DE102009051634B4

DE102009051634B4 - Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten, Steuer- und Recheneinheit, CT-System, Computerprogramm und Computerprogrammprodukt

Info

Publication number: DE102009051634B4
Application number: DE102009051634.4A
Authority: DE
Inventors: Dr. Flohr Thomas; Dr. Petersilka Martin; Rainer Raupach
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2009-11-02
Filing date: 2009-11-02
Publication date: 2018-12-20
Anticipated expiration: 2029-11-03
Also published as: DE102009051634A1

Abstract

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (f, PIC) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p), wobei die Messdaten (p) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden,die Messdaten (p) einer Streustrahlenkorrektur unterzogen werden, so dass korrigierte Messdaten (p) vorliegen, aus den korrigierten Messdaten (p) erste Bilddaten (PIC) rekonstruiert werden und aus den nicht korrigierten Messdaten (p) zweite Bilddaten (PIC) rekonstruiert werden,die ersten Bilddaten (PIC), oder die korrigierten Messdaten (p) vor oder während der Bildrekonstruktion, einer Tiefpassfilterung unterzogen werden,die zweiten Bilddaten (PIC), oder die nicht korrigierten Messdaten (p) vor oder während der Bildrekonstruktion, einer Hochpassfilterung unterzogen werden,und im Anschluss die ersten (PIC) und die zweiten (PIC) Bilddaten zu einem Ergebnisbild (f, PIC) zusammengefügt werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten zuvor 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. Auch andersartige Abtastungen, die nicht auf Kreisbewegungen beruhen, sind möglich, so z.B. Scans mit linearen Segmenten. Es 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 üblicherweise 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.
Ein mit zunehmender Anzahl von Detektorzeilen, d.h. mit zunehmender Detektorbreite, vermehrt auftretendes Problem ist die Streustrahlung. Es ist nämlich möglich, dass ein Röntgenquant von dem Untersuchungsobjekt nicht absorbiert, sondern gestreut, d.h. in seiner Richtung abgelenkt wird. Dies bedeutet, dass ein bestimmtes Detektorelement auch Röntgenquanten misst, welche nicht aus dem Strahl stammen, welcher die Röntgenquelle mit dem jeweiligen Detektorelement verbindet. Dieser Effekt wird als Vorwärtsstreuung bezeichnet. Er führt in den rekonstruierten CT-Bildern zu unerwünschten Artefakten.
Es existieren auch CT-Geräte mit zwei Röntgenquellen, so genannte Dual-Source Geräte. Werden beide Röntgenstrahler mit gleichem Röntgenspektrum betrieben, so vergrößert dies die Zeitauflösung der CT-Bilder erheblich. Denn aufgrund der beiden Röntgenquellen halbiert sich die Zeit für die Datenerfassung. Dies ist insbesondere bei bewegten Untersuchungsobjekten wünschenswert. Andererseits ist es auch möglich, die beiden Röntgenquellen mit verschiedenen Beschleunigungsspannungen und damit verschiedenen Röntgenspektren zu betreiben, so dass eine Dual-Energy Aufnahme erfolgt. Dies ermöglicht es, Aussagen über die Zusammensetzung des erfassten Gewebes zu treffen.
Auch bei Dual-Source Aufnahmen ist das Vorhandensein von Streustrahlung ein bekanntes Problem. Neben der oben beschriebenen Vorwärtsstreuung tritt bei Dual-Source Geräten auch Querstreuung auf. Dies bedeutet, dass Strahlung einer Röntgenquelle, welche an der Oberfläche oder im Inneren des Untersuchungsobjektes gestreut wird, zu dem Detektor gelangt, welcher nicht dieser Röntgenquelle zugeordnet ist. Dies ist unerwünscht, da man nur an der Auswertung der transmittierten Strahlung der dem jeweiligen Detektor zugeordneten Röntgenquelle interessiert ist.
Das Dokument US 2007/0268997 A1 beschreibt ein Verfahren zur Streustrahlenkorrektur. Hierbei wird ein Streustrahlenanteil von den Messdaten abgezogen, bevor das CT-Bild rekonstruiert wird. Dies erfolgt unter Verwendung einer Modulation des Messstrahls.
Das Dokument US 4 463 375 beschreibt, dass aus mehreren Röntgentransmissionsmessungen ein Röntgenbild durch gewichtete Addition der Einzelbilder erhalten wird. Zur Rauschreduzierung dieses Röntgenbildes wird folgendermaßen vorgegangen: durch eine andersartige gewichtete Addition der Einzelbilder wird ein zweites Röntgenbild erhalten. Das erste Röntgenbild wird einer Tiefpassfilterung und das zweite Röntgenbild einer Hochpassfilterung unterworfen. Im Anschluss werden die beiden Röntgenbilder kombiniert.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aufzuzeigen, wobei die unerwünschten Effekte der Streustrahlung reduziert werden sollen. 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.
