DE102009048073B3

DE102009048073B3 - CT-Datenbearbeitungsverfahren, CT-System, Computerprogramm und computerlesbarer Datenträger zur Reduzierung von Extrafokalstrahlungs-Effekten unter Minimierung des Rechenaufwandes

Info

Publication number: DE102009048073B3
Application number: DE200910048073
Authority: DE
Inventors: Steffen Dr. 91090 Kappler
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2009-10-01
Filing date: 2009-10-01
Publication date: 2011-07-07
Anticipated expiration: 2029-10-02
Also published as: CN102138804A; CN102138804B

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p), wobei die Messdaten (p) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Fokal- und Extrafokalstrahlung emittierenden Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt von einem Detektor (C3, C5) erfasst wurden. Es erfolgt eine Untersuchung von Messdaten (p) einer Projektion hinsichtlich Unterschieden zueinander, sowie eine Messdaten-Korrektur zur Reduzierung von Extrafokalstrahlungs-Effekten. Hierbei findet die Korrektur nur in Bezug auf ausgewählte Messdaten (p) statt, und die Auswahl der Messdaten (p) hängt vom Ergebnis der Untersuchung ab. Unter Verwendung der korrigierten Messdaten (p) erfolgt eine Rekonstruktion von Bilddaten (f).

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Fokal- und Extrafokalstrahlung emittierenden Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt von einem Detektor 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.
Kontrast und Schärfe der rekonstruierten CT-Bilder hängt u. a. von der Größe des Fokus ab, d. h. desjenigen Bereichs der Anode der Röntgenröhre, welcher die Röntgenstrahlung emittiert. Üblicherweise emittiert eine Röntgenröhre sowohl Fokalstrahlung als auch Extrafokalstrahlung, also Strahlung, welche – u. U. erheblich weit – außerhalb des eigentlichen Nutz-Fokus entsteht. Die Extrafokalstrahlung vergrößert die effektive auch Extrafokalstrahlung emittiert. Besonderes Augenmerk soll hierbei auf eine Reduzierung des Rechenaufwands gelegt werden. Ferner sollen eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt aufgezeigt werden.
In der nächstkommenden Druckschrift DE 102 22 702 A1 ist ein Verfahren zur Korrektur der Extrafokalstrahlung einer Röntgenröhre in der Computertomographie offenbart. Dabei werden Messdaten einer Entfaltung mit einem detektorkanalunabhängigen Entfaltungskern unterzogen.
In der DE 600 03 398 T2 ist ein Verfahren zur Bearbeitung eines Röntgenbilds im Sinne einer Digitalisierung offenbart. Bei der Aufnahme des Röntgenbilds wurde ein Verstärkerschirm verwendet. Im Zuge des Verfahrens wird in der Darstellung Blendlicht von dem Verstärkerschirm entfernt.
In der DE 695 31 816 T2 ist ein Computertomographiegerät beschrieben, welches einen Off-Focal-Strahlungsfilter aufweist, der die elektronischen Daten mit einer Filterfunktion filtert, die sich in Abhängigkeit von der relativen Position der Strahlungsquelle und des Strahlungsdetektors ändert, bei der die Daten detektiert wurden.
In der DE 37 85 588 T2 ist ein Dekonvolutionsrechenverfahren zum Eliminieren eines Artefakts oder Schattens eines rekonstruierten Computertomographiebildes offenbart.
In der US 6,628,744 B1 ist ein Verfahren zur Korrektur der Extrafokalstrahlung eines um den Patienten rotierenden Röntgengeräts offenbart.
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 gemäß den nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstände von Unteransprüchen.
Das erfindungsgemäße Verfahren betrifft die Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten. Hierbei wurden die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Fokal- und Extrafokalstrahlung emittierenden Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt von einem Detektor erfasst. Es erfolgt eine Untersuchung von Messdaten einer Projektion hinsichtlich Unterschieden zueinander. Ferner erfolgt eine Messdaten-Korrektur zur Reduzierung von Extrafokalstrahlungs-Effekten. Hierbei findet die Korrektur nur in Bezug auf ausgewählte Messdaten statt, und die Auswahl der Messdaten hängt vom Ergebnis der Untersuchung ab. Unter Verwendung der korrigierten Messdaten erfolgt eine Rekonstruktion von Bilddaten.
Nach der Datenerfassung liegen Messdaten einer Mehrzahl von Projektionen vor. Aus diesen Messdaten soll ein Bild des Untersuchungsobjektes rekonstruiert werden. Hierzu werden üblicherweise Messdaten aus einem Projektionswinkelbereich von mindestens 180° eingesetzt. Vor der Bildrekonstruktion erfolgt eine EFS-Korrektur (EFS: Extrafokalstrahlung). Hierzu werden die Messdaten von einer, von mehreren, oder vorzugsweise von allen Projektionen bearbeitet. Die EFS-Korrektur findet vorzugsweise auf den Intensitätsdaten in Fächer- oder Kegelstrahlgeometrie vor dem Logarithmieren statt.
