DE102010024684B4

DE102010024684B4 - Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines bewegten Untersuchungsobjektes, Steuer- und Recheneinheit, Computertomographiesystem und Computerprogramm

Info

Publication number: DE102010024684B4
Application number: DE102010024684.0A
Authority: DE
Inventors: Dr. Allmendinger Thomas; Dr. Bruder Herbert; Dr. Flohr Thomas; Dr. Raupach Rainer; Harald Schöndube; Dr. Stiersdorfer Karl
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2010-06-23
Filing date: 2010-06-23
Publication date: 2019-03-14
Anticipated expiration: 2030-06-24
Also published as: US8553962B2; CN102293660A; DE102010024684A1; DE102010024684B8; CN102293660B; US20110317901A1

Abstract

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC_FINAL) eines bewegten Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei
die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden,
erste Bilddaten (PIC_PRIOR) aus einem für eine Computertomographie-Bildrekonstruktion vollständigen Messdatensatz der Messdaten berechnet (REKON) werden,
zweite Bilddaten (PIC_MBF) aus einem für eine Computertomographie-Bildrekonstruktion unvollständigen Messdatensatz der Messdaten berechnet werden,
die ersten Bilddaten (PIC_PRIOR) und die zweiten Bilddaten (PIC_MBF) zu dritten Bilddaten (PIC_FINAL) kombiniert (MIX) werden,
wobei die Kombination unter Verwendung von ortsabhängigen Bewegungsinformationen des Untersuchungsobjektes berechnet wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines bewegten Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden.
Tomographische Bildgebungsverfahren zeichnen sich dadurch aus, dass innere Strukturen eines Untersuchungsobjektes untersucht werden können, ohne dabei operative Eingriffe an diesem durchführen zu müssen. Eine mögliche Art der tomographischen Bilderzeugung besteht darin, von dem zu untersuchenden Objekt eine Anzahl von Projektionen aus verschiedenen Winkeln aufzunehmen. Aus diesen Projektionen lässt sich ein zweidimensionales Schnittbild oder ein dreidimensionales Volumenbild des Untersuchungsobjektes berechnen.
Ein Beispiel für ein solches tomographisches Bildgebungsverfahren ist die Computertomographie. 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 Nachteil dieser allgemein bekannten Berechnungsverfahren besteht darin, dass bei einem bewegten Untersuchungsobjekt, oder einem zumindest teilweise bewegten Untersuchungsobjekt, Bewegungsunschärfen im Bild entstehen können, da während der Zeit eines Abtastvorgangs für die Daten, die für ein Bild benötigt werden, ein Ortsversatz des Untersuchungsobjektes oder eines Teils des Untersuchungsobjektes vorliegen kann, so dass die Basisdaten, die zu einem Bild führen, nicht alle räumlich identische Situation des Untersuchungsobjektes widerspiegeln. Dieses Bewegungsunschärfeproblem entsteht besonders verstärkt bei der Durchführung von Cardio-CT-Untersuchungen eines Patienten, bei denen aufgrund der Herzbewegung eine starke Bewegungsunschärfe im Herzbereich auftreten kann oder für Untersuchungen, bei denen relativ schnelle Veränderungen im Untersuchungsobjekt gemessen werden sollen.
Die unerwünschten Bewegungsartefakte werden reduziert, indem die Zeitauflösung der CT-Aufnahme erhöht wird. Hierzu gibt es verschiedene Vorgehensweisen. Zum einen ist es möglich, die Rotationszeit der Gantry zu verringern. Hierbei stößt man allerdings schnell an mechanische Grenzen, da die auf die Bauteile ausgeübte Fliehkraft bei abnehmender Rotationszeit quadratisch zunimmt. Zum anderen kann im Rahmen der Bildrekonstruktion durch Verwendung von phasengleichen, winkelkomplementärer Daten benachbarter Herzzyklen die Zeitauflösung verbessert werden. Der Gewinn hängt jedoch von dem Verhältnis der Herzrate zur Gantryumlaufszeit ab und ist kaum beeinflussbar. Schließlich wurden Zwei-Strahler CT Systeme entwickelt, also CT-Geräte mit zwei Röntgenquellen und ihnen zugeordneten Detektoren. Diese ermöglichen entsprechend der halbierten Messzeit durch das Vorhandensein von zwei Röntgenquelle-Dekektorsystemen eine verdoppelte Zeitauflösung. Von Nachteil hierbei ist, dass die Kosten für die doppelte Auslegung der Kernkomponenten, wie Strahler, Detektor, usw. erheblich sind.
In der DE 102009036232 A1 ist ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten aus durch ein Computertomographiesystem gewonnenen Messdaten offenbart. Dabei wird der niederfrequente Anteil eines aus einem unvollständigen Messdatensatz gewonnenen Bildes durch Daten des niederfrequenten Anteils eines aus einem vollständigen Messdatensatz gewonnenen Bildes ergänzt.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aufzuzeigen, wobei berücksichtigt werden soll, dass Bewegungen des Untersuchungsobjektes vorhanden sein können. Ferner sollen eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System und ein Computerprogramm aufgezeigt werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System und ein Computerprogramm mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines bewegten Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden diese Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst. Es werden erste Bilddaten aus einem für eine Computertomographie-Bildrekonstruktion vollständigen Messdatensatz der Messdaten berechnet, und zweite Bilddaten werden aus einem für eine Computertomographie-Bildrekonstruktion unvollständigen Messdatensatz der Messdaten berechnet. Die ersten Bilddaten und die zweiten Bilddaten werden zu dritten Bilddaten kombiniert, wobei die Kombination unter Verwendung von ortsabhängigen Bewegungsinformationen des Untersuchungsobjektes berechnet wird.