Für das erfindungsgemäße Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst. Die Messdaten werden einer Streustrahlenkorrektur unterzogen, so dass korrigierte Messdaten vorliegen. Aus den korrigierten Messdaten werden erste Bilddaten rekonstruiert und aus den nicht korrigierten Messdaten werden zweite Bilddaten rekonstruiert. Die ersten Bilddaten, oder die korrigierten Messdaten vor oder während der Bildrekonstruktion, werden einer Tiefpassfilterung unterzogen. Die zweiten Bilddaten, oder die nicht korrigierten Messdaten vor oder während der Bildrekonstruktion, werden einer Hochpassfilterung unterzogen. Schließlich werden im Anschluss die ersten und die zweiten Bilddaten zu einem Ergebnisbild zusammengefügt.
Nach der Messdatenerfassung liegen Messdaten vor, welche einer Streustrahlenkorrektur unterzogen werden, so dass einerseits die auf diese Weise korrigierten Messdaten vorliegen und andererseits die ursprünglichen, also nicht auf diese Weise korrigierten, Messdaten. Aus beiden Messdatensätzen werden Bilddaten berechnet, ferner wird in Bezug auf beide Messdatensätze eine voneinander unterschiedliche Filterung vorgenommen.
Die Streustrahlenkorrektur dient der Beseitigung oder Vermeidung von unerwünschten Einflüssen, die die Streustrahlung auf die aus den von Streustrahlung kontaminierten Messdaten rekonstruierten Bilder hat. Dies betrifft bei Single-Source Geräten die Vorwärtsstreuung, und bei Dual-Source Geräten sowohl die Vorwärtsstreuung als auch die Querstreuung.
Für die Zeitpunkte der Filterung existieren drei Möglichkeiten: zum ersten kann die Filterung auf die Messdaten, also vor der Bildrekonstruktion angewandt werden; zum zweiten kann die Filterung während der Bildrekonstruktion erfolgen; und zum dritten kann die Filterung nach der Bildrekonstruktion auf die Bilddaten angewandt werden. Vorzugsweise wird dieser Zeitpunkt für die beiden Messdatensätze gleich gewählt; er kann sich jedoch auch voneinander unterscheiden.
Zur Rekonstruktion der ersten und der zweiten Bilddaten wird - gegebenenfalls mit Ausnahme der Filterung - vorzugsweise der gleiche Bildrekonstruktionsalgorithmus eingesetzt.
Nach erfolgter Bildrekonstruktion und Filterung liegen das erste und das zweite Bild vor. Da die beiden Bilder auf der gleichen Messung beruhen, stellen sie das gleiche, d.h. den gleichen Ausschnitt des Untersuchungsobjektes zu einem bestimmten Zeitpunkt dar. Sie haben unterschiedliche Bildcharakteristika: aufgrund der Tiefpassfilterung ist das erste Bild geglättet, also rauschreduziert; aufgrund der Hochpassfilterung ist das zweite Bild nicht von Rauschen, jedoch von niederfrequenten Informationsgehalten befreit.
Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß wird zur Rekonstruktion der ersten Bilddaten ein auf einer Rückprojektion gefilterter Messdaten basierender Rekonstruktionsalgorithmus eingesetzt, und die Tiefpassfilterung erfolgt im Rahmen des Filterschrittes dieses Rekonstruktionsalgorithmus; ebenso wird zur Rekonstruktion der zweiten Bilddaten ein auf einer Rückprojektion gefilterter Messdaten basierender Rekonstruktionsalgorithmus eingesetzt, und die Hochpassfilterung erfolgt im Rahmen des Filterschrittes dieses Rekonstruktionsalgorithmus. Dieses Vorgehen ist effizient, da bei einem gefilterten Rückprojektionsverfahren ohnehin ein Filterschritt vorgenommen wird, so dass der in diesem Schritt verwendete Filter an die vorzunehmende Hochpass- bzw. Tiefpassfilterung angepasst werden kann.
Vorzugsweise erfolgt das Zusammenfügen der ersten und zweiten Bilddaten durch eine bildpunktweise Addition oder Subtraktion. Es wird also jeweils ein Bildpunkt des ersten Bildes mit dem jeweiligen Bildpunkt des zweiten Bildes verknüpft, um einen Bildpunkt des Ergebnisbildes zu erhalten. Bei diesen Rechenoperationen können gegebenenfalls Wichtungsfaktoren eingesetzt werden.
