DE102009057716A1

DE102009057716A1 - Rauschreduktion bei Dual-Source CT Aufnahmen

Info

Publication number: DE102009057716A1
Application number: DE102009057716A
Authority: DE
Inventors: Bernhard Dr. Krauß; Martin Dr. Petersilka; Rainer Dr. Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2009-12-10
Filing date: 2009-12-10
Publication date: 2011-06-16
Also published as: CN102096905A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten, wobei die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen zwei Strahlungsquellen (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt (O) von Detektoren (C3, C5) als Projektionen erfasst wurden. Pro Projektion wird eine Größe ermittelt, welche das Vorhandensein von Streustrahlung von der nicht dem jeweiligen Detektor (C3, C5) zugeordneten Strahlungsquelle (C2, C4) anzeigt. Schließlich werden Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet, und/oder komplementäre Projektionen werden unter Verwendung der Größe gewichtet.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten zuvor bei einer Dual-Source CT Aufnahme 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.
Von Vorteil ist die Verwendung zweier Röntgenquellen. Werden diese auf dem gleichen Energieniveau der Röntgenquanten 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 zu betreiben, so dass eine Dual-Energy Aufnahme erfolgt. Dies ermöglicht es, Aussagen über die Zusammensetzung des erfassten Gewebes zu treffen.
Ein bei Dual-Source Aufnahmen bekanntes Problem ist das Vorhandensein einer speziellen Form von Streustrahlung, der Querstreustrahlung. 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. Es wird daher versucht, die störenden Einflüsse der Streustrahlung zu reduzieren.
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.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aufzuzeigen, wobei berücksichtigt werden soll, dass die Datenerfassung gemäß einer Dual-Source Aufnahme erfolgte. 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.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen zwei Strahlungsquellen eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt von jeweils einer Strahlungsquelle zugeordneten Detektoren als Projektionen erfasst. Pro Projektion wird eine Größe ermittelt, welche das Vorhandensein von Streustrahlung von der nicht dem jeweiligen Detektor zugeordneten Strahlungsquelle anzeigt. Es erfolgt ein erster Schritt, bei dem Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden. Alternativ oder zusätzlich erfolgt ein zweiter Schritt, bei dem komplementäre Projektionen unter Verwendung der Größe gewichtet werden.
Es werden bei der Messung zwei Röntgenquellen und ihnen zugeordnete Detektoren verwendet. Somit liegt eine Dual-Source Messung vor. Üblicherweise sind die beiden Röntgenquellen hierbei um ungefähr 90° versetzt angeordnet. Die Messdaten werden als Projektionen erfasst. Eine Projektion entspricht hierbei dem Messwert eines Detektorelementes bei einem bestimmten Projektionswinkel, also bei einer bestimmten Stellung der ihm zugeordneten Röntgenquelle relativ zum Untersuchungsobjekt. Das Verfahren eignet sich sowohl für einzeilige als auch für mehrzeilige Detektoren, wobei jede Detektorzeile jeweils eine Vielzahl von Detektorelementen aufweist.
Da zwei Röntgenquellen eingesetzt werden, ist es möglich, dass ein Detektor Strahlung der anderen, ihm nicht zugeordneten, Röntgenquelle misst. Dies wird als Querstreustrahlung bezeichnet, da sie durch Streuung der Röntgenstrahlung am oder im Untersuchungsobjekt zustande kommt. Da die Streuung aufgrund der Anordnung von Röntgenquellen und Detektoren zur Seite erfolgen muss, spricht man von Querstreuung. Ein Nachteil, der mit dieser Streustrahlung einhergeht, ist die Erhöhung des Rauschens in den rekonstruierten Bildern. Der erste und der zweite Schritt dienen der Reduzierung dieses Rauschens.
Zuvor wird eine Größe bestimmt, welche das Vorhandensein der Streustrahlung anzeigt. Die Bestimmung der Größe erfolgt hierbei projektionsweise. Dies ist sinnvoll, da die Streustrahlung von Projektion zu Projektion stark variieren kann. Vorzugsweise wird die Größe für alle Projektionen bestimmt. Es ist jedoch auch möglich, eine Bestimmung der Größe nur für einen Teil der Projektionen, z. B. nur für einen der beiden Detektoren oder nur für manche Detektorelemente eines Detektors, vorzunehmen.
Zur Bestimmung der Größe können Messungen und/oder Berechnungen herangezogen werden. Insbesondere ist es möglich, die Streustrahlung durch ein zusätzliches Detektormodul direkt zu messen und hieraus die Größe zu direkt zu erhalten oder zu berechnen.
