DE102009019840A1

DE102009019840A1 - Kontrastverstärkung von CT-Bildern mittels eines Multibandfilters

Info

Publication number: DE102009019840A1
Application number: DE102009019840A
Authority: DE
Inventors: Bernhard Dr. Krauß; Rainer Dr. Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: SIEMENS HEALTHINEERS AG, DE
Priority date: 2009-05-04
Filing date: 2009-05-04
Publication date: 2011-01-27
Also published as: CN101882317B; CN101882317A; US8666129B2; US20100278411A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bearbeitung eines Ausgangsbildes (I) eines Untersuchungsobjektes, wobei das Ausgangsbild (I) aus Messdaten (p_in) rekonstruiert wurde, die bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden. Es erfolgt eine Bildfrequenzaufteilung(F_k) des Ausgangsbildes (I) in zumindest ein erstes und ein zweites Bild (I^k). Das erste Bild wird mittels einer ersten Funktion (G^k) verändert, wobei die erste Funktion (G^k) eine Kontrasterhöhung innerhalb des ersten Bildes bewirkt, und das veränderte erste Bild und das zweite Bild werden zusammengefügt (+).

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bearbeitung eines Ausgangsbildes eines Untersuchungsobjektes, wobei das Ausgangsbild aus Messdaten rekonstruiert wurde, die bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden.
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 bzw. Projektionen mittels entsprechender Rekonstruktionsverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet.
Zur Rekonstruktion von computertomographischen Bildern aus Röntgen-CT-Datensätzen eines Computertomographiegeräts (CT-Geräts), d. h. aus den erfassten Projektionen, wird heutzutage als Standardverfahren ein so genanntes gefiltertes Rückprojektionsverfahren (Filtered Back Projection; FBP) eingesetzt. Nach der Datenerfassung wird ein so genannter ”Rebinning”-Schritt durchgeführt, in dem die mit dem fächerförmig sich von der Quelle ausbreitenden Strahl erzeugten Daten so umgeordnet werden, dass sie in einer Form vorliegen, wie wenn der Detektor von parallel auf den Detektor zulaufenden Röntgenstrahlen getroffen würde. Die Daten werden dann in den Frequenzbereich transformiert. Im Frequenzbereich findet eine Filterung statt, und anschließend werden die gefilterten Daten rücktransformiert. Mit Hilfe der so umsortierten und gefilterten Daten erfolgt dann eine Rückprojektion auf die einzelnen Voxel innerhalb des interessierenden Volumens.
Da aus CT-Bildern für den Patienten diagnostisch relevante Informationen entnommen werden sollen, ist eine hohe Qualität der Bilder äußerst wichtig. Denn das Untersuchungsobjekt wurde zur Erfassung der CT-Projektionen mit einer Strahlendosis belastet, welche nicht „umsonst” gewesen sein sollte. Die Qualität eines CT-Bildes hängt insbesondere vom Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis ab. Ein hoher Kontrast ermöglicht es, Grenzen zwischen verschiedenen Materialien/Gewebearten deutlich erkennen zu können. Es wird angestrebt, bei gegebener Strahlungsdosis ein möglichst gutes Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis der CT-Bilder zu erhalten.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Bearbeitung von CT-Bildern aufzuzeigen, wobei berücksichtigt werden soll, dass ein hohes Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis angestrebt wird. Ferner sollen eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt aufgezeigt werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Das erfindungsgemäße Verfahren betrifft die Bearbeitung eines Ausgangsbildes eines Untersuchungsobjektes. Dieses Ausgangsbild wurde aus Messdaten rekonstruiert, die bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden. Es erfolgt eine Bildfrequenzaufteilung des Ausgangsbildes in zumindest ein erstes und ein zweites Bild. Das erste Bild wird mittels einer ersten Funktion verändert, wobei die erste Funktion eine Kontrasterhöhung innerhalb des ersten Bildes bewirkt. Das veränderte erste Bild und das zweite Bild werden schließlich wieder zusammengefügt.
Es liegt also zunächst ein bereits rekonstruiertes CT-Bild vor. Dieses kann über ein an sich bekanntes Rekonstruktionsverfahren ermittelt worden sein. Dieses Ausgangsbild wird im Folgenden mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens bearbeitet.
Hierzu findet zu Beginn eine Bildfrequenzaufteilung statt. Aus dem einen Ausgangsbild werden hierdurch mehrere Bilder erzeugt. Die Anzahl dieser Bilder beträgt mindestens zwei. Diese mehreren Bilder unterscheiden sich hinsichtlich der Frequenzen bzw. der Frequenzspektren des Ausgangsbildes, welche sie enthalten. Von der Darstellung eines Bildes im Ortsraum zu einer Darstellung des gleichen Bildes im Frequenzraum gelangt man, indem eine Fouriertransformation durchgeführt wird. Die Berechnung des ersten und des zweiten Bildes aus dem Ausgangsbild kann entweder im Ortsraum oder im Bildfrequenzraum durchgeführt werden. Wesentlich ist, dass das Resultat dieser Berechnung, d. h. das erste und das zweite Bild, eine frequenzmäßige Aufteilung des Ausgangsbildes darstellt. Die Aufteilung kann so ausgestaltet sein, dass ein erster Teil der Bildfrequenzen des Ausgangsbildes sich in dem ersten Bild befinden und ein zweiter Teil der Bildfrequenzen des Ausgangsbildes in dem zweiten Bild, wobei zwischen dem ersten und dem zweiten Teil kein Überlapp besteht. Alternativ hierzu ist es auch möglich, dass Bildfrequenzen des Ausgangsbildes existieren, welche sich sowohl in dem ersten als auch in dem zweiten Teil befinden.