In Weiterbildung der Erfindung wird bei der Streustrahlenkorrektur eine durch Messung und/oder Berechnung bestimmte Streustrahlenkorrekturgröße mit den Messdaten verknüpft. Bei Vornahme einer Messung muss die Streustrahlenkorrekturgröße nicht direkt diesen Messwerten entsprechen, sie kann auch durch Berechnung aus den Messungen gewonnen werden. Die Messung der Streustrahlung kann insbesondere während der Messdatenerfassung stattfinden. Bei einer rechnerischen Bestimmung der Streustrahlenkorrekturgröße kann diese Berechnung in Kombination mit einer Messung von Streustrahlung vorgenommen werden. Vorzugsweise jedoch wird gemäß dieser Ausgestaltung die Streustrahlung nicht gemessen, sondern ausschließlich auf dem Weg der Berechnung bestimmt.
Vorteilhaft ist, wenn die Streustrahlenkorrektur pro Detektorelement erfolgt. Dies bedeutet, dass eine zur Streustrahlenkorrektur verwendete Größe nicht aus einem einzigen Wert besteht, sondern eine Mehrzahl von Werten umfasst, wobei je ein Wert einem Detektorelement zugeordnet ist. Insbesondere kann für jeden Projektionswinkel, zu welchem Messdaten erfasst wurden, für jedes Detektorelement ein Wert für diese Größe ermittelt werden.
Vorteilhafterweise bewirkt die Tiefpassfilterung eine Glättung von Rauschen. Dies resultiert darin, dass ein geglättetes erstes Bild vorliegt. Hierdurch kann Rauschen, welches durch die Streustrahlenkorrektur eingeführt wird, wieder beseitigt bzw. reduziert werden.
In Ausgestaltung der Erfindung wird die Tiefpassfilterung und/oder die Hochpassfilterung der Messdaten in Detektorkanalrichtung durchgeführt. Unter der Kanalrichtung versteht man die Richtung entlang einer Detektorzeile; man wandert in diesem Fall also über die verschiedenen Detektorelemente einer Zeile. Durch die Filterung in Detektorkanalrichtung werden also Werte der Messdaten, welche zu verschiedenen Detektorelementen einer Zeile gehören, miteinander verknüpft.
Alternativ oder zusätzlich zur Filterung in Detektorkanalrichtung kann die Filterung in Detektorzeilenrichtung durchgeführt werden. Diese Richtung ist senkrecht zur Kanalrichtung. Man wandert also von einem Detektorelement zu den Detektorelementen der gleichen Kanalposition der anderen Zeilen. Es ist also möglich, eine eindimensionale Filterung in Detektorkanalrichtung vorzunehmen, oder eine eindimensionale Filterung in Detektorzeilenrichtung, oder eine zweidimensionale Filterung in Kanal- und Zeilenrichtung.
Besonders eignet sich das Verfahren für Messdaten, die bei einer Dual-Source CT-Messung erfasst wurden. Hier stellt die Streustrahlung aufgrund der Querstreuung ein besonders großes Problem dar.
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: eine Dual-Source CT-Datenerfassung mit Querstreuung,
4: ein Ablaufdiagramm,
5: drei CT-Bilder.

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. Ferner ist es möglich, den Patienten kontinuierlich und periodisch zwischen zwei Punkten hin- und her zu bewegen.
Gesteuert wird das CT-System 10 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n . Es wird darauf hingewiesen, dass selbstverständlich diese Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können. 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 . In Bezug auf die Bildrekonstruktion gilt wie bereits in Bezug auf die Steuerung des Messvorgangs erläutert, dass die Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können.
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 Recheneinheit 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 z.B. 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.
Für CT-Geräte mit in Patientenlängsrichtung, d.h. in z-Richtung, ausgedehnten Detektoren limitiert die Streustrahlung aufgrund der Vorwärtsstreuung die Bildqualität. Vorwärtsstreuung bedeutet, dass ein Röntgenquant nicht im Untersuchungsobjekt absorbiert, sondern unter Richtungsänderung gestreut wird, und im Anschluss in den zu der Röntgenquelle gehörenden Detektor gelangt. Dies ist nachteilig, da das Röntgenquant durch die Streuung „aus der Bahn geworfen“ wird und somit in dem falschen Detektorelement gemessen wird. Für die Bildrekonstruktion sind nur diejenigen Röntgenquanten erwünscht, welche von der Röntgenquelle gemäß einem geraden Strahl zu dem jeweiligen Detektorelement gelangen. Dementsprechend trägt ein Röntgenquant, welches sich nicht auf einer derartigen geraden Bahn bewegt hat, da durch Streuung seine Richtung geändert wurde, eine für die Bildrekonstruktion falsche Information.