Nach Bestimmung der Größe kann diese auf zwei verschiedene Weisen eingesetzt werden:
Bei dem ersten der beiden möglichen Schritte wird die Größe zur Glättung von Projektionen herangezogen. Diese Glättung kann auch als Filterung bezeichnet werden. Für die mathematische Implementierung der Glättung existieren verschiedene Möglichkeiten. In jedem Fall bewirkt eine Glättung eine Rauschverminderung der Messdaten. Diese Glättung kann in Bezug auf alle oder nur auf manche Projektionen durchgeführt werden.
Bei dem zweiten der beiden möglichen Schritte wird die Größe auf komplementäre Projektionen angewandt. Hierbei handelt es sich um Projektionen, welche den gleichen Informationsgehalt tragen, da sie einer Durchstrahlung des Untersuchungsobjektes mit dem gleichen, jedoch um 180° versetzten Strahl entsprechen. Wenn ein Voxel des Untersuchungsobjektes also für eine Projektion von vorne bestrahlt wurde, so wird es bei der komplementären Projektion in der gleichen Richtung von hinten bestrahlt. Wichtet man komplementäre Projektionen anhand der Größe, so kann man sich diejenige der beiden Projektionen heraussuchen bzw. ihr größeres Gewicht verleihen, die die Information zuverlässiger enthält, da sie weniger von Streustrahlung betroffen ist.
Während der erste Schritt vorzugsweise vor Beginn der Bildrekonstruktion eingesetzt wird, indem für die spätere Bildrekonstruktion zu verwendende Messdaten hierdurch vorverarbeitet werden, erfolgt der Einsatz des zweiten Schrittes vorzugsweise direkt im Rahmen der Bildrekonstruktion. Nach der Durchführung des ersten und/oder zweiten Schrittes kann dann die Bildrekonstruktion erfolgen bzw. abgeschlossen werden.
In Weiterbildung der Erfindung zeigt die Größe das Ausmaß des Vorhandenseins von Streustrahlung von der nicht dem jeweiligen Detektor zugeordneten Strahlungsquelle an. Der Größe ist also pro Projektion zu entnehmen, wie viel Streustrahlung der anderen Röntgenquelle vorhanden ist. Insbesondere ist das dadurch möglich, dass die Größe den Anteil der von der dem jeweiligen Detektor zugeordneten Strahlungsquelle stammenden Strahlung in Bezug auf die gesamte empfangene Strahlung anzeigt. In diesem Fall ist die Größe optimalerweise 1; je kleiner sie ist, desto mehr ist der Messwert durch Streustrahlung kontaminiert.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn die Verwendung der Größe bei der Glättung derart ist, dass mit steigendem Vorhandensein von Streustrahlung eine vermehrte Glättung erfolgt. Auf diese Weise kann durch Verwendung der Größe eine adaptive Glättung erfolgen: es wird umso mehr geglättet, je mehr Streustrahlung vorhanden ist. Dies geht damit einher, dass die Streustrahlung das Rauschen vergrößert, so dass dann unter Verwendung der Größe besonders geglättet wird, wenn viel Rauschen vorhanden ist.
Einer Ausgestaltung der Erfindung gemäß werden Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet, indem eine räumliche Glättung von Projektionen erfolgt, bei welcher verschiedene Projektionen eines Projektionswinkels gemeinsam verarbeitet werden. Es werden also verschiedene Messwerte zu einem Zeitpunkt, entsprechend einem bestimmten Projektionswinkel, betrachtet. Durch Einbeziehen anderer Messwerte kann ein bestimmter Messwert geglättet werden.
Alternativ oder zusätzlich zur räumlichen Glättung kann auch eine zeitliche Glättung erfolgen. Hierbei werden Projektionen verschiedener Projektionswinkels gemeinsam verarbeitet. Bei den verschiedenen Projektionen handelt es sich um Projektionen des Gleichen oder auch unterschiedlicher Detektorelemente.
Ein Beispiel für die gemeinsame Verarbeitung ist folgendes: Projektionen werden unter Verwendung der Größe geglättet, indem gewichtete Summen von Projektionen gebildet werden, wobei die Größe die Gewichtungsfaktoren beeinflusst. Außer den gedichteten Summen sind auch komplizierte Berechnungen möglich.