Von den erfassten Messdaten wird einerseits ein vollständiger Messdatensatz verwendet, um hieraus die ersten Bilddaten zu rekonstruieren. Diese Rekonstruktion kann auf an sich bekannte Weise erfolgen, z.B. durch FBP. Die Vollständigkeit des Messdatensatzes bedeutet bei einer Messung in Fächerstrahlgeometrie, dass Projektionen über einen zusammenhängenden Projektionswinkelbereich von 180° plus dem Fächeröffnungswinkel zur Bildrekonstruktion verwendet werden. Nach dem Parallelrebinning, also der Umordnung der Messdaten in Parallelstrahlgeometrie, beträgt somit die minimale Länge des Rekonstruktionsintervalls 180°.
Weiterhin wird von den Messdaten ein unvollständiger Messdatensatz verwendet, um hieraus die zweiten Bilddaten zu rekonstruieren. Dieser unvollständige Messdatensatz beinhaltet also Projektionen über einen zusammenhängenden Projektionswinkelbereich, welcher kleiner als die oben angegeben Werte von 180° bzw. 180° plus dem Fächeröffnungswinkel ist.
Aufgrund der Unvollständigkeit des verwendeten Messdatensatzes weisen die zweiten Bilddaten Artefakte auf. Von Vorteil bei den zweiten Bilddaten ist jedoch, dass während der Erfassung des Messdatensatzes weniger Zeit verstrichen ist als bei den ersten Bilddaten, so dass die Bewegungsartefakte weniger ausgeprägt sind. Letzteres ist der Grund, aus welchem die zweiten Bilddaten verwendet werden.
Die ersten und die zweiten Bilddaten bilden den gleichen Ausschnitt des Untersuchungsobjektes ab. Auf diese Weise ist es möglich, durch eine Kombination der ersten und der zweiten Bilddaten die dritten Bilddaten zu erhalten, welche als Ergebnisbilddaten ausgegeben werden können. Sowohl bei den ersten als auch bei den zweiten Bilddaten kann es sich um zweidimensionale Schnitte oder dreidimensionale Volumendarstellungen des Untersuchungsobjektes bzw. von Teilen des Untersuchungsobjektes handeln.
Bei der Kombination der ersten mit den zweiten Bilddaten wird die Bewegung des Untersuchungsobjektes während der Messdatenerfassung berücksichtigt. Die hierzu eingesetzten Bewegungsinformationen sind ortsabhängig. Es wird also z.B. nicht lediglich eine konstante die Bewegung anzeigende Größe für die gesamten Bilddaten verwendet. Vielmehr ändern sich die Bewegungsinformationen abhängig vom Ort innerhalb des Untersuchungsobjektes; dies kann eine Veränderung der Bewegungsinformationen von Bildpunkt zu Bildpunkt der Bilddaten bedeuten.
In Weiterbildung der Erfindung werden die zweiten Bilddaten berechnet, indem Frequenzbestandteile der ersten Bilddaten entfernt werden. Dies bedeutet, dass die zweiten Bilddaten nicht unabhängig von den ersten Bilddaten berechnet werden, vielmehr erfolgt nach der Berechnung der ersten Bilddaten eine Ermittlung der zweiten Bilddaten aus den ersten Bilddaten. Hierzu findet zuvor eine Fouriertransformation der ersten Bilddaten statt. Die Bilddaten können sowohl im Ortsraum als auch im Frequenzraum dargestellt werden, wobei zwischen den beiden Räumen durch eine mehrdimensionale Fourier-Transformation gewechselt werden kann. Bei zweidimensionalen Schichtbildern hat hierzu eine zweidimensionale Fourier-Transformation zu erfolgen, bei dreidimensionalen Volumenbildern eine dreidimensionale Fourier-Transformation. In der Frequenzdarstellung der ersten Bilddaten werden dann Teile der Bilddaten entfernt, um zu den zweiten Bilddaten zu gelangen.
Vorteilhafterweise erfolgt die Entfernung der Frequenzbestandteile durch Anwendung einer Filterfunktion. Diese Filterfunktion kann im Frequenzraum auf die Frequenzraumdarstellung der ersten Bilddaten angewandt werden. Hierbei entspricht die Filterfunktion vorzugsweise einem Herausschneiden zweier kegelförmiger Bestandteile und einem partiellen Wiederauffüllen dieser kegelförmigen Bestandteile. Dies kann man sich als eine Maske mit dem beschriebenen Muster der teilweise aufgefüllten Kegel vorstellen, welche über die Frequenzraumdarstellung der ersten Bilddaten gelegt wird. Besonders vorteilhaft ist es, wenn bei der Entfernung ein Bereich kleiner Frequenzen existiert, bei welchen keine Bilddaten entfernt werden, und ein Bereich größerer Frequenzen, bei welchen Bilddaten entfernt werden. Auf diese Weise fehlen den zweiten Bilddaten gegenüber den ersten Bilddaten keine Informationen der kleinen Frequenzen, in welchen die Kontrastinformationen der Bilder enthalten sind. Der Bereich kleiner Frequenzen ist vorzugsweise kreisförmig. Hingegen fehlen Informationen größerer Frequenzen, welche die Bewegungsartefakte der ersten Bilddaten enthalten.
Einer anderen Weiterbildung gemäß werden die zweiten Bilddaten berechnet, indem Bestandteile des vollständigen Messdatensatzes entfernt und hieraus die zweiten Bilddaten berechnet werden. Hierbei handelt es sich um eine alternative Vorgehensweise zur Entfernung der Bilddaten in der Frequenzdarstellung. Durch die Entfernung im Messdatenraum wird aus dem vollständigen Messdatensatz der ersten Bilddaten der unvollständige Messdatensatz der zweiten Bilddaten. Die Messdatenentfernung erfolgt vorzugsweise so, dass nach einer Berechnung der zweiten Bilddaten basierend auf diesen unvollständigen Messdaten das oben erläuterte Muster in der Frequenzdarstellung der zweiten Bilddaten besteht.