In Bezug auf das erste Bild erfolgt eine Modifikation durch eine erste Funktion. Die erste Funktion bewirkt eine Kontrasterhöhung innerhalb des ersten Bildes. Vorzugsweise handelt es sich bei der ersten Funktion um eine nicht-lineare Funktion. Ferner kann die Kontrasterhöhung mit einer Steigerung des Rauschens innerhalb des ersten Bildes einhergehen.
In Bezug auf das zweite Bild ist es möglich, jedoch nicht erforderlich, dass ebenfalls eine Veränderung vorgenommen wird. Um ein Ergebnisbild zu erhalten, werden das veränderte erste und das – gegebenenfalls auch veränderte – zweite Bild wieder zusammengefügt. Durch die Zusammenfügung wird die zuvor erfolgte Bildfrequenzaufteilung wieder rückgängig gemacht.
In Weiterbildung der Erfindung ist das erste Bild ein niederfrequentes Bild und das zweite Bild ein höherfrequentes Bild. Dies bedeutet, dass das erste Bild die niedrigen Bildfrequenzen des Ausgangsbildes enthält, während das zweite Bild die höheren Bildfrequenzen des Ausgangsbildes enthält. Hierbei ist ein Überlapp zwischen den Bildfrequenzen des ersten und des zweiten Bildes möglich. Die Aufteilung in die niedrigen und die höheren Bildfrequenzen ist deshalb von besonderem Vorteil, da bei CT-Bildern in den niedrigen Bildfrequenzen im Gegensatz zu den höheren Bildfrequenzen nur wenig Rauschen enthalten ist. Dies kann bei der nachfolgenden Veränderung des ersten und gegebenenfalls auch des zweiten Bildes berücksichtigt werden.
Einer Ausgestaltung der Erfindung gemäß bewirkt die erste Funktion eine Kontrasterhöhung beschränkt auf einen bestimmten Bildwertebereich des ersten Bildes. Ein Bild besteht aus einzelnen Bildpunkten, welchen jeweils ein Bildwert zugeordnet ist. Die Kontrasterhöhung erfolgt nicht in Bezug auf alle Bildpunkte, sondern nur in Bezug auf solche Bildpunkte, deren Bildwerte in den bestimmten Bildwertebereich fallen. Bei diesem Bildwertebereich handelt es sich vorzugsweise um typische Bildwerte für das Material, welches im Ausgangsbild von besonderem Interesse ist.
Vorteilhaft ist es, wenn die erste Funktion bildpunktweise auf das erste Bild angewandt wird. Diese bildpunktweise Anwendung bedeutet, dass man einen einzelnen Bildpunkt heranzieht, und dessen Bildwert mittels der ersten Funktion verändert. Im Anschluss wird der nächste Bildpunkt herangezogen, usw. Dies erfolgt für alle Bildpunkte des ersten Bildes.
Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß ist die erste Funktion eine stückweise lineare Funktion mit zumindest einem Abschnitt mit einer Steigung größer eins. Dieser Abschnitt ermöglicht die Kontrasterhöhung, denn durch eine derartige Steigung werden Bildwerte weiter voneinander entfernt als es in dem unveränderten ersten Bild der Fall war.
Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß wird das zweite Bild mittels einer zweiten Funktion, vorzugsweise einer nicht-linearen Funktion, verändert. Vorzugsweise unterscheidet sich die zweite von der ersten Funktion. Dies ermöglicht es, das zweite Bild anders zu behandeln als das erste Bild, so dass die Eigenschaften der verschiedenen Bildfrequenzen des Ausgangsbildes auf verschiedene Weise berücksichtigt werden können.
Vorteilhaft ist es, wenn die zweite Funktion eine Rauschverminderung innerhalb des zweiten Bildes bewirkt. Dies ist besonders günstig, wenn das zweite Bild aufgrund der Bildfrequenzen des Ausgangsbildes, welche im zweiten Bild enthalten sind, einen Großteil des Rauschens des Ausgangsbildes enthält.
Die Rauschverminderung durch die zweite Funktion kann hierbei beschränkt auf einen Bildwertebereich des zweiten Bildes sein. Bei diesem Bildwertebereich handelt es sich vorzugsweise um einen Bereich kleiner Bildwerte. Denn auf diese wirkt sich das Rauschen besonders stark aus. Die Ausdehnung des Bildwertebereich kann abhängig von der Größe des Rauschens des zweiten Bildes bestimmt werden. Ist viel Rauschen enthalten, so sollte ein großer Bildwertebereich der Rauschreduktion unterzogen werden, während bei wenig Rauschen ein kleinerer Bildwertebereich ausreichend ist.
Vorzugsweise wird die zweite Funktion bildpunktweise auf das zweite Bild angewandt. Diese Vorgehensweise wurde bereits in Bezug auf das erste Bild erläutert.
In Weiterbildung der Erfindung bewirkt die zweite Funktion außerhalb des Bildwertebereiches eine Kontrasterhöhung innerhalb des zweiten Bildes. Die zweite Funktion weist also zumindest einen Bildwertebereich auf, innerhalb welchem eine Rauschverminderung erfolgt, und einen oder mehrere weitere Bildwertebereiche, innerhalb welcher eine Kontrasterhöhung erfolgt. Dieser positive Effekt der Kontrasterhöhung kommt im Ergebnisbild zu der Kontrasterhöhung hinzu, welche innerhalb des ersten Bildes durch die Veränderung mittels der ersten Funktion bewirkt wurde.
Zur Bildfrequenzaufteilung kann das Ausgangsbild verschiedenen Filterungen unterworfen werden, wobei eine erste Filterung zur Berechnung des ersten Bildes dient, und eine zweite Filterung zur Berechnung des zweiten Bildes. In Ausgestaltung der Erfindung erfolgt die Bildfrequenzaufteilung des Ausgangsbildes mittels mindestens eines Gaußfilters. Ein solcher Gaußfilter kann für das erste und/oder das zweite Bild angewandt werden.
Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß erfolgt die Bildfrequenzaufteilung des Ausgangsbildes in das erste, das zweite und ein drittes Bild; das zweite Bild wird mittels einer zweiten Funktion verändert und das dritte Bild mittels einer dritten Funktion verändert, wobei sich die zweite und die dritte Funktion voneinander unterscheiden. Diese Vorgehensweise kann auch auf eine größere Anzahl von Bildern angewandt werden. Unterschiedliche Funktionen zur Veränderung des zweiten und des dritten Bildes einzusetzen ermöglicht es, auf die Eigenschaften der verschiedenen Frequenzbestandteile des Ausgangsbildes geeignet einzugehen.
Das Ergebnisbild kann einer Summe aus dem veränderten ersten Bild und dem gegebenenfalls veränderten zweiten Bild entsprechen. Diese Summation erfolgt bildpunktweise. Erfolgt die Bildfrequenzaufteilung in mehr als zwei Bilder, wird auch dieses weitere Bild oder diese weiteren Bilder – gegebenenfalls nach einer Veränderung – zu dem veränderten ersten und dem gegebenenfalls veränderten zweiten Bild addiert, um das Ergebnisbild zu erhalten. Das Ergebnisbild ist das Resultat der erfolgten Bearbeitung des Ausgangsbildes und stellt eine Verbesserung des Ausgangsbildes hinsichtlich des Kontrastes dar. Alternativ zur erläuterten Summation kann das Ergebnisbild auch einer Summe aus dem veränderten ersten Bild, dem gegebenenfalls veränderten zweiten Bild und dem Ausgangsbild entsprechen. In diesem Fall können das veränderte erste und das – gegebenenfalls auch veränderte – zweite Bild als Differenzbilder zum Ausgangsbild angesehen werden.
In Weiterbildung der Erfindung wird für das erste Bild vor der Durchführung der Bildfrequenzaufteilung eine nicht-lineare Funktion auf das Ausgangsbild angewandt. Dies gilt nicht zwangsläufig auch hinsichtlich des zweiten Bildes, d. h. zur Ermittlung des zweiten Bildes kann das ursprüngliche Ausgangsbild ohne Anwendung der nicht-linearen Funktion verwendet werden. Die nicht-lineare Funktion bewirkt vorzugsweise eine Begrenzung von betragsmäßig großen Bildwerten.
Die erfindungsgemäße Steuer- und Recheneinheit dient der Bearbeitung eines Ausgangsbildes eines Untersuchungsobjektes, wobei das Ausgangsbild aus Messdaten rekonstruiert wurde, die bei einer rotierenden Bewegung einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems um das Untersuchungsobjekt erfasst wurden. Sie umfasst einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode, wobei hierin – gegebenenfalls unter anderem – Programmcode vorliegt, der geeignet ist, ein Verfahren der oben beschriebenen Art auszuführen. Ferner kann sie auch Programmcode aufweisen, welcher die Rekonstruktion des Ausgangsbildes aus den Messdaten ermöglicht. Das erfindungsgemäße CT-System umfasst eine solche Steuer- und Recheneinheit. Ferner kann es sonstige Bestandteile enthalten, welche zur Erfassung von Messdaten benötigt werden.
Das erfindungsgemäße Computerprogramm verfügt über Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Das erfindungsgemäße Computerprogrammprodukt umfasst auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigen:
1: eine erste schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
2: eine zweite schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
3: drei Bandfilter,
4: drei nicht-lineare Funktionen zur Verzerrung von niederfrequenten CT-Bildern,
5: eine nicht-lineare Funktion zur Verzerrung von höherfrequenten CT-Bildern,
6: drei schematische Diagramme zur Illustration des Ablaufs des Verfahrens,
7: zwei CT-Schnittbilder einer Leber,
8: drei CT-Schnittbilder eines Schädels.
In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. In dem Gantrygehäuse C6 befindet sich eine hier nicht gezeichnete geschlossene Gantry, 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 stehende 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, auch als z-Achse bezeichnet, in das Messfeld geschoben werden kann, wobei die Abtastung selbst sowohl als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfinden kann. Hierbei rotiert jeweils die Röntgenquelle C2 bzw. C4 um den Patienten. Parallel läuft dabei gegenüber der Röntgenquelle C2 bzw. C4 der Detektor C3 bzw. C5 mit, um Projektionsmessdaten zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Schnittbildern genutzt werden. Alternativ zu einem sequentiellen Scan, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird, ist selbstverständlich auch die Möglichkeit eines Spiralscans gegeben, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre C2 bzw. C4 und Detektor C3 bzw. C5 geschoben wird. Durch die Bewegung des Patienten entlang der Achse C9 und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenquelle C2 bzw. C4 ergibt sich bei einem Spiralscan für die Röntgenquelle C2 bzw. C4 relativ zum Patienten während der Messung eine Helixbahn.
Gesteuert wird das CT-System 10 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n. Von der Steuer- und Recheneinheit C10 aus können über eine Steuerschnittstelle 24 Akquisitionssteuersignale AS übertragen werden, um das CT-System C1 gemäß bestimmter Messprotokolle anzusteuern.
Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p (im Folgenden auch Rohdaten genannt) werden über eine Rohdatenschnittstelle C23 an die Steuer- und Recheneinheit C10 übergeben. Diese Rohdaten p werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 weiterverarbeitet. Der Bildrekonstruktionsbestandteil C21 ist bei diesem Ausführungsbeispiel in der Steuer- und Recheneinheit C10 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert, z. B. in Form einer oder mehrerer der Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n. Außer der Bildrekonstruktion kann der Bestandteil C21 auch eine darauffolgende Bearbeitung der rekonstruierten Bilder vornehmen. Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 Ergebnisbilder f werden dann in einem Speicher C22 der Steuer- und Recheneinheit C10 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 ausgegeben. Die Ergebnisbilder können auch über eine in 1 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem C1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), einspeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder als Bilder ausgegeben werden.