In Bezug auf eine Projektion werden nicht alle Messdaten korrigiert, sondern nur ausgewählte Messdaten. Die Auswahl derjenigen Messdaten, welche zu korrigieren sind, hängt von einer Untersuchung der Messdaten hinsichtlich ihrer Unterschiede zueinander ab. Abhängig von diesen Unterschieden werden manche Messdaten einer Projektion korrigiert, während andere Messdaten unkorrigiert bleiben. Diese Auswahl der Messdaten, welche zu korrigieren sind, reduziert bei typischen, klinischen Datensätzen die insgesamt für die Bildrekonstruktion benötigte Rechenzeit erheblich.
Für die EFS-Korrektur der ausgewählten Messdaten können an sich bekannte Verfahren zum Einsatz kommen. Ein Beipsiel hierfür ist eine Faltung der Intensitätsdaten mit einem speziellen Faltungskern, der exakt oder in guter Näherung eine „Entfaltung” der EFS-Beiträge bewirkt. Die EFS-Korrektur ändert die Messdaten, so dass sie denjenigen ähneln, welche man ohne oder mit weniger EFS erhalten hätte.
Schließlich liegt für die betrachtete Projektion ein neuer Messdatensatz vor, bei welchem manche Messdaten EFS-korrigiert wurden, und andere Messdaten keiner EFS-Korrektur unterzogen wurden. Dieser neue Messdatensatz wird herangezogen, um ein Bild des Untersuchungsobjektes zu rekonstruieren. Dieses ist gegenüber einem Bild, welches man unter Verwendung der ursprünglichen Messdaten erhalten würde, verbessert: Kontrast und Schärfe sind erhöht, da auf der EFS beruhende Artefakte nicht oder weniger vorhanden sind.
Dabei erfolgt die Korrektur nur für Messdaten, welche einen Mindestunterschied zu anderen Messdaten aufweisen. Hierzu kann ein Schwellenwert definiert werden, dessen Überschreiten anzeigt, dass für die jeweiligen Messdaten eine EFS-Korrektur erfolgen soll. Die anderen Messdaten, in Bezug auf welche der Unterschied festzustellen ist, mit welchen also die jeweils betrachteten Messdaten zu vergleichen sind, können auf verschiedene Weisen bestimmt werden.
Z. B. können, wenn der Detektor mindestens eine Detektorzeile mit einer Mehrzahl von Detektorelementen aufweist, bei der Untersuchung die Messdaten eines Detektorelementes einer Detektorzeile mit den Messdaten eines anderen sich in einem bestimmten Abstand befindlichen Detektorelementes der gleichen Detektorzeile verglichen werden. Dieser Abstand kann bedeuten, dass ein direkt benachbartes Detektorelement herangezogen wird; vorzugsweise ist der Abstand jedoch größer. Vorzugsweise wird für alle Detektorelemente der gleiche Abstand verwendet.
Z. B. können, wenn der Detektor mindestens eine Detektorzeile mit einer Mehrzahl von Detektorelementen aufweist, bei der Untersuchung die Messdaten eines Detektorelementes einer Detektorzeile mit den Messdaten zweier anderer sich in einem bestimmten Abstand befindlichen Detektorelemente der gleichen Detektorzeile verglichen werden. Vorteilhaft ist es, wenn die beiden anderen Detektorelemente symmetrisch zu beiden Seiten des betrachteten Detektorelementes angeordnet sind. Es ist jedoch auch möglich, dass die Abstände auf beiden Seiten unterschiedlich sind. Auch hier gilt, dass direkt benachbarte Detektorelemente herangezogen werden können; vorzugsweise ist der Abstand jedoch größer. Vorzugsweise wird für alle Detektorelemente der gleiche Abstand verwendet. Ferner ist es möglich, dass sich die beiden anderen Detektorelemente auf der gleichen Seite des betrachteten Detektorelementes befinden.
Z. B. können, wenn der Detektor mindestens eine Detektorzeile mit einer Mehrzahl von Detektorelementen aufweist, bei der Untersuchung die Messdaten eines Detektorelementes einer Detektorzeile mit den Messdaten vierer anderer sich in einem bestimmten Abstand befindlichen Detektorelemente der gleichen Detektorzeile verglichen werden. Vorteilhaft ist es, wenn die vier anderen Detektorelemente symmetrisch zu beiden Seiten des betrachteten Detektorelementes angeordnet sind, d. h. zwei der vier Detektorelemente zur linken und zwei der vier Detektorelemente zur rechten Seite des Detektorelementes, wobei die Abstände zur linken die gleichen wie zur rechten sind. Es ist jedoch auch möglich, dass die Abstände auf beiden Seiten des Detektorelementes unterschiedlich sind. Auch hier gilt, dass direkt benachbarte Detektorelemente herangezogen werden können; vorzugsweise ist der Abstand jedoch größer. Vorzugsweise wird für alle Detektorelemente der gleiche Abstand verwendet. Ferner ist es möglich, dass sich die vier anderen Detektorelemente auf der gleichen Seite des betrachteten Detektorelementes befinden.