Die Vorwärtsstreuung nimmt etwa linear mit der z-Abdeckung des Detektors zu. Dies ist darin begründet, dass mit zunehmender Breite der abgetasteten Schicht - dies entspricht der z-Abdeckung des Detektors - die Wahrscheinlichkeit steigt, dass ein Röntgenquant im Untersuchungsobjekt gestreut wird.
Die Streustrahlung verursacht Artefakte in den Bildern. Insbesondere kann man in den rekonstruierten Bildern dunkle Zonen, breite, dunkle Striche und Cupping-Effekte, d.h. Schüsseln oder Beulen, beobachten. Die Streustrahlung bewirkt also keine gleichmäßige Verschlechterung über das gesamte Bild. Der Grund hierfür ist, dass die Streuung nicht gleichmäßig stattfindet, sondern abhängig von der Schwächung des Gewebes ist: je mehr ein Gewebe die Röntgenstrahlung absorbiert, desto mehr streut es diese auch. Außerdem verschlechtert sie das Signal-Rauschverhältnis der Bilder, so dass zur Erreichung eines gewünschten Signal-Rauchverhältnisses eine höhere Strahlendosis aufgewandt werden muss.
Für Dual-Source CT-Geräte kommt zur Vorwärtsstreuung noch die Querstreuung hinzu, was anhand von 3 illustriert wird. Die Darstellung der 3 ist ein Schnitt durch die Aufnahmegeometrie senkrecht zur z-Achse. Es sind die beiden Röntgenquellen C2 und C4 zu sehen, sowie die gegenüberliegenden Detektoren C3 und C5. Die Detektoren sind jeweils als eine Linie dargestellt. Diese Linie entspricht einer Detektorzeile, welche eine Mehrzahl von Detektorelementen bzw. -pixeln aufweist. In z-Richtung benachbart und somit in der Darstellung nicht zu sehen können weitere Detektorzeilen vorhanden sein.
Die Strahlung der Röntgenquelle C2 durchdringt das Untersuchungsobjekt O und gelangt zum Detektor C3, und die Strahlung der Röntgenquelle C4 durchdringt das Untersuchungsobjekt O und gelangt zum Detektor C5. Die Querstreuung tritt besonders an der Oberfläche des Untersuchungsobjektes O auf. Durch den dicken Pfeil ist ein Strahl markiert, welcher von der Röntgenquelle C2 auf die Oberfläche des Untersuchungsobjektes O trifft und von dort nahezu rechtwinklig gestreut wird. Diese Querstreuung wird von dem Detektor C5 erfasst, der eigentlich der Messung der Strahlung der Röntgenquelle C4 dient.
Dual Source CT-Geräte verhalten sich bezüglich Streustrahlung etwa so wie Single Source CT-Geräte mit in z-Richtung doppelt so breitem Detektor. Letztendlich begrenzt die Streustrahlung die maximal mögliche z-Abdeckung des Detektors in einem CT-Gerät.
Zur Reduktion der Streustrahlung werden im Stand der Technik detektorseitig Kollimatoren eingesetzt. Hierbei handelt es sich um Bleche, welche vor dem Detektor angebracht werden und dazu dienen, nur Röntgenstrahlen aus einer bestimmten Richtung zum jeweiligen Detektorelement durchzulassen. Mit zunehmender z-Abdeckung des Detektors und damit zunehmender Streustrahlintensität muss das Schachtverhältnis der Kollimatoren, also das Verhältnis der Höhe der Bleche zur Breite des Detektorelementes, für gleiche Wirksamkeit vergrößert werden, was schnell auf technologische Grenzen stößt. Hier ist insbesondere die mechanische Stabilität der Kollimatorbleche problematisch, da diese selbst bei höchsten Rotationsfrequenzen nicht in Schwingung geraten dürfen. Die Verwendung von gitterartigen Kollimatoren, die sowohl in der Bildebene als auch in der z-Richtung kollimieren, bietet eine bessere Streustrahlunterdrückung, ist aber extrem aufwendig und teuer. Insgesamt sind Kollimatoren von ihrer Wirksamkeit her begrenzt, technisch aufwendig und teuer. Sie alleine können das Streustrahlproblem bei Single-Source CT-Geräten mit in z-Richtung ausgedehntem Detektor und insbesondere bei Dual-Source CT-Geräten nicht lösen. Bei Dual-Source CT-Geräten kommt gegenüber Single-Source CT-Geräten das Problem hinzu, dass bei einem quergestreuten Röntgenquant die Richtung, mit der das Röntgenquant auf den falschen Detektor trifft, die richtige sein kann, so dass es von dem Kollimator nicht abgehalten werden kann.