Es ist auch möglich, dass Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, indem anhand der Größe darüber entschieden wird, ob für die jeweilige Projektion eine Glättung erfolgen soll. Dies bedeutet, dass für manche Projektionen eine Glättung erfolgt und für andere Projektionen nicht. Beispielsweise kann ein Schwellenwert verwendet werden, mit welchem die Größe verglichen wird. Diese Entscheidung betrifft somit da „ob” des Glättens. Zusätzlich oder alternativ kann durch die Größe auch das „wie” des Glättens vorgegeben werden: so können Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, indem anhand der Größe darüber entschieden wird, in welchem Ausmaß für die jeweilige Projektion eine Glättung erfolgen soll.
Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß ist die Verwendung der Größe bei der Gewichtung komplementärer Projektionen derart, dass eine Projektion mit steigendem Vorhandensein von Streustrahlung weniger Gewicht gegenüber einer zu ihr komplementären Projektion erhält. Diese Gewichtung kann im Extremfall bedeuten, dass nur diejenige der komplementären Projektionen für die Bildrekonstruktion herangezogen wird, welche weniger von Streustrahlung betroffen ist.
In Ausgestaltung der Erfindung erfolgt die Gewichtung komplementärer Projektionen unter Verwendung der Größe im Rahmen eines Rebinning-Schrittes. Als Projektion eines bestimmten Strahls in Parallelstrahlgeometrie kann in diesem Fall eine gewichtete Summe der hierfür in Frage kommenden komplementären Projektionen herangezogen wird, wobei die Gewichtung anhand der Größe stattfindet.
Es ist auch möglich, dass die Gewichtung komplementärer Projektionen unter Verwendung der Größe im Rahmen eines Rückprojektionsschrittes eines Bildrekonstruktionsalgorithmus erfolgt, der auf einer gefilterten Rückprojektion basiert. Bei diesem Rückprojektionsschritt kommt üblicherweise eine Gewichtung komplementärer Projektionen zum Einsatz, so dass die Größe in diese Gewichtung einbezogen werden kann.
Besonders vorteilhaft ist die Anwendung des Verfahrens auf Messdaten, die bei einer Dual-Energy Messung erfasst wurden. Hier bietet sich die Anwendung insbesondere auf die Daten der niedrigeren Röntgenquantenenergie an.
Ferner ist es vorteilhaft, wenn vor Durchführung von Schritt a) und/oder b) eine Streustrahlenkorrektur erfolgt durch Abzug eines Streustrahlenkorrekturterms von den Messdaten. Diese Streustrahlenkorrektur dient der Korrektur der Mittelwerte der Messdaten. Günstig ist es, wenn für die Streustrahlenkorrektur die Streustrahlen auf entsprechende Weise bestimmt werden, wie auch die Größe bestimmt wird.
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 schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
2: eine Dual-Source CT-Datenerfassung mit Querstreuung,
3: eine Dual-Source CT-Datenerfassung mit Komplementärprojektionen.
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. Ferner ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet. Man spricht daher von Dual-Source CT-Geräten. Mit diesen ist es möglich, durch die zusätzlich zur Verfügung stehende Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung zu erreichen, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy”-Untersuchungen durchzuführen.
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. 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 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 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 Erfindung ist auch bei CT-Geräten anwendbar, welche anders als in 1 gezeigt aufgebaut sind. Insbesondere ist sie auch für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor geeignet.
Die Bildqualität bei Dual-Source CT-Aufnahmen leidet speziell bei großen Durchmessern des Untersuchungsobjektes darunter, dass Röntgenstrahlung der einen Röntgenquelle vom Untersuchungsobjekt gestreut wird und anschließend vom Detektor gemessen wird, der eigentlich zur anderen Röntgenquelle gehört. Diese Streuung zur Seite wird auch als Querstreuung bezeichnet. Dieser Effekt wird in 2 verdeutlicht.
Die Darstellung der 2 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 transmittierten Strahlung der Röntgenquelle C4 dient.
Die Kurve unterhalb des Detektors C5 zeigt die von den einzelnen Detektorelementen des Detektors C5, nummeriert von 0 bis 700, gemessene Streustrahlenintensität. Diese Kurve entspricht also dem Fall, dass die Röntgenquelle C4 keine Strahlung emittiert, so dass nur die Querstreuung sichtbar ist. Es ist deutlich zu erkennen, dass die Streustrahlung stark inhomogen ist: diejenige Detektorseite, welcher der Röntgenquelle C2 zugewandt ist, empfängt den Großteil der Streustrahlung.