Die 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. 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 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 p aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 der 2 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 der zu 1 beschriebenen Art.
Die Erfindung ist in beiden der in den 1 und 2 gezeigten Systeme anwendbar. Ferner ist sie grundsätzlich auch für andere CT-Systeme einsetzbar, z. B. für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor.
Im Folgenden wird davon ausgegangen, dass mit der Steuer- und Recheneinheit C10 ein Bild des Untersuchungsobjektes ermittelt wurde, im folgenden als Ausgangsbild I bezeichnet. Hierbei können an sich bekannte Bildrekonstruktionsverfahren zum Einsatz kommen. Zur Beschreibung der Vorgehensweise wird die Anwendung bei einem einzelnen axialen Bild erläutert. Die Erfindung ist jedoch nicht auf zweidimensionale Bilder beschränkt, vielmehr kann sie auch auf 3D-Bilder angewandt werden. Dies kann erfolgen, indem ein Volumendatensatz als Stapel von axialen Bildern interpretiert wird, oder durch die Benutzung von 3D- anstelle der im Folgenden beschriebenen 2D-Bandfiltern. Das Ausgangsbild wird dann, wie im Folgenden ausführlich erläutert wird, von der Steuer- und Recheneinheit C10 weiter bearbeitet, um ein verbessertes Ergebnisbild zu erhalten.
Die Qualität eines CT-Bildes hängt neben seiner Schärfe von seinem Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis, im Folgenden als CNR (Contrast to Noise Ratio) bezeichnet, ab. Erstrebenswert ist eine Vergrößerung des CNR bei gleicher Strahlungsdosis für das Untersuchungsobjekt bzw. eine Reduktion der Dosis bei gleichem diagnostischem Wert.
Durch eine Erhöhung der applizierten Dosis bei der Aufnahme sinkt das Rauschen in den Bilddaten ab. Eine Verbesserung des CNR wäre somit durch Erhöhung der Röntgenintensität möglich, jedoch wird dabei auch die Patientendosis angehoben, was im Allgemeinen aber unerwünscht ist.
Eine weitere prinzipielle Möglichkeit zur Erhöhung des CNR ist der Einsatz von jodhaltigen Kontrastmitteln. Dies wirkt sich so aus, dass der Kontrast des das Kontrastmittel aufnehmenden Gewebes im Vergleich zum umgebenden Gewebe verstärkt wird. Der Grund hierfür liegt daran, dass aufgrund des Kontrastmittels eine verstärkte Absorption bei niedrigen Röntgenenergien stattfindet. Dieser Effekt ist stärker als die Gesamtsteigerung der Absorption der Röntgenstrahlung, welche durch eine Reduktion der Energie der Röntgenstrahlung hervorgerufen wird. Beim Einsatz von jodhaltigem Kontrastmittel kann daher die Dosis durch die Reduktion der Energie der Röntgenstrahlung erniedrigt werden. Hier ergibt sich in der Praxis jedoch die Limitation, dass die verfügbaren Quantenflüsse bei niedrigen Röhrenspannungen für dickere Patienten nicht ausreichen, um ein vergleichbares CNR wie bei höheren Spannungen zu erreichen.
Der Ansatz der Quantenenergiereduktion führt auch bei nativen CT-Aufnahmen, also bei Aufnahmen ohne den Einsatz von Kontrastmittel, in der Regel nicht zum Erfolg, weil die Gewebekontraste im Gegensatz zu Jod gegen Weichteil nur schwach energieabhängig sind.
Im Folgenden wird gezeigt, wie die im CT-Bild vorhandene Information im Bezug auf das erreichbare CNR durch die Verwendung eines Multiband-Filters in besserer Weise genutzt werden kann.
Das Ausgangsbild I wird zunächst durch Bandfilter F_k (k = 1, ..., N) in Frequenzbänder zerlegt, I^(k) = F_k·I. (1)
Es seien ohne Beschränkung I⁽¹⁾ das Band mit den niedrigsten Frequenzen und für aufsteigende k die Frequenzen aufsteigend.
In Gleichung (1) ist I das Bild im zweidimensionalen Ortsraum, d. h. für jeden Punkt im Ortsraum gibt I einen HU-Wert an. Im Ortsraum wird durch eine Faltung I^(k) = F_k·I der Bandfilter F_k auf das Bild I angewandt.
Äquivalent zur Betrachtung im Ortsraum ist diejenige im Frequenzraum. Zur Frequenzraumdarstellung des Bildes gelangt man, indem das Ortsraumbild I in den Frequenzraum fouriertransformiert wird. Da die beiden Betrachtungen äquivalent sind, wird im Folgenden zur Erhöhung der Anschaulichkeit zwischen diesen gewechselt, um den jeweiligen Vorgang in der besser zu veranschaulichenden Domäne zu zeigen.
Führt man die in Gleichung (1) angegebene Filterung im Frequenzraum durch, so steht anstelle der Faltung eine Multiplikation. Die Bandfilter F_k sind in der Frequenzdomäne frequenzabhängige Funktionen; auch sie können durch eine Fouriertransformation aus der Darstellung der Bandfilter F_k im Ortsraum erhalten werden. In der 3 sind in einer einzigen Frequenzdimension Frequenzfilter F₁, F₂ und F₃ für den Fall N = 3 skizziert. Die Ordinate zeigt einen dimensionslosen Gewichts- beziehungsweise Übertragungsfaktor, während die Abszisse die Frequenz f in willkürlichen Einheiten darstellt.