Als weitere Methode zur Reduktion der Streustrahlung sind rechnerische Streustrahlkorrekturen möglich. Bei diesen wird zunächst das Streustrahlsignal für jedes Detektorelement bestimmt. Dies kann entweder durch direkte Messung erfolgen, indem z. B. in z-Richtung außerhalb des Detektors, gegebenenfalls auf beiden Seiten des Detektors, zusätzliche Detektorelemente angebracht werden. Dieses Vorgehen ist auch für einen mehrzeiligen Detektor geeignet, da die Streustrahlung sich in z-Richtung kaum verändert. Alternativ kann das Streustrahlsignal durch Modellannahmen bestimmt werden; hier werden Berechnungen vorgenommen, wie die Streustrahlung bei bestimmten Objektformen aussehen müsste.
Das bestimmte Streustrahlsignal wird dann bei der Datenaufnahme oder bei der Bildrekonstruktion ganz oder teilweise vom Messsignal abgezogen. Insbesondere wenn das Streustrahlsignal während der Untersuchung direkt gemessen wird, sind derartige Methoden zur Streustrahlkorrektur sehr wirksam zur Artefaktunterdrückung. Sie haben allerdings einen entscheidenden Nachteil: es werden auf diese Weise die Mittelwerte des Messsignals um die Streustrahlung korrigiert, so dass diese Mittelwerte tatsächlich den ohne Streustrahlung vorhandenen mittleren Messwerten entsprechen. Dieses Abziehen der Streustrahlung wirkt sich zwar vorteilhaft auf die mittleren Messwerte auf, nicht jedoch auf das Rauschen. Denn trotz Korrektur bleibt das Quantenrauschen der Streustrahlung in dem nach Korrektur erhaltenen Signal enthalten: das durch die Streustrahlung eingebrachte zusätzliche Quantenrauschen kann nicht subtrahiert werden.
Deshalb können alle algorithmischen Verfahren zur Streustrahlkorrektur zwar die durch die Streustrahlung verursachten Artefakte (Abdunkelungen, Schüsseln etc.) deutlich reduzieren, allerdings immer um den Preis von erhöhtem Bildrauschen. Für die Aufrechterhaltung eines gewünschten Signal-Rauschverhältnisses ist deshalb eine höhere Strahlendosis für das Untersuchungsobjekt erforderlich als bei einem CT-Gerät mit in z-Richtung nur wenig ausgedehntem Detektor. Engel et al (Medical Physics 2008, 35(1):318 - 332) berichten, dass für ein Standard-Thoraxphantom bei einem Single-Source CT-Gerät mit 16 cm z-Abdeckung im Drehzentrum bei Anwendung einer rechnerischen Streustrahlenkorrektur im Vergleich zu einem Single-Source CT-Gerät mit 2 cm z-Abdeckung die Strahlendosis um 54% erhöht werden muss, um das Signal-Rauschverhältnis aufrecht zu erhalten.
Bei einem Dual-Source CT-Gerät mit 4 cm z-Abdeckung ist im Vergleich zu einem Single-Source CT-Gerät mit 2 cm z-Abdeckung 20% mehr Dosis erforderlich. Ein fiktives Dual-Source CT-Gerät mit z. B. 8 cm z-Abdeckung für beide Detektoren würde eine Dosiserhöhung um 47% bei einer Standard Thorax Untersuchung notwendig machen. Die Situation wird noch dramatischer, wenn nicht ein relativ gering schwächender Standard Thorax, sondern ein CT-Scan im Abdomenbereich betrachtet wird, insbesondere bei adipösen Patienten.
Im Folgenden wird die Kombination einer rechnerischen Streustrahlkorrektur mit einem Multiband-Filter bei der Bildrekonstruktion beschrieben. Es liegt die Erkenntnis zu Grunde, dass durch Streustrahlung verursachte Bildartefakte wie Abdunkelungen, breite Striche, Schüsseln etc. räumlich niederfrequent sind und praktisch keine hochfrequenten Anteile enthalten. Dem gegenüber liegt das durch die Streustrahlkorrektur verursachte Bildrauschen im hochfrequenten Bereich. Wenn Informationen im räumlich niederfrequenten Bereich angesiedelt sind, so bedeutet dies, dass keine feinen Details enthalten sind. Hohe Ortsfrequenzen hingegen bedeuten feinstrukturierte Informationen, wie z.B. sehr kleine Objekte, scharfe Kanten oder feinkörniges Rauschen.
Die Ortsfrequenz ist hierbei die Fourier-Transformierte des Ortes. Man kann sich diese Größe als Linien pro Zentimeter veranschaulichen, welche zur Verfügung stehen, um das im Ortsraum abgebildete Objekt darzustellen.