Der Anteil von transmittierter Röntgenstrahlung am gemessenen Signal des Detektors wird mit q bezeichnet. In Bezug auf den Detektor C5 erhält man dieses Verhältnis, indem man die von der Röntgenquelle C4 stammende vom Detektor C5 erfasste Strahlung durch die Summe aus dieser Strahlung und der von der Röntgenquelle C2 stammenden vom Detektor C5 erfassten Strahlung teilt. Da es sich bei der transmittierten Strahlung um die für die Bildrekonstruktion erwünschte Strahlung handelt, sollte q möglichst groß sein, d. h. möglichst nahe bei 1 liegen. Bei manchen Projektionen liegt dieses Verhältnis jedoch bei kleinen Werten wie z. B. 0.2. Dies bedeutet eine deutliche Rauschanhebung im rekonstruierten CT-Bild gegenüber einer Single-Source Aufnahme, was im folgenden ausführlicher erläutert wird.
Es existieren verschiedene Maßnahmen zur Behandlung von Rauschen für Single-Source Aufnahmen, bei welchen jeweils versucht wird, gerichtetes Rauschen zu reduzieren. Unter gerichtetem Rauschen wird verstanden, dass verschiedene Projektionen stark unterschiedliche Rauschwerte aufweisen. Eine Projektion entspricht hierbei einem Messwert eines bestimmten Detektorelementes bei einem bestimmten Projektionswinkel. Pro Projektionswinkel wird also eine Projektion pro Detektorelement erfasst. Es wird angestrebt, dass alle Projektionen ein ähnliches Rauschen aufweisen. Denn einzelne stark verrauschte Projektionen führen zu gerichtetem Rauschen in den CT-Bildern; diese Rauschmuster stören stark bei der Diagnose und senken die Dosiseffizienz.
Ein erstes Beispiel für die Rauschreduzierung ist die Verwendung eines Formfilters, welcher vor dem Untersuchungsobjekt in den Strahlengang gebracht wird, um das Rauschen am Rande des Untersuchungsobjektes anzuheben und auf diese Weise an das Rauschen in der Mitte des Untersuchungsobjektes anzugleichen. Ein derartiger Formfilter ist in 2 bei der Röntgenquelle C2 gezeichnet. Die Verwendung des Formfilters beruht auf der Erkenntnis, dass der Weg durch das Untersuchungsobjekt in der Mitte des Untersuchungsobjektes i. d. R. länger ist als am Rand, so dass die mittigen Strahlen stärker geschwächt werden. Eine stärkere Schwächung führt zu einer verringerten Intensität am Detektor und somit zu höherem Rauschen. Der Formfilter passt die Intensität der Röntgenquelle also der Dickeverteilung des Untersuchungsobjektes an.
Ein zweites Beispiel ist die Dosismodulation. In Abhängigkeit von den Dimensionen des Untersuchungsobjektes wird während der Rotation der Röntgenquelle der Röhrenstrom erhöht, wenn die Schwächung durch das Untersuchungsobjekt groß ist.
Ein drittes Beispiel ist die Verwendung einer Rohdatenfilterung. Diese können unter Verwendung eines Tiefpassfilters geglättet werden. Bei stark elliptischen Querschnitten des Untersuchungsobjektes können die Messwerte in Abhängigkeit von der Schwächung zur Glättung gefiltert werden.
Diese Maßnahmen vermögen zwar, gerichtetes Rauschen bei einer Single-Source CT Aufnahme drastisch zu reduzieren. Bei Dual-Source CT Aufnahmen kommt jedoch noch der oben beschriebene Effekt der Querstreuung hinzu. Dieser wird durch keine der genannten Maßnahmen berücksichtigt. Denn die Querstreuung tritt auch bei kreisförmigen Untersuchungsobjekten auf und sie ist unabhängig von der gemessenen Intensität.
Eine Maßnahme zur Reduzierung der sichtbaren Effekte der Querstreuung ist bei Spiral-CT-Aufnahmen die Verwendung kleiner Pitch-Werte. Auf diese Wiese liegen redundante Daten vor, so dass eine Mittelung die sichtbaren Effekte beseitigt. Hierdurch wird jedoch nicht das Rauschen reduziert.
Das lineare Detektorsignal eines Detektorelementes wird mit I bezeichnet. Dieses setzt sich aus der transmittierten Strahlung I_t der gegenüberliegenden Röntgenquelle und der gestreuten Strahlung I_s der anderen, nicht dem jeweiligen Detektor zugeordneten Röntgenquelle, zusammen: I = I_t + I_s.
