DE102011004120A1

DE102011004120A1 - Verfahren, Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung, Röntgensystem und Computerprogrammprodukt zur Korrektur von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts

Info

Publication number: DE102011004120A1
Application number: DE102011004120A
Authority: DE
Inventors: Dr. Flohr Thomas; Dr. Schmidt Bernhard
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-02-15
Filing date: 2011-02-15
Publication date: 2012-08-16
Anticipated expiration: 2031-02-16
Also published as: CN102631210A; US20120207270A1; DE102011004120B4; US9204847B2; CN102631210B

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Bilddatensatzbearbeitungsseinrichtung (21) zur Korrektur von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts (P), welche einen ersten Bilddatensatz, der unter Verwendung einer ersten Röntgenenergie gewonnen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz, der unter Verwendung einer zweiten Röntgenenergie gewonnen wurde, umfassen. Dabei werden zur Erzeugung eines korrigierten Bilddatensatzes von Bildpunktwerten (INE) an bestimmten Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes mit einem Gewichtungsfaktor (wCa) multiplizierte Bildpunktwerte (IHE), die den entsprechenden Bildpunktpositionen im zweiten Bilddatensatz zugeordnet sind, subtrahiert. Der Gewichtungsfaktor (wCa) ist in Abhängigkeit von der verwendeten ersten Röntgenenergie und der verwendeten zweiten Röntgenenergie so gewählt, dass bei der Subtraktion ein Kalzium-Anteil aus den Bildpunktwerten (INE) entfernt wird. Außerdem werden ein Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten sowie ein Röntgensystem (1) mit einer solchen Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung (21) beschrieben.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Korrektur von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts, wobei die Bilddaten einen ersten Bilddatensatz, der mittels eines Röntgensystems unter Verwendung einer ersten Röntgenenergie gewonnen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz umfassen, der mittels des Röntgensystems unter Verwendung einer zweiten Röntgenenergie gewonnen wurde. Darüber hinaus betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten, bei dem mittels eines Röntgensystems eine erste Messung mit einer ersten Energie durchgeführt wird und darauf basierend ein erster Bilddatensatz erzeugt wird, und eine zweite Messung mit einer zweiten Energie durchgeführt wird und darauf basierend ein zweiter Bilddatenersatz erzeugt wird und dann gemäß dem Korrekturverfahren ein korrigierter Bilddatensatz erzeugt wird. Außerdem betrifft die Erfindung eine Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung, zur Korrektur von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts sowie ein Röntgensystem mit einer solchen Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung als auch ein entsprechendes Computerprogrammprodukt.
Messungen der eingangs genannten Art, bei denen vom Untersuchungsobjekt Bilddatensätze mit unterschiedlichen Röntgenenergien aufgenommen werden, werden üblicherweise als sogenannte „Dual-Energy-Verfahren” bezeichnet. Da die Abschwächung der Röntgenstrahlen in den verschiedenen Materialien energieabhängig ist, ist es mit diesem Messverfahren möglich, zusätzliche Informationen gegenüber einer Messung mit nur einer Röntgenenergie zu erhalten. Diese Informationen können genutzt werden, um besser zwischen unterschiedlichen Materialien im Strahlengang zwischen Röntgenquelle und Röntgendetektor unterscheiden zu können.
Ein typisches Beispiel für die Anwendung eines Dual-Energy-Verfahrens ist die CT-Angiographie (CT = Röntgen-Computertomographie). Bei einer solchen Untersuchung wird dem Patienten kurz vor dem Start der CT-Messung ein Kontrastmittel verabreicht, so dass zum Zeitpunkt der Aufnahme die zu untersuchenden Gefäße bzw. die Lumina der Gefäße mit Kontrastmittel angereichert sind. In der Regel wird dabei ein jodhaltiges Kontrastmittel verwendet, das aufgrund seiner hohen Ordnungszahl zu einer starken Schwächung der Röntgenstrahlung und somit zu einem guten Gefäßkontrast führt. In der Regel ist es so möglich, den Gefäßzustand gut zu beurteilen. Problematischer wird es dann, wenn sich in den Gefäßwänden bereits kalzifizierte Plaques gebildet haben. Aufgrund der eingeschränkten Auflösung des CT-Systems und der CT-Methode an sich kommt es häufig zu dem bekannten Effekt des „Kalzium-Blooming”. Durch diesen Effekt erscheinen in den CT-Bilddatensätzen Kalzifizierungen deutlich größer als sie tatsächlich sind. Dementsprechend wirken durch die kalzifizierten Plaques hervorgerufenen Stenosen größer als sie eigentlich sind, so dass der Stenosegrad überschätzt wird.