Vorzugsweise ist der unvollständige Messdatensatz eine Teilmenge des vollständigen Messdatensatzes. Dies bedeutet, dass die ersten und die zweiten Bilddaten das Untersuchungsobjekt zum gleichen Zeitpunkt abbilden, wobei die Zeitauflösung der ersten Bilddaten geringer als diejenige der zweiten Bilddaten ist.
In Ausgestaltung der Erfindung liegt der unvollständige Messdatensatz zentral innerhalb des vollständigen Messdatensatzes. Diese mittige Anordnung bedeutet, dass der mittlere der Projektionswinkel der beiden Datensätze der gleiche ist. Aufgrund seiner Unvollständigkeit ist der unvollständige Messdatensatz kleiner als der vollständige, so dass er komplett innerhalb des vollständigen Messdatensatzes angeordnet ist.
In Weiterbildung der Erfindung wird die Kombination als bildpunktweise gewichtete Summe der ersten und der zweiten Bilddaten berechnet. Hierbei wird vorzugsweise zumindest ein Gewichtungsfaktor eingesetzt, welcher die Bewegungsinformationen enthält. Dieser Gewichtungsfaktor kann zur Gewichtung der ersten und/oder der zweiten Bilddaten verwendet werden. Besonders vorteilhaft ist es, wenn der Gewichtungsfaktor ortsabhängige Rauschinformationen der ersten Bilddaten enthält. Diese Rauschinformationen können z.B. in Form eines Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisses der Bewegung des Untersuchungsobjektes eingesetzt werden, d.h. eines Verhältnisses zwischen den Bildveränderungen durch Bewegung und dem Bildrauschen. Das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis kann z.B. Bestandteil einer Exponentialfunktion sein.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn bei der Kombination in bewegten Bildregionen bevorzugt die zweiten Bilddaten und in unbewegten Bildregionen bevorzugt die ersten Bilddaten zu den dritten Bilddaten beitragen. Dies ermöglicht in bewegten Bildregionen eine Vermeidung von Bewegungsartefakten, ohne in bewegten Bildregionen eine Bildverschlechterung gegenüber den ersten Bilddaten hinnehmen zu müssen.
In Ausgestaltung der Erfindung werden die ortsabhängigen Bewegungsinformationen erhalten, indem vierte Bilddaten berechnet und bildpunktweise mit den ersten Bilddaten verglichen werden. Die vierten Bilddaten sind hierbei vorzugsweise zeitlich leicht gegenüber den ersten Bilddaten verschoben, so dass durch einen Vergleich ortsabhängig festgestellt werden kann, wie stark sich das Untersuchungsobjekt zum Zeitpunkt der Abbildung durch die ersten Bilddaten bzw. der Erfassung des vollständigen Messdatensatzes der ersten Bilddaten bewegt hat.
In Ausgestaltung der Erfindung wird eine Zeitspanne des Untersuchungsobjektes mit geringer Bewegung ermittelt, wobei der vollständige Messdatensatz während dieser Zeitspanne erfasst wurde. Auf diese Weise wird aus den erfassten Messdaten ein Messdatensatz ausgewählt, welcher günstig hinsichtlich der Bewegungsphase ist, so dass dieser Messdatensatz für die ersten Bilddaten herangezogen wird.
In Weiterbildung der Erfindung wird eine Mehrzahl von zweiten Bilddaten und durch Kombination mit den ersten Bilddaten eine Mehrzahl von dritten Bilddaten berechnet, und aus der Mehrzahl der dritten Bilddaten werden Ergebnisbilddaten ausgewählt. Das bislang beschriebene Verfahren wird also mehrfach durchgeführt, so dass die Mehrzahl der dritten Bilddaten vorliegt. Dies ermöglicht es, die besten oder möglichst gute Bilddaten als Ergebnis auszugeben.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn sich die Mehrzahl von zweiten Bilddaten durch die Lage des jeweiligen unvollständigen Messdatensatzes innerhalb des vollständigen Messdatensatzes voneinander unterscheiden. Hierbei kann also zunächst eine erste Lage des unvollständigen Messdatensatzes innerhalb des vollständigen Messdatensatzes festgelegt werden, woraus erste zweite Bilddaten resultieren, woraufhin im Anschluss eine zweite Lage des unvollständigen Messdatensatzes innerhalb des vollständigen Messdatensatzes festgelegt wird, woraus zweite zweite Bilddaten resultieren, usw.
Die Auswahl der Ergebnisbilddaten erfolgt z.B. durch Anwendung einer Bildnorm auf die Mehrzahl der dritten Bilddaten. Diese Bildnorm kann an Kriterien angepasst sein, welche einen Maßstab für die Bildqualität darstellen.
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 oder diese Ausführung zu bewirken oder zu steuern. 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, der geeignet ist, 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: den Bewegungszyklus des menschlichen Herzens,
4: ein Ablaufdiagramm,
5: das Vorhandensein von Bilddaten im Frequenzraum,
6: ein Maskieren von Bilddaten im Frequenzraum,
7: zwei CT-Bilder.

In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. Es handelt sich hierbei um ein CT-Gerät der so genannten dritten Generation, auf welchen die Erfindung jedoch nicht beschränkt ist. 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. Die Bewegung der Patientenliege C8 relativ zur Gantry wird durch eine geeignete Motorisierung bewirkt. Während dieser Bewegung 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 Akquisitionssteuersignale AS betreffen hierbei z.B. die Röntgenröhren C2 und C4, wobei Vorgaben zu ihrer Leistung und den Zeitpunkten ihres An- und Ausschaltens gemacht werden können, sowie die Gantry, wobei Vorgaben zu ihrer Rotationsgeschwindigkeit gemacht werden können, sowie den Tischvorschub.
Da die Steuer- und Recheneinheit C10 über eine Eingabekonsole verfügt, können Messparameter von einem Anwender oder Operator des CT-Geräts C1 eingegeben werden, welche dann in Form von Akquisitionssteuersignalen AS die Datenerfassung steuern. Informationen über aktuell verwendete Messparameter können auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 dargestellt werden; zusätzlich können weitere für den Operator relevante Informationen angezeigt werden.
Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p bzw. Rohdaten 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. Ferner ist es möglich, dass die Steuerung des Messvorgangs und die Bildrekonstruktion von verschiedenen Recheneinheiten durchgeführt werden.
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), eingespeist 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 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.
Soweit Körperpartien eines Patienten aufgenommen werden sollen, die sich nicht bewegen bzw. sich ruhigstellen lassen, stellen sich für die Aufnahme der Projektionen und die sich daran anschließende Bildrekonstruktion keine nennenswerten Probleme mit Bewegungsartefakten. Kritisch hingegen ist dies bei bewegten Untersuchungsobjekten. Im Folgenden wird die Situation betrachtet, dass eine CT-Aufnahme eines sich bewegenden Untersuchungsobjektes erfolgen soll.
Ein Beispiel für ein sich periodisch bewegendes Untersuchungsobjekt ist das menschliche Herz. Die Erfindung wird im Folgenden anhand der Cardio-CT, also einer CT-Aufnahme des schlagenden Herzens, näher erläutert. Selbstverständlich ist sie nicht auf diese Anwendung beschränkt. Bekanntlich führt das menschliche Herz im Wesentlichen eine periodische Bewegung aus. Die periodische Bewegung besteht dabei aus einer abwechselnden Folge einer Ruhe- bzw. Erschlaffungsphase und einer Bewegungs- bzw. Schlagphase. Die Ruhephase hat eine Dauer von üblicherweise zwischen 500 bis 800 ms, die Schlagphase eine Dauer von 200 bis 250 ms. Dies ist aus 3 ersichtlich, in welcher der Pegel L des mit EKG bezeichneten EKG-Signal eines Patienten über der Zeit t aufgetragen ist. Das EKG-Signal veranschaulicht die periodische Bewegung des Herzens des Patienten, wobei der Beginn eines Herzzyklus jeweils durch eine R-Zacke R und die Dauer des jeweiligen Herzzyklus durch das RR-Intervall T_RR , d.h. den Abstand der den jeweiligen Herzzyklus einleitenden R-Zacke R von der den folgenden Herzzyklus einleitenden R-Zacke R, bestimmt ist. Eine Herzphase startet bei einer R-Zacke R bei 0% und endet bei der nächsten R-Zacke R bei 100%. Eine Umrechung zwischen der Dimension der Zeit und der Herzphase ist jederzeit möglich; hierzu können die EKG-Daten verwendet werden, welchen zu jedem Zeitpunkt entnehmbar ist, welche Herzphase aktuell vorliegt. Die Ruhephase des Herzens, d.h. die Phase minimaler Herzbewegung, ist jeweils schraffiert angedeutet.
Bei der Herzbildgebung mittels CT ist die Herzphase, während welcher die Daten aufgenommen werden, entscheidend für eine gute Bildqualität. Es wird daher üblicherweise versucht, für die Bildrekonstruktion Daten zu verwenden, welche während einer Herzphase mit wenig oder minimaler Herzbewegung erfasst wurden.
Neben den auch für unbewegte Untersuchungsobjekte bestehenden Anforderungen an die Qualität von CT-Bildern besteht bei Herzaufnahmen das Ziel, eine hohe Zeitauflösung der Bilder zu erreichen. Die Zeitauflösung ist hierbei umgekehrt proportional zur Zeitspanne, welche zur Erfassung der Projektionen benötigt wird. Je mehr Zeit während der Datenerfassung verstreicht, desto mehr bewegt sich das Herz während dieser Messzeit. Diese Bewegung führt zu unerwünschten Bewegungsartefakten in den CT-Bildern. Die Aussagekraft der CT-Bild wird hierdurch drastisch reduziert. Für CT-Geräte der Mittelklasse beträgt die Rotationszeit pro Gantry-Umlauf ca. 450-500 ms.
Bei CT-Bildrekonstruktionen muss bei Messungen in Parallelstrahlgeometrie ein Datenintervall, d.h. eine Reihe von aufeinanderfolgenden Projektionen, wobei jede Projektion einer Messung bei einem bestimmten Projektionswinkel entspricht, zur Verfügung stehen, das mindestens einem Halbumlauf der Röntgenquelle um das Untersuchungsobjekt, d.h. einem Projektionswinkelbereich von 180°, entspricht. Bei einer Fächerstrahlgeometrie muss der Projektionswinkelbereich 180° plus dem Fächeröffnungswinkel betragen. Beide Fälle werden im Folgenden unter der Bezeichnung „Daten eines Halbumlaufs“ bzw. „vollständiger Datensatz“ zusammengefasst. Dieses Mindestdatenintervall ist nötig, um jeden Bildpunkt im Messfeld rekonstruieren zu können. Im Drehzentrum ist auch in Fächerstrahlgeometrie ein Projektionswinkelbereich von 180° ausreichend. Die bestmögliche zeitliche Auflösung in einem so rekonstruierten CT-Bild beträgt damit in Drehzentrumsnähe gerade der halben Rotationszeit des CT-Geräts.
Im Folgenden wird anhand des Ablaufdiagramms der 4 vorgestellt, wie die Zeitauflösung bei Cardio-CT Aufnahmen durch ein bildbasiertes Verfahren verbessert werden kann. Die Bildbasiertheit hat den Vorteil, dass keine Eingriffe in die Hardware des CT-Gerätes nötig sind, welche i.d.R. teuer sind und an die Grenzen des technisch möglichen stoßen. Wesentlich am im folgenden vorgestellten Verfahren ist die Anwendung eines geeigneten Bildfilters.
Zunächst werden im Schritt MEAS die Messdaten erfasst. Hierbei werden pro abzubildender Schicht des Untersuchungsobjektes mehrere vollständige Messdatensätze erfasst, so dass für jede abzubildende Schicht Bilder verschiedener Bewegungszustände rekonstruiert werden können, bei einer Cardio-CT also Bilder verschiedener Herzphasen.