Die Streustrahlung I_s kann gemessen oder über ein Modell berechnet werden. Bei der Modellierung kann z. B. die Streustrahlenverteilung bei einer Messung mit einem runden Phantom bestimmt werden und im Anschluss durch Rechnung auf andersartig geformte Untersuchungsobjekte erweitert werden. Für die Messung hingegen wird ausgenutzt, dass sich die Streustrahlung in z-Richtung kaum ändert, so dass ein in z-Richtung neben dem eigentlichen Detektor angebrachtes Detektormodul die Streustrahlung messen kann. Verwendet man einen geeigneten Kollimator vor dem Detektormodul, so kann sichergestellt werden, dass nur Streustrahlung, und keine transmittierte Strahlung der gegenüberliegenden Röntgenquelle das Detektormodul erreicht.
Es wird eine Streustrahlenkorrektur vorgenommen, indem die Streustrahlung durch Messung oder Modellierung bestimmt wird, im folgenden wird diese gemessene oder berechnete, Größe als I_c bezeichnet, und diese Korrekturgröße I_c von dem Messsignal I abgezogen wird. Auf diese Weise werden die Mittelwerte von I um die Streustrahlung korrigiert, so dass diese Mittelwerte tatsächlich den ohne Streustrahlung vorhandenen mittleren Messwerten entsprechen.
Dieses Abziehen der Größe I_c wirkt sich zwar vorteilhaft auf die mittleren Messwerte auf, nicht jedoch auf das Rauschen. Denn trotz Korrektur von I_c bleibt das Quantenrauschen der Streustrahlung in dem Signal I enthalten. Das gesamte statistische Rauschen δI_f – mit δ der Standardabweichung – ergibt sich nach der Korrektur in der Näherung der Gaußschen Fehlerfortpflanzung zu
Hierbei ist δI_t der Rauschbeitrag der transmittierten Strahlung, δI_s der Rauschbeitrag der gestreuten Strahlung, und δI_c der Rauschbeitrag der Korrekturgröße.
Das gesamte Rauschen δI_f ist also größer als das Rauschen ohne Vorhandensein der Querstreuung. Der Beitrag δI_c ist entweder bei Einsatz der Modellierung zur Berechnung von I_c vernachlässigbar, oder bei Ermittlung von I_c durch Messung proportional zu δI_s. Man kann daher δI_c und δI_s in einem Term zusammenfassen und erhält unter Annahme der Poisson-Statistik (wonach δI² ∝ I, eine auf Quantenrauschen zutreffende Annahme):
Hierbei sind a und b von den Spektren der Röntgenquellen abhängige Konstanten. (Bei der Poisson-Statistik ist der Proportionalitätsfaktor bei δI² ∝ I abhängig von der Breite des jeweiligen Spektrums.)
Man erhält also unter Verwendung von
Der Ausdruck
gibt das Verhältnis zwischen dem Rauschen in einem Ein-Röhren-System, entsprechend δI_t, und dem Rauschen in einem Zwei-Röhren-System, entsprechend δI_f, an. Wenn q z. B. 0,5 beträgt und a = b, dann nimmt das Rauschen durch Verwendung der zweiten Röntgenröhre um den Faktor √ 2 zu.
Im Folgenden wird beschrieben, wie die Rauschzunahme, welche sich gemäß Formel (3) aufgrund der Querstreuung ergibt, kompensiert werden kann.
Hierzu wird zunächst q für jeden Projektionswinkel und jedes Detektorelement bestimmt. Dies erfordert die Ermittlung der Streustrahlung I_s für jeden Projektionswinkel und jedes Detektorelement; diese Ermittlung erfolgt wie oben bei der Streustrahlenkorrektur durch Abzug von I_c erläutert. Somit ist jedem Messwert ein q zugeordnet.
Zum einen wird eine von q abhängige räumliche oder zeitliche Filterung der Messdaten vorgenommen, welche die Daten glättet und somit das Rauschen reduziert. Ein einfaches Beispiel einer glättenden Filterung ist die Mittelwertbildung über eine bestimmte Anzahl von Detektorelementen. Bei einer räumlichen Filterung wird für das jeweils betrachtete Detektorelement also der Messwert dadurch geglättet, dass er durch den Mittelwert aus dem jeweiligen Messwert und den Messwerten einer bestimmten Anzahl von zu beiden Seiten des betrachteten Detektorelementes liegender Detektorelemente ersetzt wird. Bei einer zeitlichen Filterung wird der Messwert des jeweiligen Detektorelementes mit den Messwerten des gleichen Detektorelementes bei anderen Projektionswinkeln durch Mittelwertbildung verknüpft. Auch verschiedene Kombinationen von räumlicher und zeitlicher Filterung sind möglich.