Ein Beispiel für die mathematische Realisierung derartiger Funktionen ist, dass das Filter F₁ für das erste Frequenzband durch eine Gaußfunktion realisiert wird. F₁ stellt damit einen Tiefpassfilter dar. Die Filter F_k für die Bänder mit höheren Frequenzen können davon ausgehend sukzessive in der Frequenz aufsteigend so konstruiert werden, dass für den zum Band k gehörende Filter F_k das Komplement zu eins der Summe der bereits berechneten Filterfunktionen F₁, ..., F_k-1, multipliziert mit einer weiteren Gaußfunktion benutzt wird. Das Band der höchsten Frequenz ist schließlich das Komplement zu eins der Summe aller vorangehend berechneten Filter.
Der Frequenzraum ist – wie auch der Ortsraum – zweidimensional. Zur Erleichterung der Darstellung ist in 3 ein radialer Schnitt der Frequenzdarstellung der Filter gezeigt. Da es sich um isotrope Filter handelt, müsste für eine zweidimensionale Darstellung der Filter eine symmetrische Ergänzung der Darstellung von 3 erfolgen.
Die Filter erfüllen im Frequenzraum vorteilhafterweise die Bedingung
Durch eine Addition der Bestandteile ergibt sich wieder das Ausgangsbild, d. h.
Durch die Anwendung der drei Filterfunktionen nach 3 auf das Ausgangsbild gemäß Gleichung (1) erhält man somit drei Bilder I^(k). Hierbei kommt dem niederfrequenten Bild I⁽¹⁾ besondere Bedeutung zu. Denn sofern der Filter für das erste, niederfrequente Bild vorteilhaft so bestimmt wurde, dass dessen Amplitude bei der Frequenz null gleich eins ist – wie in 3 dargestellt –, so ist der gesamte Gleichwertanteil des Bildes I bereits in I⁽¹⁾ enthalten. Die Pixelwerte von I⁽¹⁾ repräsentieren folglich gewichtete Mittelwerte der Umgebung der entsprechenden Pixel von I. Allen anderen Bandbilder für k > 1 sind infolgedessen mittelwertfrei.
Die Bilder I^(k) werden nun getrennt voneinander bearbeitet, mit dem Ziel, das CNR des Ergebnisbildes gegenüber dem Ausgangsbild I zu steigern. Hierbei werden die Bandanteile, d. h. die Bilder I^(k), zunächst mit Hilfe von Funktionen G_k pixelweise transformiert, I ~ ^(k) = G_k(I^(k)). (2)
Es folgt zuerst die Betrachtung des ersten Bandes, also des Bildes I⁽¹⁾. Die zur Transformation eingesetzte Funktion G₁ ist in 4 abgebildet. In dieser Figur befindet man sich in der Ortsdomäne. In den 4A, 4B und 4C sind drei alternative Möglichkeiten zur Realisierung von G₁ dargestellt. Auf der Abszisse ist jeweils der Ausgangswert x aufgetragen. Hierbei handelt es sich um den jeweiligen CT-Wert in HU-Einheiten. Auf der Ordinate ist das Ergebnis der Transformation aufgetragen, also G₁(x).
Nach 4A handelt es sich bei G₁(x) um eine stückweise lineare Funktion:
Die für die Darstellung der 4A gewählten Parameter sind in der Figur angegeben.
Die Anwendung der Funktion G₁(x) erfolgt wie bereits erwähnt pixelweise, d. h. für jeden Bildpunkt wird der Wert x durch den Wert G₁(x) ersetzt.
Die Funktion G₁(x) bewirkt folgendes:
Um einen x-Wert c₁ wird der Kontrast um den Faktor s₁ > 1 erhöht. c₁ wird so gewählt, dass es sich um einen Wert handelt, welchen das interessierende Gebiet des Untersuchungsobjektes aufweist, innerhalb dessen der Kontrast erhöht werden soll. Bearbeitet man beispielsweise einen Schädelscan, so ist es vorteilhaft, c₁ ungefähr als Mittelwert zwischen den HU-Werten der grauen und weißen Gehirnsubstanz zu wählen. In 4A ist für c₁ der Wert 20 angenommen worden. Dieser Wert ist auf der x-Achse durch die gestrichelte vertikale Linie markiert.
Ferner ist in 4A die Identitätslinie Id gezeigt. Diese Werte würden sich ergeben, falls G₁(x) = x.
Es ist zu sehen, dass um den Wert c₁ herum die Steigung von G₁(x) größer ist als diejenige der Identitätslinie Id. Die Steigung von G₁(x) in diesem Bereich ist gleich s₁, und da s₁ bei 4A den Wert 2 hat, steigt die Funktion G₁(x) um den Wert c₁ herum doppelt so stark wie die Identitätslinie Id. Dies bedeutet, dass die Abstände zwischen benachbarten x-Werten durch die Anwendung der Funktion G₁(x) im Bereich um den Wert c₁ herum vergrößert werden, also eine Spreizung stattfindet. Es werden also in diesem Bereich im Vergleich um Bild I⁽¹⁾ größere Unterschiede zwischen x-Werten herbeigeführt, was einer Kontrasterhöhung entspricht.
Die maximale absolute Änderung der Pixelwerte ist b₁. Dies entspricht dem Abstand zwischen der Funktion G₁(x) und der Identitätslinie Id bei großen und kleinen x-Werten.
Anstelle der in Gleichung (3) gezeigten Funktion können auch stetig differenzierbare Funktionen wie z. B.
zum Einsatz kommen. Eine derartige Funktion ist in 4B dargestellt, wobei die Parameter c₁, s₁ und b₁ wie in 4A gewählt wurden.