Vorzugsweise findet der Vergleich für alle Detektorelemente der Detektorzeile statt. Ist ein Detektorelement am Rand der Zeile angeordnet, so dass der bestimmte Abstand nicht eingehalten werden kann, weil ein Detektorelement mit einem derartigen Abstand nicht vorhanden ist, kann für dieses Detektorelement entweder der Vergleich nicht erfolgen, oder es wird ein anderer Abstand gewählt. Hat der Detektor mehrere Zeilen, so findet der Vergleich vorzugsweise für alle Detektorelemente einer jeden Detektorzeile statt.
Das beschriebene Vorgehen hinsichtlich der Festlegung der für den Vergleich zu verwendender Detektorelemente innerhalb einer einzigen Detektorzeile kann auch in Bezug auf sich in verschiedenen Detektorzeilen befindlichen Detektorelementen eingesetzt werden.
In Ausgestaltung der Erfindung erfolgt die Messdaten-Korrektur in Bezug auf ein Detektorelement, indem durch eine Faltung die Messdaten des Detektorelementes mit Messdaten einer Anzahl benachbarter Detektorelemente der gleichen Detektorzeile verknüpft werden. In diesem Zusammenhang ist es besonders günstig, wenn der bestimmte Abstand, welchen das oder die anderen Detektorelemente zu dem betrachteten Detektorelement aufweisen, einem Viertel oder zumindest ungefähr einem Viertel der Anzahl benachbarter Detektorelemente entspricht.
Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß erfolgt die Auswahl derart, dass sich die Messdaten-Korrektur merklich nur in kontrastreichen Regionen der Messdaten auswirkt. Zu diesem Zweck ist das Augenmerk besonders auf große Unterschiede zwischen Messwerten einer Projektion zu lenken. Dies ermöglicht es, gezielt diejenigen Bildregionen zu verbessern, auf welche sich die EFS besonders nachteilig auswirkt.
Einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung gemäß wird für die Auswahl der Messdaten eine Funktion eingesetzt, welche anzeigt, für welche Messdaten die Korrektur stattfinden soll. Hierzu eignet sich z. B. der Einsatz einer digitalen Funktion. Vorteilhaft ist es, wenn für Messdaten bei einem Übergang der Funktion von Messdaten, für welche die Korrektur stattfinden soll, zu Messdaten, für welche keine Korrektur stattfinden soll, eine Mischung aus korrigierten und unkorrigierten Messdaten berechnet wird. Dies entspricht einer Überblendung der Messdaten und vermeidet Artefakte an den Übergangen der Funktion.
Die erfindungsgemäße Steuer- und Recheneinheit dient der Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten eines CT-Systems. 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. Das erfindungsgemäße CT-System umfasst eine solche Steuer- und Recheneinheit. Ferner kann es sonstige Bestandteile enthalten, welche z. B. 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: schematisch Bestandteile einer Röntgenröhre mit Extrafokalstrahlung,
4: eine CT-Datenerfassung mit Fokal- und Extrafokalstrahlung,
5: eine Kurve von CT-Messdaten (Schwächungsdaten) verschiedener Detektorelemente und eine Kurve mit hieraus berechneten Kontrastwerten,
6A: eine Kurve mit den quadrierten Kontrastwerten der 5 und eine Kurve mit Differenzwerten,
6B: eine Kurve zur Anzeige von Aktivierungsregionen und eine Kurve mit Überblendfaktoren.
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. Diese Bahn kann auch dadurch erreicht werden, indem die Gantry bei unbewegtem Patienten entlang der Achse C9 verschoben wird.
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. Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 rekonstruierten Bilddaten 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. Sie 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.
Die 3 zeigt eine schematische Darstellung einer Röntgenröhre, wie sie in den Systemen der 1 und 2 eingesetzt werden kann. Die von der Röntgenröhre emittierte Röntgenstrahlung wird erzeugt, indem aus einer Glühkathode K austretende Elektronen e^– mit einer hohen zwischen Kathode K und Anode A anliegenden Spannung beschleunigt werden. Beim Eintritt der schnellen Elektronen e^– in das Anodenmaterial, z. B. Wolfram, entsteht Röntgenstrahlung. Diese entspricht hauptsächlich der Bremsstrahlung der Elektronen e^–.