Nach der Messdatenerfassung MEAS wird im Schritt REKON aus den Daten eines Halbumlaufs ein CT-Bild PIC_PRIOR rekonstruiert. Hierzu wird ein herkömmliches Rekonstruktionsverfahren wie z.B. FBP angewandt. Diese Bildrekonstruktion erfolgt für jede Schicht des interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjektes, also üblicherweise für jede Schicht des Herzens. Somit liegt ein Bildstapel vor, welcher aus eine Reihe von zweidimensionalen Schichtbildern PIC_PRIOR besteht.
Das Bild PIC_PRIOR entspricht der optimalen oder zumindest einer möglichst guten Herzphase. Die optimale bzw. eine gute Herzphase zeichnet sich dadurch aus, dass wenig Bewegung vorliegt. Dies kann erreicht werden, indem Bilder verschiedener Herzphasen rekonstruiert werden und für jede Schicht das Bild herausgesucht wird, welches möglichst wenig Bewegungsartefakte aufweist. Alternativ hierzu sind auch aufwendigere Vorgehensweisen denkbar, z.B. die Verwendung einer Motion Map. Motion Mapping Verfahren berechnen Korrelationen zwischen zeitlich benachbarten Bildern; derartige Verfahren sind z.B. beschrieben in dem Dokument DE 102007029731 A1 , sowie in der nachveröffentlichten Anmeldung DE 10 2009 022 679.6 .
Jedes dieser Bilder PIC_PRIOR wird einer zweidimensionalen Fourier-Transformation FOURIER unterzogen. Durch diese Fourier-Transformation FOURIER erfolgt ein Wechsel von dem Ortsraum in den Frequenzraum des Bildes. Das Vorhandensein von Bilddaten im Frequenzraum wird in der Frequenzraumdarstellung der 5A veranschaulicht. Auf den Achsen sind die beiden Frequenzen µx und µy aufgetragen. Hierbei handelt es sich, wie im folgenden auch bei den 5B und 6, um eine Darstellung in Polarkoordinaten. Der Darstellung ist entnehmbar, für welche Frequenzen Bilddaten vorhanden sind. Es ist zu erkennen, dass bei dem Bild PIC_PRIOR für alle Frequenzen bis hin zu einer Maximalfrequenz Bilddaten vorhanden sind. Das Vorhandensein von Bilddaten aller Frequenzen liegt darin begründet, dass dem Bild PIC_PRIOR ein vollständiger Datensatz zugrunde liegt.
Würde für die Rekonstruktion eines CT-Bildes ein unvollständiger Datensatz verwendet, ergäbe sich die Frequenzraumdarstellung der 5B. Aufgrund der unvollständigen Winkelabtastung bringt jede fehlende Projektion gemäß dem Fourier-Slice-Theorem fehlende Bilddaten in der entsprechenden Richtung im Fourierspektrum des Bildes mit sich. Diese fehlenden Bilddaten entsprechen Kegeln, welche aus dem vollständigen Datensatz ausgeschnitten sind. Insbesondere fehlen also Bilddaten bei betragsmäßig großen Frequenzen.
Im nächsten Schritt MASK werden die Bilddaten im Frequenzraum maskiert, was anhand von 6 erläutert wird. Das Maskieren entspricht einer speziellen Frequenzfilterung; d.h. durch das Maskieren werden im Frequenzraum Bilddaten entfernt. Wie anhand von 5A gezeigt, sind bei dem Bild PIC_PRIOR ursprünglich für alle Frequenzen Bilddaten vorhanden. Diese werden um die in 6 weiß dargestellten Bestandteile T4 und T5 reduziert, d.h. die Bilddaten aus den Frequenzbereichen T4 und T5 werden entfernt. Übrig bleiben nach der Maskierung im Frequenzraum also die Bestandteile T1, T2 und T3 der Bilddaten.
Der dunkel dargestellte Teil T1 und T2 der maskierten Bilddaten entspricht der Darstellung der 5B. (Im Unterschied zu 5B sind die Bilddaten der kleinen Frequenzen durch den hellen Kreis des Bereichs T3 verdeckt, welcher später näher erläutert wird.) D.h. diesen Teil T1 und T2 der Bilddaten würde man erhalten, wenn man ein CT-Bild aus einem unvollständigen Messdatensatz rekonstruiert. Dementsprechend ist auf der linken Seite der 6 angegeben, dass dieser Teil T1 und T2 der Bilddaten einem aus einem 135° Messintervall rekonstruierten Bild 135° PIC entspricht, im Folgenden als Tomosynthesebild bezeichnet. Selbstverständlich kann anstelle eines 135° Ausschnitts auch ein anderer Winkelbereich, welcher kleiner als ein Halbumlauf ist, verwendet werden, z.B. ein Bereich von 120°. Das Tomosynthesebild entspricht also im Messdatenraum einem Ausschnitt aus dem vollständigen 180° Sinogramm.
Das Tomosynthesebild hat gegenüber dem Bild PIC_PRIOR den Vorteil, dass weniger Bewegungsartefakte enthalten sind. Denn aufgrund der kürzeren Messzeit ist die Zeitauflösung des Tomosynthesebildes besser als diejenige des Bildes PIC_PRIOR . Allerdings enthält das Tomosynthesebild Artefakte, welche aufgrund der Unvollständigkeit der Messdaten zustande kommen. Diese werden als „limited view angle“ Artefakte bezeichnet. Sie machen sich insbesondere dadurch bemerkbar, dass in denjenigen Richtungen, für welche keine Projektionen zur Bildrekonstruktion zur Verfügung stehen, Verzerrungen innerhalb des Bildes sichtbar sind.