Soll der Kontrast nur in eine Richtung verstärkt werden, können die Äste für x < c₁ und x > c₁ unterschiedlich gewählt werden. Hierzu kann die folgende Funktion verwendet werden:
Damit ist z. B. eine komplette Integrität der Kontraste unterhalb von c₁ möglich, d. h. eine Kontrasterhöhung findet ausschließlich für die x-Werte oberhalb von c₁ statt. Diese Herangehensweise ist z. B. dann erwünschenswert, wenn die x-Werte unterhalb von c₁ für eine bestimmte Analyse benötigt werden und daher nicht verändert werden sollen. Ein Beispiel hierfür sind quantitative Messungen wie die Bestimmung des Fettgehaltes der Leber.
Eine derartige unsymmetrische Funktion ist in 4C dargestellt, wobei die Parameter c₁, s₁ und b₁ wie in 4A und 4B gewählt wurden.
Die Funktion G₁(x) nach den Gleichungen (3), (4) und (5) wird zur Modifikation des Bildes I⁽¹⁾ des niedrigsten Frequenzbandes herangezogen. Eine Erhöhung des Kontrastes wie zu den 4A bis 4C erläutert geht zwangsläufig auch mit einer Erhöhung des Rauschens einher. Einer besonderen Eigenschaft von CT-Bildern gemäß ist in den niedrigen Bildfrequenzen jedoch nur wenig Rauschen enthalten. Deshalb führt die Kontrastanhebung innerhalb des niederfrequenten Bildes I⁽¹⁾ im Ergebnisbild zu einer im Verhältnis wesentlich geringeren Veränderung des Rauschens und damit zu einem erhöhten CNR. Das Bild I⁽¹⁾ trägt wegen des übertragenen Mittelwertes die wesentliche Kontrastinformation von flächigen Strukturen. Die schwache Rauscherhöhung im Bild I⁽¹⁾ kann durch die Maßnahmen in den anderen Bändern kompensiert werden, wie im folgenden beschrieben wird.
Nun werden die anderen beiden Frequenzbänder betrachtet. Es wird vereinfachend davon ausgegangen, dass die gleiche Transformation für die beiden Bilder I⁽²⁾ und I⁽³⁾ vorgenommen wird.
Das Rauschen in den Frequenzbändern k > 1 sei σ_k. (Diese Größe lässt sich berechnen, indem man in dem jeweiligen Bild eine homogene Fläche auswählt und die Standardabweichung der Pixel-Werte innerhalb der Fläche bestimmt.) Man kann davon ausgehen, dass Strukturen mit genügend hohem CNR im betrachteten Frequenzband Amplituden besitzen, die größer als σ_k sind. Man kann also annehmen, dass Veränderungen zwischen benachbarten Bildwerten, welche kleiner als σ_k sind, lediglich als Rauschen wahrgenommen werden. Hingegen werden solche Abstände zwischen benachbarten Bildwerten, welche größer als σ_k sind, als Struktur aufgefasst. Dies soll ausgenutzt werden, indem im Bereich kleiner Werte, welche ohnehin im Rauschen untergehen, geglättet wird, und im Bereich großer Werte die Strukturinformationen verstärkt werden.
Es wird zur Transformation die Funktion
eingesetzt. Eine derartige Funktion ist für die Parameter s_k = 0.5, b_k = 0.5 und c_k = 1 in 5 dargestellt. Hierbei sind auf der Abszisse die Ausgangs-CT-Werte x skaliert mit dem 6-fachen von σ_k aufgetragen, und auf der Ordinate die transformierten Werte G_k(x), auch skaliert mit dem 6-fachen von σ_k. Ferner ist zusätzlich die Identitätslinie Id eingezeichnet.
Im Bereich kleiner x-Werte weist die Funktion G_k(x) eine kleinere Steigung auf als die Identitätslinie Id. Diese Steigung entspricht s_k, und ist bei der Kurve der 5 somit halb so groß wie diejenige der Identitätslinie Id. Dies bedeutet, dass kleine x-Werte und der Abstand zwischen ihnen noch weiter verkleinert werden. Diese kleine Übertragungsamplitude s_k für kleine Signale entspricht einer Rauschreduktion. Grundsätzlich sollte s_k < 1 gesetzt werden, um zu einer Rauschreduktion zu gelangen.
c_k ist der Gleichwertpunkt. Für x-Werte, welche betragsmäßig größer als c_k sind, steigt die Funktion G_k(x) stärker als die Identitätslinie Id. Die Amplituden großer Ausschläge werden also weiter erhöht. Dies bewirkt eine Erhöhung der Steilheit von Kanten. Der Gleichwertpunkt ist in geeigneter Weise verglichen mit dem Rauschanteil im Band zu wählen, also z. B. c_k ≈ 6σ_k. Dies basiert auf der Überlegung, dass die Wahrscheinlichkeit, dass eine Struktur im Bild enthalten ist, deren CT-Werte sich um weniger als c_k ≈ 6σ_k von der Umgebung unterscheiden, nur sehr gering ist. Dementsprechend wurde c_k im Beispiel der 5 gleich 1 gewählt, was aufgrund der Skalierung der Achsen bedeutet, dass für x-Werte, welche betragsmäßig größer oder kleiner als das 6-fache des Rauschens σ_k sind, eine betragsmäßige Werterhöhung erfolgt.
Der Parameter b_k bestimmt die maximale Anhebung der Bandanteile bei x-Werten deutlich über dem Rauschen.
Die beschriebenen Transformationen werden auf die einzelnen Bilder angewandt, so dass schließlich die veränderten Bilder I ~ ^(k) vorliegen. Für das niederfrequente Bild I⁽¹⁾ wird mit der Funktion G₁(x) eine andersartige Transformation durchgeführt als für die anderen Bilder I^(k) mit k > 1. Hierbei ist es möglich, das für alle höherfrequenten Bilder I^(k) mit k > 1 die gleiche Funktion G_k(x) eingesetzt wird. Es können jedoch auch von Bild zu Bild voneinander verschiedene Funktion G_k(x) zum Einsatz kommen. Diese können sich entweder nur durch die Wahl der Funktionsparameter voneinander unterscheiden, oder durch die Funktionen an sich.