Die Schärfe der rekonstruierten Bilder hängt wesentlich von der Größe des Brennflecks auf der Anode A der Röntgenröhre ab. Der Nutz-Brennfleck Fok, also der Bereich der Anode A, welcher den Großteil die Röntgenstrahlung emittiert, wird als Nutz-Fokus bezeichnet. Üblich sind bei diagnostischen Röntgenröhren Brennfleckabmessungen von zwischen 0.3 mm und 2 mm. Je nach Bauart der Röntgenröhre kann außerhalb des eigentlichen Nutz-Fokus Fok über einen Bereich von mehreren Zentimetern Röntgenstrahlung austreten, welche somit zur Verunschärfung zur Verschlechterung der Kontrastdarstellung des Bildes beiträgt.
Diese parasitäre Röntgenstrahlung wird als Extrafokalstrahlung, abgekürzt EFS, bezeichnet (englisch: EFR, extra focal radiation, auch: off-focus radiation). Die Entstehung der EFS erklärt sich folgendermaßen: ein Teil der mit hoher Geschwindigkeit auf die Anode A auftreffenden Elektronen e^– wird entweder elastisch von der Anode A zurückgestreut oder sie lösen in der Anode A Sekundärelektronen aus, welche die Anodenoberfläche wieder verlassen. Die Energie dieser gestreuten primären oder sekundären Elektronen e^– _Streu ist gegenüber der Energie der Primärelektronen e^– um etwa 20% reduziert. Angezogen durch das elektrische Feld der Anode A treffen die Elektronen e^– _Streu ein weiteres Mal auf die Anode A. Die von diesen Elektronen e^– _Streu erzeugte Röntgenstrahlung ist die Extrafokalstrahlung. Aufgrund des vorhergehenden Energieverlustes der Elektronen e^– _Streu ist die EFS im Mittel weicher als die fokale Röntgenstrahlung. Der Auftreffort der gestreuten Elektronen e^– _Streu ist hierbei i. d. R. von dem eigentlichen Brennfleck Fok entfernt. Die Elektronen e^– _Streu vergrößern die Emissionszone und somit die bildgebende Strahlungsquelle, sie führen zu einer Aufweitung des Nutz-Brennflecks Fok. Dies ist in 3 durch die Bereiche Δ neben dem Nutz-Fokus Fok angedeutet. Der Anteil der EFS an der gesamten von der Röntgenröhre emittierten Strahlung beträgt je nach Bauart der Röntgenröhre typischerweise bis zu ca. 10%.
Gelingt es nicht, die EFS vollständig auszublenden, ist sie ein Bestandteil der zur Abtastung des Untersuchungsobjektes verwendeten Röntgenstrahlung. 4 zeigt schematisch die Erfassung von Projektionswerten durch ein Untersuchungsobjekt O. Die räumliche Schwächungsverteilung bzw. Dichteverteilung innerhalb des Untersuchungsobjektes O ist f(x). Diese gilt es, durch die Rekonstruktion aus den erfassten Projektionswerten, d. h. aus den Messdaten, zu ermitteln. f(x) kann dann als Grauwertebild dargestellt werden. h(t) bezeichnet die Emissionsverteilung auf der Anode; sie umfasst die Fokal- und die Extrafokalstrahlung. Die Emissionsverteilung h(t) gibt also an, wie viel Röntgenstrahlung von welchem Punkt der Anode ausgeht.
Die Ausdehnung der Anode wird – vereinfachend eindimensional – mit t bezeichnet. η_D bezeichnet ein bestimmtes Detektorpixel bzw. -element. Der Detektor weist eine oder mehrere Detektorzeilen auf, wobei jede Zeile eine Vielzahl nebeneinander angeordneter Detektorelemente umfasst. ξ_F(t), ξ_F(t') und ξ_F(t'') sind Röntgenstrahlen von den Orten t, t' und t'' der Anode zum Detektorpixel η_D. Die Bahn eines Röntgenstrahles durch das Untersuchungsobjekt O verläuft entlang dem Linienparameter s. Bei dem Winkel α handelt es sich um den Projektionswinkel, welcher sich bei Rotation des Strahlungsquelle/Empfängerpaares des CT-Systems um das Untersuchungsobjekt O ändert. Eine bestimmte Projektion kann also durch die Angabe von α identifiziert werden. Bei jeder Projektion wird von jedem Detektorelement ein Messwert erfasst. Es ist ersichtlich, das sowohl der Strahl ξ_F(t'), welcher vom Fokus ausgeht, als auch die Strahlen ξ_F(t) und ξ_F(t''), welche von außerhalb des Fokus ausgehen, einen Beitrag zum Messergebnis des Detektorpixels η_D liefern.
