäuse
C7 C-Bogen
C8 verfahrbare Patientenliege
C9 Systemachse
C10 Steuer- und Recheneinheit
C11 Kontrastmittelinjektor
C12 Leitung zur EKG-Ableitung
B endgültiges Schnittbild
F Filterung
Prg₁ bis Prg_n Programmcode
P₀ bis P₃₆₀ Projektionen zwischen 0 und 360° in einer Schnittebene
Rekonstruktion
T Umlaufzeit eines Röntgenstrahlers um 360°
t Zeit
ZB₁ bis ZB₈ unvollständige Zwischenbilder
ZB F / i hochpassgefilterte unvollständige Zwischenbilder
ϕ_R Ruhephase im Herzzyklus
ϕ_B Bewegungsphase im Herzzyklus

Claims

Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System und Erstellung mindestens eines computertomographischen Schnittbildes aus durch die Abtastung ermittelten Daten, dadurch gekennzeichnet, dass bei Daten, die zur Erstellung des mindestens einen Schnittbildes verwendet werden, abhängig von einem vorbestimmten Zeitbereich und/oder Projektionswinkelbereich der Messung hohe Ortsfrequenzen unterschiedlich stark ausgefiltert werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 2.1. Abtastung eines Untersuchungsobjektes durch mindestens eine Strahlenquelle aus einer Vielzahl von Aufnahmewinkeln, 2.2. Sammlung von Projektionsdaten über einen vorgegebenen Projektionswinkelbereich um das Untersuchungsobjekt, 2.3. gefilterte Rückprojektion der Projektionsdaten zu einem Schnittbild, dadurch gekennzeichnet, dass 2.4. in den verwendeten Projektionsdaten schnittebenenweise, abhängig vom Zeit- oder Projektionswinkelbereich der Messung, hohe Ortsfrequenzen unterschiedlich stark ausgefiltert werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die gefilterte Rückprojektion mit den vorgefilterten Projektionsdaten stattfindet.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die zeitabhängige Hochpassfilterung in die Filterung der gefilterten Rückprojektion integriert wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Hochpassfilterung auf Fächerprojektionsdaten stattfindet.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion des mindestens einen Schnittbildes auf Fächerprojektionsdaten stattfindet.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion des mindestens einen Schnittbildes auf nach der zeitabhängigen Hochpassfilterung parallelisierten Projektionsdaten stattfindet.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Hochpassfilterung auf parallelen Projektionsdaten stattfindet.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass Projektionsdaten über einen Projektionswinkelbereich von 360° verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass Projektionsdaten über einen Projektionswinkelbereich von 180° verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass als Zeitachse für die Abhängigkeit der Stärke der Hochpassfilterung der normale Zeitverlauf verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Untersuchungsobjekt ein Patient ist und als Zeitachse für die Abhängigkeit der Stärke der Hochpassfilterung der Fortschritt der Herzphase unabhängig vom Herzzyklus verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die verwendeten Projektionsdaten aus mindestens zwei nacheinander folgenden Herzzyklen stammen.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 14.1. Abtastung eines Untersuchungsobjektes durch mindestens eine Strahlenquelle aus einer Vielzahl von Aufnahmewinkeln, 14.2. Sammlung von Projektionsdaten über einen gesamten Projektionswinkelbereich um das Untersuchungsobjekt, 14.3. Rekonstruktion von mindestens zwei unvollständigen tomographischen Zwischenbildern aus bezüglich des gesamten Projektionswinkelbereichs zueinander komplementären Projektionswinkelteilbereichen, und 14.4. Kombination der mindestens zwei unvollständigen Zwischenbilder zu einem vollständigen Schnittbild, dadurch gekennzeichnet, dass 14.5. vor der Kombination der Zwischenbilder aus den mindestens zwei unvollständigen Zwischenbildern hohe Ortsfrequenzen unterschiedlich stark ausgefiltert werden.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Stärke der Hochpassfilterung abhängig vom Zeitbereich der Projektionsdatenerfassung der Zwischenbilder erfolgt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Zwischenbilder vor der Hochpassfilterung in einen Frequenzraum fouriertransformiert, dort gefiltert und danach in den Ortsraum rücktransformiert werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Zwischenbilder vor der Hochpassfilterung in Wavelets transformiert, hochpassgefiltert und danach in den Ortsraum rücktransformiert werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens eines der Zwischenbilder keiner Hochpassfilterung unterzogen wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion der Zwischenbilder mit Fächerprojektionsdaten stattfindet.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion der Zwischenbilder mit parallelen Projektionsdaten stattfindet.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bildung des mindestens einen Schnittbildes Zwischenbilder aus einem Projektionswinkelbereich von 360° verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bildung des mindestens einen Schnittbildes Zwischenbilder aus einem Projektionswinkelbereich von 180° verwendet werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 14 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass als Zeitachse für die Abhängigkeit der Stärke der Hochpassfilterung der normale Zeitverlauf verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass das Untersuchungsobjekt ein Patient ist und der Zeitbereich für die Abhängigkeit der Stärke der Hochpassfilterung sich auf den Fortschritt der Herzphase unabhängig vom Herzzyklus bezieht.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 24, dadurch gekennzeichnet, dass die verwendeten Projektionsdaten für die Zwischenbilder aus mindestens zwei nacheinander folgenden Herzzyklen stammen.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Abtastung des Untersuchungsobjektes durch mindestens zwei das Untersuchungsobjekt umlaufende Strahlungsquellen stattfindet.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 26, dadurch gekennzeichnet, dass das mindestens eine Schnittbild zur Weiterverarbeitung gespeichert und/oder auf einer Ausgabeeinheit visuell dargestellt wird.
CT-System mit einer Steuer- und Recheneinheit zur Steuerung des CT-Systems, Detektordatenerfassung und Rekonstruktion von tomographischen Schnittbildern, enthaltend einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Programmspeicher auch Programmcode vorliegt, der im Betrieb des CT-Systems ein Verfahren gemäß einem der Verfahrensansprüche 1 bis 27 ausführt.