Die Teile T1 und T2 sollen bzgl. des Zeitpunktes der optimalen Herzphase, welcher das Bild PIC_PRIOR entspricht, symmetrisch gelegen sein. Dies bedeutet, dass der für das Tomosynthesebild herangezogene unvollständige Messdatenbereich zentral in der Mitte des vollständigen Messdatenbereichs des Bildes PIC_PRIOR liegt. Da aufgrund des Fourier-Slice-Theorems das Frequenzspektrum des Bildes und der Messdatensatz korreliert sind, sind die Aussagen betreffend einerseits die zentrale Lage der Teile T1 und T2 in Bezug auf die optimale Herzphase und andererseits die zentrale Lage des unvollständige Messdatenbereiches in Bezug auf den vollständigen Messdatenbereich äquivalent.
Aufgrund der verbesserten Zeitauflösung wird das maskierte Bild zumindest u.a. als Grundlage für das als Ergebnis auszugebende Bild PIC_FINAL verwendet werden. Da dieses jedoch aufgrund der Entfernung der in 5B dargestellten Kegel in großem Maße die „limited view angle“ Artefakte aufweisen würde, wird der hell dargestellte Bestandteil T3 nicht von den Bilddaten entfernt.
Zu dem hell dargestellten Bestandteil T3 würde man gelangen, indem man das Bild PIC_PRIOR einer Tiefpassfilterung mit einem Kantenfilter unterzieht. Dieser Kantenfilter schneidet also den Kreis T3 aus den Bilddaten aus und unterdrückt die Bildpunkte außerhalb des Kreises T3. Dementsprechend ist auf der linken Seite der 6 angegeben, dass dieser Teil T3 der Bilddaten einer tiefpassgefilterten Version PIC_PRIOR LoPass des Bildes PIC_PRIOR entspricht. In dem die tiefen Frequenzen enthaltenden Bild PIC_PRIOR LoPass ist die Kontrastinformation des Ursprungsbildes enthalten. Dem gegenüber ist in einem die hohen Frequenzen enthaltenden Bild die Kanteninformation des Ursprungsbildes enthalten; dementsprechend wurde durch das Fehlen mancher hohen Frequenzen aufgrund der Maskierung eine Verminderung der Ortsschärfe herbeigeführt.
Es werden also durch die Maskierung nicht nur die Bilddaten des Tomosynthesebildes verwendet und somit die vollständigen Kegel der 5B verworfen, sondern die kegelförmigen Lücken der 5B werden bei kleinen Frequenzen mit den tiefpassgefilterten Bilddaten des Bildes PIC_PRIOR aufgefüllt. In denjenigen Frequenzbereichen, in welchen sich die Teile T1 und T3 bzw. T2 und T3 überschneiden, können entweder die Bilddaten des Tomosynthesebildes oder diejenigen der tiefpassgefilterten Version PIC_PRIOR LoPass des Bildes PIC_PRIOR verwendet werden; aufgrund des Kantenfilters sind die tiefpassgefilterten Bilddaten PIC_PRIOR LoPass gegenüber den Bilddaten des Tomosynthesebildes nicht verändert.
Nach der Maskierung MASK, bei welcher die Bilddaten der weißen Teile T4 und T5 im Frequenzraum entfernt wurden, erfolgt eine zweidimensionale inverse Fouriertransformation INV FOURIER, d.h. eine Rücktransformation der Bilddaten vom Frequenz- in den Ortsbereich. Das resultierende Bild PIC_MBF weist eine gegenüber dem ursprünglichen Bild PIC_PRIOR verbesserte Zeitauflösung auf. D.h. die Bewegungsartefakte des Bildes PIC_PRIOR wurden durch die Maskierung reduziert. Nachteilig ist jedoch, dass durch die Entfernung von Bilddaten limited angle Artefakte herbeigeführt wurden, welche in dem Bild PIC_PRIOR nicht vorhanden waren.
Gegenüber dem Tomosynthesebild ist das Bild PIC_MBF verbessert, da die limited angle Artefakte eines unmodifizierten Tomosynthesebildes reduziert sind. Dies basiert darauf, dass der Frequenzinhalt des Tomosynthesebildes im Niederfrequenten vervollständigt wurde. Grundlage hierfür ist die Erkenntnis, dass sich die Bewegungsartefakte des Bildes PIC_PRIOR hauptsächlich in den höherfrequenten Anteilen des Bildes PIC_PRIOR bemerkbar machen. Es ist also hinsichtlich der Bewegungsartefakte unschädlich, den niederfrequenten Bildanteil des Tomosynthesebildes hinsichtlich des im Frequenzraum lückenhaften Vorliegens von Bilddaten zu verbessern. Umgekehrt wird die gute Zeitauflösung des Tomosynthesebildes durch die Modifikation im niederfrequenten Bereich wenig beeinflusst, da die Zeitauflösung in den höheren Frequenzen enthalten ist.
Durch den gemäß der Maskierung nach 6 fehlenden Frequenzbereich des Bildes PIC_MBF liegt eine anisotrope Punktbildfunktion vor, weshalb die Rauschtextur des Bildes PIC_MBF anisotrop ist. Dies lässt sich anhand der CT-Bilder der 7 illustrieren. 7A zeigt ein Bild PIC_PRIOR mit vollem Frequenzspektrum, und 7B ein frequenzmanipuliertes Bild PIC_MBF mit gerichtetem Rauschen.
Aufgrund dieser verschlechterten Rauschtextur, welche einer gerichteten Schärfe entspricht, ist es nur dann sinnvoll, das Bild PIC_MBF zu verwenden, wenn dies tatsächlich der Vermeidung von Bewegungsartefakten dient. Es wird daher vorgeschlagen, die Bilder PIC_PRIOR und PIC_MBF im Schritt MIX zu kombinieren, um das Ergebnisbild PIC_FINAL zu erhalten. Diese Kombination erfolgt bildpunktweise in Abhängigkeit von dem lokalen Vorhandensein von Bewegung.