Das Vorhandensein der EFS verschlechtert die Modulationstransferfunktion des CT-Gerätes. Mittels der Modulationstransferfunktion vergleicht man den Kontrast innerhalb des rekonstruierten Bildes mit dem Kontrast innerhalb des abgebildeten Objektes. Sie ist eine Funktion der Ortsfrequenz, welche als Anzahl von Linienpaaren pro Längeneinheit angegeben wird. Durch die EFS, die u. U. relativ weit vom Nutz-Fokus entfernt entstehen kann, wird die Modulationstransferfunktion besonders bei kleinen Ortsfrequenzen verschlechtert. Dies bewirkt eine Kontrastverschlechterung des Bildes. Insbesondere werden Objektbestandteile mit geringem Kontrast in der Nähe von hochkontrastigen Objektbestandteilen schlechter abgebildet. Man findet diesen unerwünschten Effekt z. B. bei Schädelaufnahmen. In der Nähe des Schädelrandes, z. B. in der Gehirnregion nahe am äußeren Schädelknochen, bewirkt die EFS eine u. U. deutliche Kontrastveränderung.
Um die negativen Auswirkungen der EFS zu beseitigen, ist es möglich, eine EFS-Entfaltung der Messdaten vorzunehmen (englisch: EFR deconvolution), bevor das Bild des Untersuchungsobjektes rekonstruiert wird. Hierzu wird eine Entfaltungs-Funktion verwendet, die berücksichtigt, welche Strahlen aus dem Fokus stammen, und welche Strahlen EFS darstellen. Hierzu sind Kenntnisse über die Abstrahlcharakteristik der Röntgenquelle sowie ein (zumindest approximatives) Modell des untersuchten Objektes erforderlich. Durch die EFS-Entfaltung werden die EFS-Strahlen aus den Messdaten „herausgerechnet”.
Die EFS-Entfaltung erfolgt, indem für jede Projektion alle Messdaten, d. h. die Messdaten eines jeden Detektorelementes einer jeden Detektorzeile unter Verwendung der Entfaltungs-Funktion neu berechnet, d. h. korrigiert werden. In Bezug auf ein bestimmtes Detektorelement bedeutet das: die Entfaltungs-Funktion hat eine definierte Breite, z. B. 49; es wird dementsprechend eine Reihe von Messdaten betrachtet, bestehend aus den 24 Messdaten der Detektorelemente auf der einen Seite des betrachteten Detektorelements, dem betrachteten Detektorelement in der Mitte, und den 24 Messdaten der Detektorelemente auf der anderen Seite des betrachteten Detektorelements. Diese Reihe von Messdaten der Länge 49 wird nun mit der Entfaltungs-Funktion gefaltet. Das Ergebnis dieser Berechnung ist der EFS-korrigierte Messwert des jeweiligen Detektorelementes. Die entsprechende Berechnung wird für alle Detektorelemente der jeweiligen Projektion und für alle Projektionen durchgeführt. Es resultiert somit ein überarbeiteter Messdatensatz, welcher für die Bildrekonstruktion herangezogen wird. Das hieraus rekonstruierte Bild ist von den durch die EFS hervorgerufenen Artefakten befreit.
Die Berechnung von Faltungsoperationen ist jedoch sehr zeitaufwendig. Dementsprechend ist durch die Entfaltung der Messdaten die Zeitdauer zur Berechnung eines CT-Bildes merklich erhöht. Daher wird die EFS-Entfaltung üblicherweise nur für ausgewählte Bilder durchgeführt, nämlich für solche Bilder, deren Niedrigkontrastdarstellung nahe den Objekträndern für die Diagnose besonders relevant ist.
Um eine raschere EFS-Entfaltung der Messdaten zu erhalten, wird wie folgt vorgegangen:
Die EFS-Entfaltung soll nur in Bildregionen angewandt werden, in welchen sich die EFS durch Artefakte bzw. Qualitätseinbußen bemerkbar macht. Es wurde oben bereits ausgeführt, dass sich die Qualitätseinbußen aufgrund der EFS hauptsächlich in der Nähe von sehr kontrastreichen Objektbestandteilen einstellen. Dementsprechend soll die EFS-Entfaltung auf Regionen mit hohen Kontrasten beschränkt werden. Dies ist schematisch in 5 dargestellt.
In 5 ist auf der Abszisse die Kanalnummer N aufgetragen. Hierbei handelt es sich um die Nummer der Detektorelemente einer Zeile. Die Kurve ATT der 5 zeigt logarithmische Schwächungswerte. Um diese Werte zu erhalten, wird der jeweilige Messwert, d. h. die von dem Detektorelement empfangene Röntgenstrahlungsintensität, normiert, logarithmiert und das Vorzeichen umgekehrt. Die Kurve ATT entspricht also den Messdaten. Bei der Aufnahme, welche zur Kurve ATT der 5 führt, handelt es sich um einen Schädelscan. Die beiden Peaks auf der rechten und linken Seite stammen von der Kopfschale, von welcher der Schädel während der Aufnahme gehalten wurde. Der steile Anstieg und Abfall wird von Röntgenstrahlen hervorgerufen, welche die Kopfhaut und den äußeren Schädelknochen in Längsrichtung durchstrahlen. Die runde Kuppe stammt von Röntgenstrahlen, welche sowohl die Schädelknochen als auch das Kopfinnere durchlaufen haben.