Ferner wird bei der Glättung q berücksichtigt. Hierzu sind viele Ausgestaltungen möglich. Es soll jeweils erreicht werden, dass bei großen q-Werten, dies entspricht dem Vorhandensein von nur wenig Querstreuung, die Glättung nur wenig oder gar nicht durchgeführt wird. Umgekehrt soll bei kleinen q-Werten eine starke Glättung erfolgen. Denn diese Projektionen sind stark von der Querstreuung betroffen, so dass gemäß Formel (3) eine erhebliche Rauscherhöhung vorliegt. Durch Berücksichtigung von q erreicht man also, dass nur diejenigen oder besonders diejenigen Messwerte geglättet werden, welche stark von Rauschen durch die Streustrahlung betroffen sind. Umgekehrt werden diejenigen Messwerte, welche nur wenig oder gar nicht vom Rauschen der Streustrahlung betroffen sind, wenig oder nicht geglättet. Da eine Glättung zwar das Rauschen reduziert, jedoch gleichzeitig auch die Bildschärfe verschlechtert, bedeutet letzteres, dass die Bildschärfe nur wenig reduziert wird. Man glättet nur dort, wo es nötig ist, um die Bildschärfe so wenig wie möglich zu beeinträchtigen.
Die Berücksichtigung von q bei der Glättung kann wie bereits erwähnt auf verschiedene Weisen erfolgen. Z. B. kann q mit einem Schwellenwert verglichen werden, so dass bei Überschreiten des Schwellenwertes keine Glättung stattfindet, während bei Unterschreiten des Schwellenwertes eine Glättung stattfindet. In diesem Fall entscheidet q also darüber, für welche Projektionen eine Filterung erfolgt.
Weiterhin kann q nicht nur das Ob, sondern zusätzlich oder alternativ auch das Wie der Filterung beeinflussen. Beispielswiese kann q über das Ausmaß der Glättung entscheiden. Dies kann erfolgen, indem q in einen Gewichtungsfaktor bei der Glättung einfließt, im allgemeinen ist der Gewichtungsfaktor eine Funktion von q. Dies erfolgt derart, dass die Messwerte, welche zur Glättung des jeweils betrachteten Messwertes herangezogen werden, mit sinkendem q der betrachteten Projektion ein stärkeres Gewicht erhalten. In diesem Fall könnte eine gewichtete Summe von Messwerten gebildet werden.
Es soll noch einmal betont werden, dass es viele mathematische Möglichkeiten gibt, q bei der glättenden Filterung der Messdaten zu berücksichtigen.
Während bislang die Berücksichtigung von q bei der Glättung der Messdaten beschrieben wurde, ist es zusätzlich oder alternativ möglich, q zu einem späteren Zeitpunkt im Rahmen der Bildrekonstruktion zu berücksichtigen. Auch hierfür existieren eine Vielzahl von Implementierungsmöglichkeiten. Besonders erwähnt wird hiervon der Einsatz von q bei Vorhandensein von redundanten Daten bzw. Komplementärprojektionen.
3 zeigt die Erfassung von Komplementärprojektionen bei einer Dual-Source CT Aufnahme. Das Untersuchungsobjekt O wird von Strahlen der ersten Röntgenquelle C2 und der zweiten Röntgenquelle C4 durchstrahlt. Gegenüber der zweiten Röntgenquelle C4 befindet sich der Detektor C5; der zur ersten Röntgenquelle C2 gehörige Detektor ist aus Gründen der Übersichtlichkeit nicht dargestellt. Es sind zwei verschiedene Projektionswinkel, d. h. zwei verschiedene Positionen der Röntgenquellen C2 und C4 dargestellt: der erste Projektionswinkel ist mit einer (1) gekennzeichnet, und der zweite Projektionswinkel mit einer (2).
Bei der ersten Position fällt der gestrichelte Strahl der Röntgenquelle C4 mit dem Maximum der Querstreuung der Röntgenquelle C2, dies entspricht dem fetten Pfeil ausgehend von C2(1), zusammen. Diese Projektion ist also sehr stark von der Querstreuung betroffen und weist somit – s. Formel (3) – ein hohes Rauschen auf.