4 zeigt ein Ablaufdiagramm eines Verfahrens zur Bildrekonstruktion. Dieses ist sowohl auf Single-Source als auch auf Dual-Source Aufnahmen anwendbar. Zuerst werden im Schritt MEAS p die Messdaten erfasst. Diese werden wie oben erläutert durch Abzug der durch Messung oder Modellierung erhaltenen Streustrahlung korrigiert, wobei man die korrigierten Daten p_korr erhält. Zur Bildrekonstruktion liegen also zwei Rohdatensätze vor, nämlich zum einen der gemessene Rohdatensatz p einschließlich der Streustrahlung und zum anderen ein Rohdatensatz p_korr , bei dem durch vollständige oder teilweise Subtraktion der Streustrahlenverteilung die Streustrahlung reduziert ist.
Die positive Wirkung einer Streustrahlkorrektur im niederfrequenten Bereich, nämlich die Reduktion der niederfrequenten Bildartefakte, und die negative Wirkung im hochfrequenten Bereich, nämlich die Erhöhung des hochfrequenten Bildrauschens, werden im folgenden durch einen geeigneten Multiband-Filter getrennt.
Beide Datensätze p und p_korr werden mit üblichen Verfahren rekonstruiert, wobei bei der Bildrekonstruktion ein Faltungskern folgendermaßen eingesetzt wird: der Datensatz p_korr , mit korrigierter Streustrahlung, wird mit einem Faltungskern FK_korr rekonstruiert, der nur räumlich niederfrequente Anteile hat und oberhalb einer vorgebbaren Grenzfrequenz Null (oder praktisch Null) ist; es handelt sich also um einen Tiefpass. Der unkorrigierte Datensatz p wird mit einem dazu komplementären Faltungskern FK rekonstruiert, der die bei der Rekonstruktion der anderen Daten p_korr unterstützten Frequenzen unterdrückt, also insbesondere unterhalb der vorgebbaren Grenzfrequenz Null (oder praktisch Null) ist; es handelt sich also um einen Hochpass. Da zwei Filter mit verschiedenen Filtercharakteristika eingesetzt werden, entspricht dies der Verwendung eines Multibandfilters.
Die Filterung wird in Kanalrichtung durchgeführt, d.h. die einzelnen Messergebnisse der Detektorelemente einer Detektorzeile werden durch die Filteroperation miteinander verknüpft. Führt man die Filterung im Ortsraum durch, so handelt es sich um eine Faltung. Man kann diese Berechnung alternativ als Multiplikation im Frequenzraum durchführen: hierzu werden die Daten p_korr bzw. p zuvor fouriertransformiert und mit dem Faltungskern in der Frequenzdomäne bearbeitet. Die Abbildung der Faltungskerne FK_korr und FK in 4 entspricht der Darstellung im Frequenzraum. Zur Darstellung der Faltungskerne FK_korr und FK im Ortsraum gelangt man, indem man eine Fouriertransformation durchführt.
Man erhält als Ergebnis der Bildrekonstruktion ausgehend von den Daten p_korr das Bild PIC_korr und als Ergebnis der Bildrekonstruktion ausgehend von den Daten p das Bild PIC.
Der verwendete Faltungskern bestimmt die Bildschärfe. Dementsprechend sind FK_korr und FK so konstruiert, dass die Summe ihrer Fouriertransformierten im Frequenzraum gerade die Fouriertransformierte des gewünschten Gesamtfaltungskerns ergibt. Bei geeignet gewählter Grenzfrequenz enthält das Bild PIC_korr aus Datensatz p_korr die niederfrequenten Anteile des Bildes mit reduzierten Streustrahlartefakten, allerdings ohne das durch die Streustrahlkorrektur erhöhte Bildrauschen. Das Bild PIC aus dem nicht-korrigierten Datensatz p enthält keine niederfrequenten Anteile, also insbesondere keine niederfrequenten Streustrahlartefakte, dafür aber die Information über Kanten und das geringe Bildrauschen vor der Streustrahlkorrektur.
Durch Addition der beiden Bilder PIC_korr und PIC ergibt sich das Gesamtbild PIC_res , welches als Ergebnisbild ausgegeben werden kann. Die Addition erfolgt hierbei pixelweise, d.h. jeweils ein Bildpunkt des Bildes PIC wird mit dem entsprechenden Bildpunkt des Bildes PIC_korr verknüpft. Im einfachsten Fall entspricht die Addition einer Mittelwertbildung. Anstelle einer einfachen Addition kann natürlich auch eine gewichtete Addition erfolgen. Das Gesamtbild PIC_res zeichnet sich durch reduzierte Streustrahlartefakte aus, jedoch ohne oder nur mit unwesentlich erhöhtem Bildrauschen.