Es ist zu erkennen, dass zwei große Sprünge in dem Schwächungsverlauf auftreten: ungefähr bei Kanalnummer 270 und ungefähr bei Kanalnummer 460. Hierbei handelt es sich um den Übergang von Luft zu Schädel.
Der Messdatensatz wird für jede Projektion und jeden Kanal nun dahingehend untersucht, in welchen Bereichen große Kontrastwerte auftreten. Ein hoher Kontrast entspricht großen Werteunterschieden von Messwerten von Detektorelementen, welche sich in einer Nachbarschaft zueinander befinden. Das Ergebnis dieser Überprüfung ist als Kurve CON in 5 dargestellt. Die Werte CON kann man auf verschiedene Weisen berechnen. Eine vorteilhafte Möglichkeit ist die folgende:
Es sei S(i) der logarithmierte Messwert, also die Einzelwerte der Kurve ATT. Der Parameter i gibt hierbei die Kanalnummer an. Für alle Kanäle i wird der Kontrast CON nach folgender, empirisch abgeleiteter, Formel berechnet: CON(i) = (|S(i) – S(i + w)| + |S(i) – S(i – w)|)²
Es wird also die Differenz zwischen dem Wert S(i) des aktuell betrachteten Kanals und dem Wert S(i + w) des um w Kanäle zu einer Seite versetzten Kanals berechnet, und auch zwischen dem Wert S(i) des aktuell betrachteten Kanals und dem Wert S(i – w) des um w Kanäle zur anderen Seite versetzten Kanals.
Die Größe w kann nach Bedarf ausgewählt werden. Besonders eignet es sich, wenn w ungefähr einem Viertel der Filterbreite der EFS-Entfaltungsfunktion entspricht. Im Beispiel der 5 und 6 mit 49 Filterelementen der EFS-Entfaltungsfunktion würde w zu 12 gewählt.
Es reicht für die Berechnung von CON(i) aus, den Wert S(i) nur mit zwei sich in einer bestimmten Nachbarschaft befindlichen Werten S(i + w) und S(i – w) zu vergleichen. Die Verwendung von jeweils nur einem Vergleichswert zur rechten und zur linken des betrachteten Kanals ist ausreichend, da sich langsam veränderliche Strukturen betrachtet werden sollen, und nicht lokales Rauschen. Dementsprechend erfordert die Berechnung der Kurve CON nur wenig Zeit. Insbesondere ist sie – bezogen auf jeden einzelnen Kanal i – sehr viel weniger rechenintensiv als eine EFS-Entfaltung, in welche nicht nur die Messwerte zweier anderer Detektorelemente eingehen, sondern von einer Vielzahl anderer Detektorelemente.
Alternativ zum Beispiel mit jeweils nur einem zum Vergleich herangezogenen Wert auf der rechten und der linken Seite können auch zwei Werte auf jeder Seite zum Vergleich verwendet werden. In diesem Fall würde die Formel für den Kontrast CON lauten: CON(i) = (|S(i) – S(i + w)| + |S(i) – S(i – w)| + |S(i) – S(i + v)| + |S(i) – S(i – v)|)²
Hierbei ist v ein zweiter Parameter, welcher sich von w unterscheidet.
Die Werte CON(i) werden jeweils mit einem wählbaren, z. B. für alle Kanäle N gleichen, Parameter c0 verglichen. Hieraus wird die Kurve ACT der 6B bestimmt. Wie anhand der Kanalnummern N ersichtlich, betreffen die Kurven der 6A und 6B nur einen Ausschnitt aus dem in 5 gezeigten Bereich. Dieser umfasst die beiden linken Peaks der Kurve ATT der 5.
Die Kurve ACT weist den Wert 1 auf, falls der jeweilige Wert CON(i) den Grenzwert c0 überschreitet, und den Wert 0, wenn dies nicht der Fall ist. Ein Wert von 0 bedeutet hierbei, dass in der Nähe des jeweiligen Detektorelementes keine großen Messwertunterschiede vorhanden sind, und ein Wert von 1 zeigt das Vorhandensein eines solchen Unterschiedes an. Es ist zu erkennen, dass die Kurve ACT nur im Bereich der steilen Anstiege der Kurve ATT den Wert 1 aufweist.