Bei der zweiten Position wird die Komplementärprojektion (englisch: complementary) zur Projektion des gestrichelten Strahls der ersten Position erfasst. Unter einer Komplementärprojektion wird eine Projektion verstanden, bei welcher der Messstrahl das Untersuchungsobjekt in die entgegengesetzte Richtung, d. h. um 180° verdreht, durchstrahlt. Komplementärprojektionen zeichnen sich dementsprechend dadurch aus, dass sie die gleiche Information enthalten. Bei der zweiten Position liegt der gestrichelte Strahl weit entfernt von dem Maximum der Querstreuung der Röntgenquelle C2, dies entspricht dem fetten Pfeil ausgehend von C2(2). Diese Projektion ist also kaum von der Querstreuung betroffen.
Liegen Komplementärprojektionen vor, so können diese bei herkömmlichen Bildrekonstruktionsverfahren besonders behandelt werden. Der Grund hierfür liegt darin, dass diese Projektionen weniger Gewicht bei der Rekonstruktion erhalten sollen, da sie die gleichen Informationen enthalten, so dass diese Informationen nicht übermäßig zum rekonstruierten Bildwert beitragen. Bei der gefilterten Rückprojektion beispielsweise werden alle komplementären Projektionen im Rückprojektionsschritt mit einem Gewichtungsfaktor versehen, so dass die Summe der Gewichte aller zueinander redundanten Projektionen 1 beträgt.
Vorliegend werden die Komplementärprojektionen abhängig von ihrem q-Wert gewichtet. Wie anhand der 3 zu erkennen ist, weist die Projektion des gestrichelten Strahls in der ersten Position einen niedrigen q-Wert auf, während die Komplementärprojektion hierzu in der zweiten Position einen hohen q-Wert von nahezu 1 aufweist. Daher sollte zur Bildrekonstruktion hauptsächlich die Projektion der zweiten Position verwendet werden, und nicht oder nur wenig die hierzu komplementäre Projektion der ersten Position.
Die Wichtung der Projektionen abhängig von q kann abhängig von der Ausgestaltung des verwendeten Rekonstruktionsalgorithmus an verschiedenen Stellen der Algorithmus erfolgen. Ein Beispiel ist der oben genannte Rückprojektionsschritt der gefilterten Rückprojektion. Eine andere Möglichkeit, welche auch im Rahmen einer gefilterten Rückprojektion zum Einsatz kommen kann, ist die Verwendung beim Rebinning. Bei diesem Schritt werden die Messdaten von einer Fächer- oder Kegelstrahlgeometrie umsortiert in eine Parallelstrahlgeometrie. Auch hier kann durch eine entsprechende Gewichtung abhängig von q erreicht werden, dass diejenige der beiden Komplementärprojektionen mit dem kleineren q-Wert weniger Beitrag leistet als diejenige mit dem größeren q-Wert. Hierzu kann beispielsweise eine linear Interpolation der beiden Messwerte stattfinden, d. h. eine gewichtete Summenbildung abhängig von q, und der resultierende Wert wird als Wert des jeweiligen Messstrahls in der Parallelstrahlgeometrie angesehen.
Bei einer Spiral-CT-Aufnahme ist es möglich, dass mehr als zwei Komplementärprojektionen vorliegen. Dies ist insbesondere bei kleinen Pitch-Werten der Fall, wenn ein Volumenelement des Untersuchungsobjektes bei mehreren aufeinanderfolgenden Umläufen durchstrahlt wird. In diesem Fall bezieht sich die q-abhängige Gewichtung auf alle dieser Projektionen mit redundanten Informationen.
Wie bereits erwähnt ist es möglich, zuerst die q-abhängige Glättung der Messdaten durchzuführen, und im Anschluss die q-abhängige Gewichtung der Komplementärprojektionen während der Bildrekonstruktion. Dies hat den Vorteil, dass diejenigen Projektionen, welche bei der Glättung aufgrund ihrer niedrigen q-Werte stark korrigiert wurden, bei der anschließenden Rekonstruktion schwächer gewichtet werden und somit das Bild weniger beeinflussen. Hierdurch werden Artefakte weitgehend vermieden.
Die Auswirkungen der Gewichtung bei der Rekonstruktion können groß sein. Wenn bei einer linearen Interpolation zwischen zwei komplementären Projektionen eine Gewichtung im Verhältnis 1:1 vorgenommen wird, wobei für die beiden Projektionen q = 1 und q = 0,25 gilt, so erhält man für a = b eine Rauschzunahme von 58% gegenüber einem single-source Scan. Bei einer Gewichtung im Verhältnis 0.8:0.2 erhält man nur eine Rauschzunahme von 26%.