Die erläuterte Filterung kann besonders vorteilhaft im Rahmen eines FBP (Filtered BackProjektion) Algorithmus eingesetzt werden. Bei einem derartigen Bildrekonstruktionsalgorithmus kommt ohnehin vor dem Rückprojektionsschritt ein Filterschritt zum Einsatz. Der bei diesem Filterschritt eingesetzte Filter kann wie oben beschrieben modifiziert werden, also für die Daten p_korr als Tiefpass und für die Daten p als Hochpass ausgestaltet sein, so dass kein zusätzlicher Rechenaufwand gegenüber dem herkömmlichen FBP entsteht.
Es ist jedoch auch möglich, die Filterung im Rahmen anderer Rekonstruktionsalgorithmen einzusetzen. Eine Möglichkeit hierfür ist es, die Daten p und p_korr vor der Durchführung des Algorithmus hochpass- bzw. tiefpasszufiltern, und dann einen an sich bekannten Rekonstruktionsalgorithmus durchzuführen. Alternativ hierzu kann die Filterung jedoch auch in den Algorithmus eingefügt werden, wenn der Algorithmus eine Datenfilterung vorsieht, entsprechend dem Vorgehen bei der FBP.
Als eine Alternative zur Verwendung verschiedener Faltungen für die Datensätze p und p_korr können auch beide Datensätze p und p_korr mit dem gleichen Standard-Faltungskern rekonstruiert werden, und in den beiden Teilbildern PIC und PIC_korr werden dann durch geeignete Verfahren die räumlich niederfrequenten Anteile, betreffend das Bild PIC, und die räumlich hochfrequenten Anteile, betreffend das Bild PIC_korr , unterdrückt. Dies erfolgt durch die Anwendung zweidimensionaler Bildfilter auf die rekonstruierten Bilder, wobei für das Bild PIC_korr eine Glättung erfolgt, und bei dem Bild PIC die scharfen Kanten unter Beibehaltung der Rauschinformation betont werden. Schließlich werden wie oben beschrieben beide derart gefilterten Bilder zum Ergebnisbild PIC_res addiert.
5 zeigt drei CT-Bilder. Das linke Bild, 5A, entspricht dem aus den Daten p ohne Streustrahlkorrektur und ohne Verwendung der oben beschriebenen Hochpassfilterung rekonstruierten Bild, also einem „normalen“ CT-Bild. Das mittlere Bild, 5B, entspricht einem Bild mit rechnerischer Streustrahlkorrektur, d.h. einem aus den Daten p_korr rekonstruierten Bild, jedoch ohne Verwendung der oben beschriebenen Tiefpassfilterung. Das rechte Bild, 5C, entspricht schließlich einem Ergebnisbild PIC_res mit rechnerischer Streustrahlkorrektur und Multibandfilter nach dem zu 4 beschriebenen Verfahren.
Bei den CT-Bildern handelt es sich um Aufnahmen eines Abdomenphantoms, das einen adipösen Patienten simuliert, gemessen im Dual-Source Mode. Zu sehen ist innerhalb der Begrenzung B die Wirbelsäule WS und die Leber L, wobei sich innerhalb der Leber mehrere z.B. Tumore darstellende Läsionen befinden; diese umfassen eine kleine Läsion KL und eine große Läsion GL. Außerhalb der Begrenzung B befinden sich zur Simulation des adipösen Patienten zwei Fettringe FR.
Im unkorrigierten Bild der 5A ist zu erkennen, dass die CT-Werte innerhalb der unterschiedlichen Bereiche nicht konstant sind, sondern von innen nach außen abnehmen, d.h. dunkler werden. Dies ist der Cupping-Effekt. Ein weiterer durch die Streustrahlung hervorgerufenes Artefakt ist, dass die Läsionen zu dunkel sind, d.h. zu kleine Schwächungswerte aufweisen und somit wenig Kontrast gegenüber dem übrigen Lebergewebe haben.
Demgegenüber sind die CT-Werte des mittleren Bildes der 5B innerhalb der unterschiedlichen Bereiche konstant; jedoch ist das Rauschen stark erhöht. Das rechte Bild der 5C zeichnet sich durch die gleiche Homogenität der CT-Werte wie 5B aus, wobei zusätzlich gegenüber der 5B das Rauschen deutlich reduziert ist.