Der Kurve ACT wird entnommen, für welche Detektorelemente die EFS-Entfaltung durchzuführen ist: nur für diejenigen Detektorelemente, für welche die Kurve ACT den Wert 1 aufweist, wird die EFS-Entfaltung durchgeführt. Es werden also diese Messwerte durch die entfalteten ersetzt, gemäß S(i) => Σ(i), wobei Σ(i) für die EFS-korrigierten Werte steht. Die Berechnung der EFS-Korrektur in Bezug auf ein einzelnes Detektorelement kann hierbei auf herkömmliche an sich bekannte Weise erfolgen. Die Messwerte der anderen Detektorelemente, für welche also die Kurve ACT den Wert 0 aufweist, werden ohne EFS-Korrektur für die Bildrekonstruktion verwendet. Es liegt nun also ein überarbeiteter, EFS-korrigierter Datensatz vor, welcher der Bildrekonstruktion zugrunde gelegt werden kann.
In diesen überarbeiteten Datensatz sind die meisten Messwerte unverändert übernommen worden, während für ausgewählte Messwerte eines EFS-Korrektur erfolgt ist. Zur EFS-Korrektur der Messdaten wurden also nicht wie herkömmlich alle Messdaten korrigiert, sondern nur diejenigen, für welche ein großer Kontrast bzw. große Messwertunterschiede in ihrer Nachbarschaft festgestellt wurde. Dies hat den Vorteil, dass die Rechenzeit, welche zur Berechnung des neuen EFS-korrigierten Messdatensatzes benötigt wird, drastisch reduziert wird. Um welchen Faktor diese Reduktion erfolgt, hängt im wesentlichen von der Wahl der Parameter w und c0 ab, sowie vom gescannten Objekt. Wie bereits erwähnt würde im Beispiel der 5 und 6 eines Faltungskerns mit 49 Filterelementen w zu 12 gewählt. Für den Fall von Schädeluntersuchungen könnte c0 beispielsweise zu 0.75 gewählt werden, was bei typischen Scans zu einer Reduktion der für die EFS-Entfaltung benötigten Rechenzeit um ca. 70% bis 80% führt.
Es ist die Verwendung der Größe CON, welche bewirkt, dass die Messwerte nur in den Bereichen durch die EFS-Korrektur verändert werden, in welchen große Kontrastwerte vorhanden sind. Dass die Entscheidung über die Durchführung der EFS-Korrektur abhängig von der Größe CON erfolgt, ist eine sinnvolle Vorgehensweise, wie anhand der 6A deutlich wird. Diese zeigt die Kurve CON der 5 in skalierter Form. Die Kurve DIF zeigt die Änderungen gegenüber den ursprünglichen Messwerten an, welche man bei einer vollständigen EFS-Korrektur erhalten würde. (Die Bestimmung der Kurve DIF ist für die Bildrekonstruktion nicht nötig; sie erfolgt lediglich, um die Sinnhaftigkeit des Vorgehens zu demonstrieren.) Zur Bestimmung der Kurve DIF wird also für alle Messwerte S(i) eine EFS-Korrektur durchgeführt. Diese korrigierten Messwerte werden von den ursprünglichen Messwerten abgezogen. Das Ergebnis dieses Vergleichs ist die Kurve DIF. Sie zeigt also an, bei welchen Detektorelementen im Falle einer vollständigen EFS-Korrektur Änderungen eintreten. Offensichtlich ist die Kurve CON hauptsächlich an den Stellen signifikant von 0 verschieden, an denen auch die Kurve DIF merklich von 0 verschieden ist. Dies bedeutet, dass es ausreichend ist, eine EFS-Korrektur nur für diejenigen Kanäle durchzuführen, bei welchen die Größe CON² sich deutlich von 0 unterscheidet.
Um nicht Artefakte an den Grenzen, welche den Sprüngen der Kurve ACT entsprechen, herbeizuführen, kann an diesen Grenzen eine Mischung von EFS-korrigierten und nicht-EFS-korrigierten Messwerten stattfinden. Durch eine solche Überblendung wird ein weicher Übergang an den Grenzen bewirkt. Hierzu wird eine Überblendungsfunktion F(i) berechnet, beispielhaft illustriert in der Kurve FAD der 6B.
Die Überblendung erfolgt dann über Σ(i) => F(i)·Σ(i) + (1 – F(i))·S(i)
D. h. der Wert der Überblendungsfunktion F(i) des betreffenden Kanals i wird verwendet, um eine Mischung, d. h. eine gewichtete Summe, aus den EFS-korrigierten Daten Σ(i) und den unkorrigierten Daten S(i) des jeweiligen Kanals zu berechnen.