Hierzu wird zunächst ein weiteres CT-Bild PIC(t₂) aus den Messdaten berechnet. Wie auch das Bild PIC_PRIOR erfolgt diese Berechnung für jede Schicht des abzubildenden Bereiches des Untersuchungsobjektes, so dass ein gesamter Bildstapel vorliegt. Das Bild PIC(t₂) unterscheidet sich von dem Bild PIC_PRIOR durch den Zeitpunkt, den es abbildet. Gegenüber dem Bild PIC_PRIOR ist es zeitlich leicht verschoben, zeigt also einen etwas früheren oder etwas späteren Zeitpunkt in der Bewegungsphase des Untersuchungsobjektes. Nun wird für jede Schicht bildpunktweise ein Differenzbild zwischen dem Bild PIC_PRIOR und dem Bild PIC(t₂) berechnet. Die Werte dieses Differenzbildes liegen nur im Bereich bewegter Strukturen über dem Bildrauschen. Anhand des Differenzbildes lässt sich also ermitteln, in welchen Bildregionen Bewegungsartefakte im Bild PIC_PRIOR auftreten.
Das Ergebnisbild PIC_FINAL ergibt sich als Linearkombination aus: $P I C_{F I N A L} = (1 - λ) \cdot P I C_{M B F} + λ \cdot P I C_{P r i o r}$
mit der Koeffizientenmatrix λ $λ = exp (- \frac{{| P I C (t_{2}) - P I C_{Pr i o r} |}^{2}}{{(κ \cdot σ)}^{2}})$
Hierbei ist σ² die im Bild PIC_PRIOR lokal bestimmte Varianz und κ ein Skalierungsfaktor, welcher auch 1 sein kann. Die Varianz gibt an, wie groß das Rauschen an jedem Bildpunkt des Bildes PIC_PRIOR ist. Sie lässt sich z.B. bestimmen, indem man bildpunktweise die Varianzen in den unterschiedlichen Raumrichtungen in einer bestimmten Umgebung um den jeweils betrachteten Bildpunkt berechnet; im Anschluss erfolgt eine Mittelwertbildung, z.B. mit einer boxcar-Funktion.
Anstelle der Exponential-Funktion in Formel (2) kann auch eine andersartige Abhängigkeit stehen, welche wie die Exponential-Funktion folgendes bewirkt:
Die in Formel (1) angegebene Kombination bedeutet, dass der Frequenzfilter, d.h. das Bild PIC_MBF nur oder hauptsächlich in bewegten Bildbereichen wirksam wird. Denn in einer Bildregion mit viel Bewegung ist die Differenz PIC(t₂)-PIC_Prior groß, so dass die Koeffizientenmatrix λ hier klein ist. Im komplementären Bereich, d.h. in unbewegten oder wenig bewegten Bildregionen, wird hauptsächlich das Bild PIC_PRIOR verwendet, so dass hier dessen Bildtextur weitesgehend erhalten bleibt. Denn in einer Bildregion mit wenig Bewegung ist die Differenz PIC(t₂)-PIC_Prior klein, so dass die Koeffizientenmatrix λ hier etwa gleich 1 ist.
Die Bezugnahme der Differenz PIC(t₂)-PIC_Prior auf das Rauschen bedeutet, dass nicht die absolute Größe der Differenz berücksichtigt wird, sondern das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis der Bewegung. D.h. die Koeffizientenmatrix A zeigt dann viel Bewegung an, entsprechend λ≈0, wenn die Differenz groß im Verhältnis zum Rauschen ist, und wenig Bewegung, entsprechend λ≈1, wenn die Differenz kleiner als das Rauschen ist.
Man erhält also als Ergebnisbild PIC_FINAL ein Bild, dessen Zeitauflösung gegenüber dem Bild PIC_PRIOR erhöht ist. Aufgrund der Art der Maskierung werden die limited angle Artefakte selbst in bewegten Bildbereichen weitesgehend vermieden. Außerdem ist die Bildtextur des Ergebnisbildes PIC_FINAL ähnlich zu derjenigen des Bildes PIC_PRIOR , da nur in bewegten Bildregionen auf das Bild PIC_MBF mit der verschlechterter Bildtextur zurückgegriffen wird.
Bislang wurde davon ausgegangen, dass bei der Maskierung nach 6 der ausgesparte Frequenzbereich bezüglich der optimalen Herzphase des Bildes PIC_PRIOR zentral liegt. Von dieser Annahme soll im Folgenden abgewichen werden.
Die Bewegungsfunktionen der Koronargefäße sind im allgemeinen sehr komplex. D.h. abhängig vom Ort innerhalb des Herzens bewegen sich unterschiedliche Bestandteile des Herzens zu unterschiedlichen Zeitpunkten in unterschiedliche Richtungen. Hieraus ist ersichtlich, dass zu einem bestimmten Zeitpunkt für eine bestimmte Region des Herzens Informationen aus bestimmten Richtungen für die Rekonstruktion eines CT-Bildes mehr oder weniger wichtig sind. Wenn die Projektionen orthogonal zur Bewegungsrichtung ausgespart werden, fehlt die Bewegungsinformation in dieser Richtung.
Durch die Art der Maskierung werden Informationen der Messdaten aus einem bestimmten Projektionswinkelbereich ausgeschnitten. Würde man die Maskierung ändern, so würden Informationen aus einem anderen Projektionswinkelbereich entfernt. Es lässt sich daher feststellen, dass abhängig vom Zeitpunkt des Bildes PIC_PRIOR und abhängig vom Ort innerhalb des Untersuchungsobjektes eine unterschiedliche Maskierung zu verbesserten oder verschlechterten Ergebnissen hinsichtlich der Bewegungsartefakte führen würde.
Ferner bewirkt die Art der Maskierung wie oben bereits beschrieben eine unerwünschte Anisotropie des Rauschens bzw. der Bildschärfe. Auch diese Anisotropie hängt sowohl hinsichtlich ihres Ausmaßes als auch hinsichtlich ihrer Richtung von der Lage der gemäß 6 ausgeschnittenen Bereiche T4 und T5 ab.