Betrachtet man quantitative Werte, so ergibt sich folgendes für Mittelwert und Standardabweichung (Rauschen):

Bild der 5A:
- Große Läsion: Mittelwert 54.9 HU, Standardabweichung 43.5 HU
- Kleine Läsion: Mittelwert 60.8 HU, Standardabweichung 45.8 HU
Bild der 5B:
- Große Läsion: Mittelwert 158.3 HU, Standardabweichung 87.3 HU
- Kleine Läsion: Mittelwert 88.3 HU, Standardabweichung 86.1 HU
Bild der 5C:
- Große Läsion: Mittelwert 158.2 HU, Standardabweichung 50.1 HU
- Kleine Läsion: Mittelwert 88.2 HU, Standardabweichung 52.2 HU

Es ist also zu sehen, dass sowohl das Bild der 5B als auch dasjenige der 5C bei den Läsionen einen erheblich höheren CT-Wert als bei 5A aufweisen. In den Bildern wirkt sich dies durch eine hellere Darstellung der Läsionen aus.
Ferner sieht man, dass durch den Übergang von 5B zu 5C die Mittelwerte und somit die Kontraste der Läsionen im Vergleich zur Standardkorrektur der 5B praktisch nicht beeinflusst werden, das Bildrauschen sich aber im Mittel von 86 HU auf 50 HU verringert und nur noch wenig größer als das Rauschen im unkorrigierten Bild ist (Mittel 44 HU).
Das beschriebene Vorgehen ermöglicht also die Reduzierung von typischen Streustrahlartefakten (dunkle Zonen, breite, dunkle Striche, schüsselförmige Abdunkelungen etc.) durch eine rechnerische Korrektur auch bei hohen Streustrahlintensitäten, ohne das Bildrauschen signifikant zu erhöhen und damit die Dosiseffizienz des CT-Gerätes signifikant zu verringern. Dadurch lässt sich bei bestehenden Dual-Source und Single-Source CT-Geräten mit breitem Detektor die zur Erzielung eines gewünschten Bildrauschens notwendige Strahlendosis, insbesondere für adipöse Patienten, deutlich reduzieren. Außerdem ist dieses Verfahren hilfreich, um Dual-Source CT-Geräte mit breiterer z-Abdeckung betreiben zu können. Auch potentielle Single-Source CT-Geräte mit größerer Detektor z-Abdeckung, z.B. 8 oder 16 cm, würden von dem Verfahren signifikant profitieren.
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 Rekonstruktion von Bilddaten (f, PIC_res) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p), wobei die Messdaten (p) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden, die Messdaten (p) einer Streustrahlenkorrektur unterzogen werden, so dass korrigierte Messdaten (p_korr) vorliegen, aus den korrigierten Messdaten (p_korr) erste Bilddaten (PIC_korr) rekonstruiert werden und aus den nicht korrigierten Messdaten (p) zweite Bilddaten (PIC) rekonstruiert werden, die ersten Bilddaten (PIC_korr), oder die korrigierten Messdaten (p_korr) vor oder während der Bildrekonstruktion, einer Tiefpassfilterung unterzogen werden, die zweiten Bilddaten (PIC), oder die nicht korrigierten Messdaten (p) vor oder während der Bildrekonstruktion, einer Hochpassfilterung unterzogen werden, und im Anschluss die ersten (PIC_korr) und die zweiten (PIC) Bilddaten zu einem Ergebnisbild (f, PIC_res) zusammengefügt werden.
Verfahren nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei zur Rekonstruktion der ersten Bilddaten (PIC_korr) ein auf einer Rückprojektion gefilterter Messdaten basierender Rekonstruktionsalgorithmus eingesetzt wird, und die Tiefpassfilterung im Rahmen des Filterschrittes des Rekonstruktionsalgorithmus erfolgt, und zur Rekonstruktion der zweiten Bilddaten (PIC) ein auf einer Rückprojektion gefilterter Messdaten basierender Rekonstruktionsalgorithmus eingesetzt wird, und die Hochpassfilterung im Rahmen des Filterschrittes des Rekonstruktionsalgorithmus erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Zusammenfügen der ersten (PIC_korr) und zweiten (PIC) Bilddaten durch eine bildpunktweise Addition oder Subtraktion erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei bei der Streustrahlenkorrektur eine durch Messung und/oder Berechnung bestimmte Streustrahlenkorrekturgröße mit den Messdaten (p) verknüpft wird.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Streustrahlenkorrektur pro Detektorelement erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Tiefpassfilterung eine Glättung von Rauschen bewirkt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Tiefpassfilterung und/oder die Hochpassfilterung der Messdaten (p, p_korr) in Detektorkanalrichtung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Tiefpassfilterung und/oder die Hochpassfilterung der Messdaten (p, p_korr) in Detektorzeilenrichtung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Messdaten (p) bei einer Dual-Source Messung erfasst wurden.
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (f, PIC_res) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p) 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 9 durchführt.
CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 10.
Computerprogramm mit Programmcode (Prg₁-Prg_n), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Computerprogrammprodukt, umfassend auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherten Programmcode (Prg₁-Prg_n) eines Computerprogramms, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.