Der Vergleich der Messwerte eines Detektorelementes mit anderen Detektorelementen und die davon abhängige EFS-Korrektur wurde anhand einer einzelnen Detektorzeile beschrieben. Alternativ oder ergänzend hierzu kann der Vergleich und die EFS-Korrektur auch in der Dimension des Detektors senkrecht hierzu stattfinden; in diesem Fall wird ein Detektorelement mit einem Detektorelement einer anderen Detektorzeile verglichen und die EFS-Korrektur in dieser Richtung angewandt. Diese Richtung ist die mit C9 in den 1 und 2 indizierte. Analog kann das Vorgehen auch in beiden Dimensionen des Detektors angewandt werden; in diesem Fall wird eine zweidimensionale Faltung zur EFS-Korrektur durchgeführt.

Claims

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p, ATT), wobei – die Messdaten (p, ATT) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Fokal- und Extrafokalstrahlung emittierenden Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt (O) von einem Detektor (C3, C5) erfasst wurden, – eine Untersuchung von Messdaten (p, ATT) einer Projektion hinsichtlich Unterschieden (CON) zueinander erfolgt, – eine Messdaten-Korrektur zur Reduzierung von Extrafokalstrahlungs-Effekten erfolgt, wobei die Korrektur nur in Bezug auf ausgewählte Messdaten (p, ATT) stattfindet, welche in dem Sinne vom Ergebnis der Untersuchung abhängen, dass sie einen Mindestunterschied zu anderen Messdaten (p, ATT) aufweisen, und – unter Verwendung der korrigierten Messdaten (p, ATT) eine Rekonstruktion von Bilddaten (f) erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Detektor (C3, C5) mindestens eine Detektorzeile mit einer Mehrzahl von Detektorelementen (N) aufweist, und bei der Untersuchung die Messdaten (p, ATT) eines Detektorelementes (N) einer Detektorzeile mit den Messdaten (p, ATT) eines anderen sich in einem bestimmten Abstand befindlichen Detektorelementes (N) der gleichen Detektorzeile verglichen werden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Detektor (C3, C5) mindestens eine Detektorzeile mit einer Mehrzahl von Detektorelementen (N) aufweist, und bei der Untersuchung die Messdaten (p, ATT) eines Detektorelementes (N) einer Detektorzeile mit den Messdaten (p, ATT) zweier anderer sich in einem bestimmten Abstand befindlichen Detektorelemente (N) der gleichen Detektorzeile verglichen werden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Detektor (C3, C5) mindestens eine Detektorzeile mit einer Mehrzahl von Detektorelementen (N) aufweist, und bei der Untersuchung die Messdaten (p, ATT) eines Detektorelementes (N) einer Detektorzeile mit den Messdaten (p, ATT) vierer anderer sich in einem bestimmten Abstand befindlichen Detektorelemente (N) der gleichen Detektorzeile verglichen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 4, bei dem der Vergleich für alle Detektorelemente der Detektorzeile stattfindet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem die Messdaten-Korrektur in Bezug auf ein Detektorelement (N) erfolgt, indem durch eine Faltung die Messdaten (p, ATT) des Detektorelementes (N) mit Messdaten (p, ATT) einer Anzahl benachbarter Detektorelemente (N) der gleichen Detektorzeile verknüpft werden
Verfahren nach Anspruch 6 bei direktem Rückbezug des Anspruch 6 auf einen der Ansprüche 2 bis 5, bei dem der bestimmte Abstand ungefähr einem Viertel der Anzahl benachbarter Detektorelemente (N) entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem die Auswahl derart erfolgt, dass sich die Messdaten-Korrektur nur in kontrastreichen Regionen der Messdaten (p, ATT) auswirkt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem für die Auswahl der Messdaten (p, ATT) eine Funktion (ACT) eingesetzt wird, welche anzeigt, für welche Messdaten (p, ATT) die Korrektur stattfinden soll.
Verfahren nach Anspruch 9, bei dem für Messdaten bei einem Übergang der Funktion (ACT) von Messdaten (p, ATT), für welche die Korrektur stattfinden soll, zu Messdaten (p, ATT), für welche keine Korrektur stattfinden soll, eine Mischung aus korrigierten und unkorrigierten Messdaten (p, ATT) berechnet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei dem der Detektor (C3, C5) mehrere Detektorzeilen mit einer Mehrzahl von Detektorelementen (N) aufweist, und bei der Untersuchung die Messdaten (p, ATT) eines Detektorelementes (N) einer Detektorzeile mit den Messdaten (p, ATT) einer oder mehrerer anderer Detektorelemente (N) einer oder mehrerer anderer Detektorzeilen verglichen werden.
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p, ATT) eines CT-Systems (C1), 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 11 durchführt.
CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 12.
Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln (Prg₁–Prg_n), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Computerlesbarer Datenträger mit gespeicherten Programmcode-Mittel (Prg₁–Prg_n) eines Computerprogramms, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.