Abschließend werden die verzerrten Bandanteile I ~ ^(k) wieder zu einem vollständigen Bild, dem Ergebnisbild I ~ , zusammengesetzt:
In 6A ist das beschriebene Verfahren schematisch dargestellt: ausgehend von dem Ausgangsbild I werden mehrere Bandfilter F_k auf das Ausgangsbild I angewandt, so dass mehrere Bilder I^(k) vorliegen, welche verschiedene Frequenzbereiche des Ausgangsbildes I repräsentieren. Zu der Behandlung eines jeden Bandbereiches gehört ein Ast der 6A. Es wurde beispielhaft der Fall der Aufspaltung in drei Bilder I^(k) beschrieben; jedoch ist auch eine Aufspaltung in nur zwei Bilder oder in eine größerer Anzahl von Bildern möglich.
Jedes Bild I^(k) wird nun durch Anwendung einer Funktion G_k verzerrt. Diese Modifikation erfolgt pixelweise, d. h. für jeden Bildpunkt wird der jeweilige CT-Wert x herangezogen, um durch Anwendung von G_k(x) einen modifizierten CT-Wert zu bestimmen. Es resultieren hieraus veränderte Bilder I ~ (k). Die veränderten Bilder werden schließlich pixelweise addiert, um das Ergebnisbild I ~ zu erhalten.
Das beschriebene Verfahren basiert auf einer Kontrastaufsteilung bei den niedrigen Ortsfrequenzen mit Hilfe von nicht-linearen Transformationen der Pixelwerte. In den höherfrequenten Bändern, die einen Großteil des Rauschens enthalten, wird im Gegensatz dazu eine nicht-lineare Transformation benutzt, um das Rauschen zu reduzieren und gleichzeitig bei Kanten mit sehr hohem Kontrast die Schärfe noch weiter zu erhöhen. Auf diese Weise wird ein Bild mit kontrastabhängiger Schärfe erzeugt.
Zur Demonstration der Vorteile des Verfahrens wird in 7 eine CTA (CT Angiographie) der Leber betrachtet. Ziel ist eine Kontrastverstärkung desjenigen Gewebes, das Kontrastmittel aufgenommen hat. 7A zeigt das Originalbild I, und 7B zeigt das Ergebnisbild I ~ nach Durchführung des beschriebenen Verfahrens.
Es wurde mit zwei komplementären Bändern gearbeitet, es erfolgte also eine Aufspaltung des Originalbildes I in zwei Bilder I⁽¹⁾ und I⁽²⁾ Das niederfrequente Band I⁽¹⁾ wurde durch einen Gaußfilter mit σ = 1.1 LP/cm (Linienpaare pro Centimeter) realisiert. Die verwendeten Parameter sind für den Bandfilter F₁: s (u) / 1 = 2 , s (d) / 1 = 1 , b₁ = 50, c₁ = 110, und für den Bandfilter F₂: s₂ = 0.75, b₂ = 20, c₂ = 180.
Hierbei ist der CT-Wert des Lebergewebes ohne Kontrastmittel ca. 110 HU, entsprechend dem Parameter c₁. Die maximale Kontrastanhebung ist 50 HU, entsprechend dem Parameter b₁. Durch die Wahl von s₂ = 0.75 wird das Rauschen bei kleinen Werten um ca. abgesenkt. Das Rauschen innerhalb des höherfrequenten Bildes I⁽²⁾ beträgt etwa 20 HU.
Für die mit dem Pfeil markierte Regio wird rechnerisch eine Verbesserung des CNRs um den Faktor 1.92 erreicht, wobei der Kontrast zum umliegenden Gewebe um 66% angehoben und das Rauschen gleichzeitig um 13% gesenkt wird.
Das Verfahren nach 6A kann alternativ so formuliert werden, dass anstelle von modifizierten Bandanteilen I ~ ^(k) Differenzbeiträge für jedes Frequenzband berechnet werden: ΔI^(k) = G ' / k (I^(k)), (8) so dass
Das zum ursprünglichen Vorgehenden gleiche Ergebnis wird erreicht, wenn G ' / k (x) = G_k(x) – x. (10)
Auf diese Weise kann Rechenaufwand eingespart werden, wenn nicht in allen Bändern Modifikationen durchgeführt werden sollen. Diese Vorgehensweise ist in 6B dargestellt.
Eine weitere Möglichkeit zur Modifikation des Verfahren nach 6A oder 6B ist es, in die Zweige eine vor die Bandfilter F_k geschaltete nicht-lineare Übertragungsfunktion H_k einzuführen. Dies ist in 6C gezeigt, wobei in der Darstellung der 6C nur einer der mehreren Zweige der oberen Figuren dargestellt ist. Die Darstellung der nicht-lineare Übertragungsfunktion H_k ist in der Ortsdomäne.
Dieses Vorgehen ist insbesondere im niederfrequenten Band sinnvoll, um Artefakte bei der Verbesserung von kleinen Kontrastdifferenzen in der Nachbarschaft von deutlichen größeren Kontrasten zu vermeiden. Die nicht-lineare Übertragungsfunktion H₁ ist vorteilhaft als H₁(x) = G ' / 1 (x) + c₁ (11) zu wählen, wobei der Parameter c₁ dem bei der Funktion G ' / 1 verwendeten entspricht.
Durch die Verwendung von H₁ wird die Dynamik der CT-Werte limitiert. Sehr große und sehr kleine Werte werden abgeschnitten, so dass nur eine bestimmte maximale Wertänderung verglichen mit dem CT-Wert am Arbeitspunkt c₁ zugelassen wird.