Das vorgestellte Vorgehen reduziert das Rauschen, welches bei Dual-Source CT Aufnahmen als Folge der Querstreuung auftritt. Davon betroffen sind insbesondere Dual-Energy CT Scans und Dual-Source CT scans bei größeren Patientendurchmessern. Bei Dual-Energy Aufnahmen ist insbesondere der Detektor, welcher zur Röntgenquelle der niedrigeren Energie gehört, besonders von der Kontamination mit der Querstreuung betroffen. Dies liegt daran, dass diesen Detektor ohnehin weniger transmittierte Strahlung erreicht, da die Absorption von Röntgenstrahlung im Gewebe bei kleinerer Quantenenergie höher ist.
Von besonderem Vorteil ist, dass im Gegensatz zu den oben genannten anderen Maßnahmen (Dosismodulation, adaptive/signalabhängige Filter) das Rauschen nur dort eliminiert wird, wo hohe Werte von q eine Rauschvergrößerung bewirken würden. Der Verlust an Bildschärfe ist damit nicht größer als nötig.
Vorteilhaft ist das Verfahren auch, um rotierende Rauschmuster zu beseitigen, die als Folge der Querstreuung in Dual-Energy Spiral-Scans auftreten. Diese Rauschmuster sind besonders in MIP (Maximum Intensity Projection) Darstellungen auffällig. Hierbei handelt es sich um Darstellungen, bei welchen entlang eines Sehstrahls die Voxel mit maximaler Schwächung angezeigt werden. Durch das Vorhandensein von Rauschen können hohe CT-Werte produziert werden, welche dann in der MIP Darstellung sichtbar sind.
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) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p), wobei die Messdaten (p) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen zwei Strahlungsquellen (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt (O) von jeweils einer Strahlungsquelle (C2, C4) zugeordneten Detektoren (C3, C5) als Projektionen erfasst wurden, pro Projektion eine Größe ermittelt wird, welche das Vorhandensein von Streustrahlung von der nicht dem jeweiligen Detektor (C3, C5) zugeordneten Strahlungsquelle (C2, C4) anzeigt, a) Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, und/oder b) komplementäre Projektionen unter Verwendung der Größe gewichtet werden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem die Größe das Ausmaß des Vorhandenseins von Streustrahlung von der nicht dem jeweiligen Detektor (C3, C5) zugeordneten Strahlungsquelle (C2, C4) anzeigt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Größe den Anteil der von der dem jeweiligen Detektor (C3, C5) zugeordneten Strahlungsquelle (C2, C4) stammenden Strahlung in Bezug auf die gesamte empfangene Strahlung anzeigt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Verwendung der Größe bei der Glättung derart ist, dass mit steigendem Vorhandensein von Streustrahlung eine vermehrte Glättung erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, indem eine räumliche Glättung von Projektionen erfolgt, bei welcher verschiedene Projektionen eines Projektionswinkels gemeinsam verarbeitet werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, indem eine zeitliche Glättung von Projektionen erfolgt, bei welcher Projektionen verschiedener Projektionswinkel gemeinsam verarbeitet werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, indem gewichtete Summen von Projektionen gebildet werden, wobei die Größe die Gewichtungsfaktoren beeinflusst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, indem anhand der Größe darüber entschieden wird, ob für die jeweilige Projektion eine Glättung erfolgen soll.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem Projektionen unter Verwendung der Größe geglättet werden, indem anhand der Größe darüber entschieden wird, in welchem Ausmaß für die jeweilige Projektion eine Glättung erfolgen soll.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Verwendung der Größe bei der Gewichtung komplementärer Projektionen derart ist, dass eine Projektion mit steigendem Vorhandensein von Streustrahlung weniger Gewicht gegenüber einer zu ihr komplementären Projektion erhält.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Gewichtung komplementärer Projektionen unter Verwendung der Größe im Rahmen eines Rebinning-Schrittes erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Gewichtung komplementärer Projektionen unter Verwendung der Größe im Rahmen eines Rückprojektionsschrittes eines Bildrekonstruktionsalgorithmus basierend auf einer gefilterten Rückprojektion erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Messdaten (p) bei einer Dual-Energy Messung erfasst wurden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem vor Durchführung von Schritt a) und/oder b) eine Streustrahlenkorrektur erfolgt durch Abzug eines Streustrahlenkorrekturterms von den Messdaten (p).
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes (O) 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 14 durchführt.
CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 15.
Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln (Prg₁–Prg_n), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14 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 14 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.