Für diese beiden Effekte, d.h. für das Auftreten der Bewegungsartefakte und die Bildtextur des Tomosynthesebildes, gilt, dass abhängig von der verwendeten Maske der eine oder der andere Effekt überwiegt. Überdies können die beiden Effekte auch wechselwirken, so dass sie sich gegenseitig vermindern oder verschlimmern können. Dieses Verhalten ist schwer vorhersagbar. Daher wird vorgeschlagen, das Verfahren nach 4 mit verschiedenartigen Masken durchzuführen und die Ergebnisbilder PIC_FINAL zu vergleichen.
Verschiedene Masken erhält man, indem man die Bereiche T4 und T5 der 6 synchron leicht in die gleiche Richtung verdreht. Auf diese Weise ändert sich die Lage des unvollständigen Messdatensatzes im Vergleich zu dem vollständigen Messdatensatz des Bildes PIC_PRIOR . Es wird eine bestimme Anzahl von Verdrehungen mit einem gewählten, vorzugsweise konstanten, Abstand durchgeführt. Beispielsweise können 32 verschiedene Lagen der Bereiche T4 und T5 durch Verdrehung verwendet werden, bis wieder die ursprüngliche Maske der 6 vorliegt. Im Messdatenraum entspricht dies der Aussparung verschiedener Projektionswinkelbereiche im 180° Sinogramm.
Mit den verschiedenen Masken wird jeweils ein Bild PIC_MBF und hieraus ein Ergebnisbild PIC_FINAL berechnet. Somit liegt eine Mehrzahl von Ergebnisbildern PIC_FINAL vor, welche hinsichtlich der Bildqualität miteinander verglichen werden können. Dieser Vergleich kann visuell erfolgen, d.h. das am besten aussehende der Ergebnisbildern PIC_FINAL wird ausgewählt. Alternativ hierzu kann eine Bildnorm optimiert werden. In diesem Fall wird die Bildnorm auf jedes der Ergebnisbilder PIC_FINAL angewandt und das Bild mit der besten Bildnorm ausgewählt. Beispielsweise kann die 11 Norm, d.h. die Summe der Beträge der Bildpunktwerte, verwendet werden. Hierbei kann man davon ausgehen, dass Bilder mit vielen Artefakten einen höheren Wert der Norm aufweisen, so dass das Bild mit der niedrigsten 11 Norm als Ergebnisbild gewählt wird.
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 (PIC_FINAL) eines bewegten Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden, erste Bilddaten (PIC_PRIOR) aus einem für eine Computertomographie-Bildrekonstruktion vollständigen Messdatensatz der Messdaten berechnet (REKON) werden, zweite Bilddaten (PIC_MBF) aus einem für eine Computertomographie-Bildrekonstruktion unvollständigen Messdatensatz der Messdaten berechnet werden, die ersten Bilddaten (PIC_PRIOR) und die zweiten Bilddaten (PIC_MBF) zu dritten Bilddaten (PIC_FINAL) kombiniert (MIX) werden, wobei die Kombination unter Verwendung von ortsabhängigen Bewegungsinformationen des Untersuchungsobjektes berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zweiten Bilddaten (PIC_MBF) berechnet werden, indem Frequenzbestandteile (T4, T5) der ersten Bilddaten (PIC_PRIOR) entfernt (MASK) werden.
Verfahren nach Anspruch 2, bei dem die Entfernung der Frequenzbestandteile (T4, T5) durch Anwendung einer Filterfunktion erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem die Filterfunktion einem Herausschneiden zweier kegelförmiger Bestandteile (T1, T2) und einem partiellen Wiederauffüllen dieser kegelförmigen Bestandteile entspricht.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zweiten Bilddaten (PIC_MBF) berechnet werden, indem Bestandteile des vollständigen Messdatensatzes entfernt und hieraus die zweiten Bilddaten (PIC_MBF) berechnet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem der unvollständige Messdatensatz eine Teilmenge des vollständigen Messdatensatzes ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem der unvollständige Messdatensatz zentral innerhalb des vollständigen Messdatensatzes liegt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem die Kombination als bildpunktweise gewichtete Summe der ersten (PIC_PRIOR) und der zweiten (PIC_MBF) Bilddaten berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 8, bei dem zumindest ein Gewichtungsfaktor eingesetzt wird, welcher die Bewegungsinformationen enthält.
Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der Gewichtungsfaktor ortsabhängige Rauschinformationen der ersten Bilddaten (PIC_PRIOR) enthält.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei dem bei der Kombination in bewegten Bildregionen bevorzugt die zweiten Bilddaten (PIC_MBF) und in unbewegten Bildregionen bevorzugt die ersten Bilddaten (PIC_PRIOR) zu den dritten Bilddaten (PIC_FINAL) beitragen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem die ortsabhängigen Bewegungsinformationen erhalten werden, indem vierte Bilddaten (PIC(t2)) berechnet und bildpunktweise mit den ersten Bilddaten (PIC_PRIOR) verglichen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem eine Mehrzahl von zweiten Bilddaten (PIC_MBF) und durch Kombination mit den ersten Bilddaten (PIC_PRIOR) eine Mehrzahl von dritten Bilddaten (PIC_FINAL) berechnet wird, und aus der Mehrzahl der dritten Bilddaten (PIC_FINAL) Ergebnisbilddaten ausgewählt werden.
Verfahren nach Anspruch 13, bei dem die Mehrzahl von zweiten Bilddaten (PIC_MBF) sich durch die Lage des jeweiligen unvollständigen Messdatensatzes innerhalb des vollständigen Messdatensatzes voneinander unterscheiden.
Verfahren nach Anspruch 13 oder 14, bei dem die Auswahl durch Anwendung einer Bildnorm auf die Mehrzahl der dritten Bilddaten (PIC_FINAL) erfolgt.
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC_FINAL) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p) eines Computertomographiesystems (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 15 durchführt.
Computertomographiesystem (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 16.
Computerprogramm mit Programmcode (Prg₁-Prg_n) , um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.