Im nachfolgenden Beispiel soll anhand von 8 gezeigt werden, wie der Kontrast eines nativen, d. h. ohne Kontrastmittel aufgenommenen, Schädelscans verbessert werden kann. Es wird eine symmetrische Verzerrung (G: s (u) / 1 = 1.5 , s (d) / 1 = 1.5 , b₁ = 10, c₁ = 36) um den Mittelwert zwischen weißer und grauer Gehirnsubstanz angewandt. Nur im niederfrequenten Band wurde eine Veränderung G₁ vorgenommen, während im höherfrequenten Band G₂(x) = x gewählt wurde.
Das Originalbild ist in 8A zu sehen. Die Verfahren nach den 6A und 6B, deren Ergebnisbild in 8C gezeigt ist, verursachen eine artifizielle Aufhellung der Hirnsubstanz in der Nähe des Knochens. Dies sieht man in 8C daran, dass im markierten Bereich das Weichteilgewebe zu dem Knochen hin heller wird. Dieses Problem wird durch das Verfahren nach 6C (H₁: s₁ = 1, b₁ = 15, c₁ = 36) gelöst. Das Ergebnisbild dieses Verfahrens ist in 8B dargestellt: es ist im markierten Bereich eine scharfe Grenze zwischen dem Weichteilgewebe und dem Knochen zu sehen. Durch dieses Verfahren wird gegenüber dem Ausgangsbild I der Kontrast um etwa 50% angehoben bei nur ~6% Erhöhung des Rauschens. Dies bedeutet ein etwa 40% besseres, visuelles CNR.
In der bisherigen Schilderung werden die Funktionen G_k jeweils einheitlich auf das gesamte Bild angewandt. Alternativ hierzu ist es möglich, pixelabhängige Parameter in den Verzerrungsfunktionen einzusetzen. In diesem Fall wäre die Funktion G_k nicht für jeden Punkt eines Bildes die gleiche. Hierdurch kann man eine Anpassung an lokal unterschiedliches Rauschen bzw. die lokale Kontrastsituation erreichen.
Die Erfindung wurde voranstehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird.

Claims

Verfahren zur Bearbeitung eines Ausgangsbildes (I) eines Untersuchungsobjektes, wobei das Ausgangsbild (I) aus Messdaten (p_in) rekonstruiert wurde, die bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden, bei dem eine Bildfrequenzaufteilung (F_k) des Ausgangsbildes (I) in zumindest ein erstes und ein zweites Bild (I^k) erfolgt, das erste Bild mittels einer ersten Funktion (G¹) verändert wird, wobei die erste Funktion (G¹) eine Kontrasterhöhung innerhalb des ersten Bildes bewirkt, und das veränderte erste Bild und das zweite Bild zusammengefügt (+) werden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem das erste Bild ein niederfrequentes Bild und das zweite Bild ein höherfrequentes Bild ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die erste Funktion (G¹) eine Kontrasterhöhung beschränkt auf einen bestimmten Bildwertebereich des ersten Bildes bewirkt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die erste Funktion (G¹) bildpunktweise auf das erste Bild angewandt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die erste Funktion (G¹) eine stückweise lineare Funktion ist mit zumindest einem Abschnitt mit einer Steigung größer eins.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem das zweite Bild mittels einer zweiten Funktion (G^k) verändert wird.
Verfahren nach Anspruch 6, bei dem die zweite Funktion (G^k) eine Rauschverminderung innerhalb des zweiten Bildes bewirkt.
Verfahren nach Anspruch 7, bei dem die zweite Funktion (G^k) eine Rauschverminderung beschränkt auf einen Bildwertebereich des zweiten Bildes bewirkt.
Verfahren nach Anspruch 8, bei dem die Ausdehnung des Bildwertebereich abhängig von der Größe des Rauschens des zweiten Bildes bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 9, bei dem die zweite Funktion (G^k) bildpunktweise auf das zweite Bild angewandt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 10, bei dem die zweite Funktion (G^k) außerhalb des Bildwertebereiches eine Kontrasterhöhung innerhalb des zweiten Bildes bewirkt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem die Bildfrequenzaufteilung (F_k) des Ausgangsbildes (I) mittels mindestens eines Gaußfilters (F_k) erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem die Bildfrequenzaufteilung (F_k) des Ausgangsbildes (I) in das erste, das zweite und ein drittes Bild (I^k) erfolgt, das zweite Bild mittels einer zweiten Funktion (G^k) verändert wird und das dritte Bild mittels einer dritten Funktion (G^k) verändert wird, wobei sich die zweite und die dritte Funktion (G^k) voneinander unterscheiden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei dem das Ergebnisbild (I ~ ) einer Summe aus dem veränderten ersten Bild und dem gegebenenfalls veränderten zweiten Bild entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei dem das Ergebnisbild (I ~ ) einer Summe aus dem veränderten ersten Bild, dem gegebenenfalls veränderten zweiten Bild und dem Ausgangsbild (I) entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, bei dem für das erste Bild vor der Durchführung der Bildfrequenzaufteilung (F_k) eine nicht-lineare Funktion (H^k) auf das Ausgangsbild (I) angewandt wird.
Verfahren nach Anspruch 16, bei dem die nicht-lineare Funktion (H^k) eine Begrenzung von betragsmäßig großen Bildwerten bewirkt.
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Bearbeitung eines Ausgangsbildes (I) eines Untersuchungsobjektes, die bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden, enthaltend einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode (Prg₁–Prg_n), wobei in dem Programmspeicher Programmcode (Prg₁–Prg_n) vorliegt, der ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 17 durchführt.
CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 18.
Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln (Prg₁–Prg_n), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Computerprogrammprodukt, umfassend auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel (Prg₁–Prg_n) eines Computerprogramms, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.