Um dieses Problem zu vermeiden, kann mit Hilfe von Dual-Energy-CT-Untersuchungen zwischen Kalk und Jod unterschieden werden, wobei hierzu bisher die Unterscheidung auf Basis des sogenannten „Dual-Energy-Verhältnisses” erfolgt. Hierzu werden die Bildpunktwerte, die jeweils in den beiden mit verschiedenen Röntgenenergien erzeugten Bilddatensätzen den gleichen Bildpunktpositionen zugeordnet sind, durcheinander dividiert. Unter „Bildpunkten” sind im Rahmen dieser Erfindung die einzelnen Voxel oder Pixel der Bilddatensätze zu verstehen. Die „Bildpunktwerte” sind dementsprechend die Intensitätswerte oder dergleichen für die einzelnen Voxel bzw. Pixel, die auf Basis der gemessenen Detektorwerte in der Regel durch geeignete Rekonstruktionsverfahren ermittelt werden. Üblicherweise werden bei Röntgenverfahren, zu denen auch CT-Verfahren zählen, diese Werte in Form von Hounsfield-Werten (HU-Werten) angegeben. Ebenso sind die „Bildpunktpositionen” im Rahmen dieser Erfindung als die Voxel- bzw. Pixel-Positionen zu verstehen. Zur Ermittlung des Dual-Energy-Verhältnisses werden in der Regel die HU-Werte des Niedrigenergiebildes durch die HU-Werte des Hochenergiebildes voxel- bzw. pixelweise dividiert. Abhängig von diesem Dual-Energy-Verhältnis wird dann das betreffende Voxel bzw. Pixel einem Material, hier also entweder Kalk oder Jod, zugeordnet. Auch dabei ergeben sich jedoch noch Probleme durch das Kalzium-Blooming. Grenzen nämlich Kalk und Jod unmittelbar aneinander, so werden die HU-Werte der Jodvoxel nahe der Grenze zum Knochen durch das in der Nachbarschaft befindliche Kalzium aufgrund des Bloomings verfälscht. Es kommt dann typischerweise zu einem röntgenröhrenspannungsabhängigen, d. h. röntgenenergieabhängigen, Anstieg der HU-Werte und somit auch zu einer unerwünschten Veränderung des Dual-Energy-Verhältnisses. Setzt man den Schwellenwert, der zur Unterscheidung zwischen Kalk und Jod dient, exakt auf einen Wert, der zwischen Kalk und Jod liegt, so wird – falls die Kalzifizierung groß genug ist – zwar der Stenosegrad korrekt ermittelt. Dennoch sind die verbleibenden Voxel im Grenzbereich zum Kalk verfälscht, was u. a. auch dazu führen kann, dass in den Bilddaten Gefäßteile eliminiert werden, d. h. nicht mehr sichtbar sind. Wird dagegen ein niedrigerer Schwellenwert verwendet, sieht das verbleibende Bild zwar optisch besser aus, die Stenose wird jedoch dann wieder überschätzt, weil in den Bilddaten ein zu hoher Kalkanteil verbleibt.
Eine andere Möglichkeit, eine Überschätzung des Stenosegrads durch Kalzium-Blooming zu reduzieren, besteht darin, bereits vor einer Kontrastmittelgabe CT-Daten als Referenzbilddaten aufzunehmen. Es können dann diese Referenzbilddaten von den Daten der CT-Angiographie subtrahiert werden. Da es in beiden Datensätzen zu dem Kalzium-Blooming kommt, heben sich die Effekte bei der Subtraktion auf und es bleibt nur das Lumen ohne Kalzifizierung zurück. Dieses Verfahren hat jedoch mehrere Nachteile. Zum einen ist eine zusätzliche Messung nötig. Zum zweiten besteht ein wesentliches Problem darin, dass zwischen den beiden Messungen aufgrund der Wartezeit, bis sich das Kontrastmittel im Körper des Patienten ausgebreitet hat, ein größerer zeitlichen Abstand liegen muss. Es ist daher eine aufwändige Registrierung (d. h. geometrische Anpassung) der Bilddaten aufeinander nötig, um Bewegungsartefakte zumindest zu reduzieren, da es ansonsten zu Verfälschungen der Ergebnisse kommen kann.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein verbessertes Verfahren und eine verbesserte Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung zur Korrektur von Bilddaten aus einer Dual-Energy-Messung zur Verfügung zu stellen, welche auf möglichst einfache Weise eine Reduzierung des Effekts des Kalzium-Bloomings, und insbesondere in einer CT-Angiographie eine präzisere Bestimmung des Stenosegrades, ermöglichen.
Diese Aufgabe wird durch ein Korrekturverfahren nach Anspruch 1 und durch eine Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung nach Anspruch 12 gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird ebenfalls ein Dual-Energy-Messverfahren genutzt, d. h. dass unter Verwendung einer ersten Röntgenenergie ein erster Bilddatensatz und unter Verwendung einer zu der ersten Röntgenenergie verschiedenen zweiten Röntgenenergie ein zweiter Bilddatensatz erzeugt wird. Anders als bei dem bisher bekannten Dual-Energy-Korrekturverfahren wird jedoch zur Reduzierung des Kalzium-Bloomings nicht das Dual-Energy-Verhältnis bestimmt, sondern es wird ein korrigierter Bilddatensatz erzeugt, indem von den Bildpunktwerten, d. h. den Intensitätswerten der einzelnen Pixel bzw. Voxel, an bestimmten Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes die mit einem Gewichtungsfaktor multiplizierte Bildpunktwerte an den entsprechenden Bildpunktpositionen des zweiten Bilddatensatzes subtrahiert werden. Dabei wird der Gewichtungsfaktor in Abhängigkeit von der verwendeten ersten Röntgenenergie und der verwendeten zweiten Röntgenenergie so gewählt, dass bei der Subtraktion ein Kalziumanteil aus den Bildpunktwerten entfernt wird.
Aufgrund der physikalischen Eigenschaften sowie der Eigenschaften des Röntgenmessprinzips, insbesondere CT-Messprinzips, ist der energiekombinationsabhängige Gewichtungsfaktor quasi unabhängig von der in einem bestimmten Voxel, d. h. an einer bestimmten Bildpunktposition, befindlichen Konzentration des Kalziums. Damit ergibt sich automatisch, dass nicht nur für die Bildpunkte, welche tatsächlich Kalk enthalten, der Kalkanteil aus dem Bildpunktwert entfernt wird, sondern dass auch die Bildpunktwerte von Bildpunkten korrigiert werden, die an kalzifizierte Strukturen grenzen und somit durch Kalzium-Blooming verfälscht wurden. Andere Strukturen – wie z. B. die Bildpunkte der mit Kontrastmittel gefüllten Gefäße – bleiben bei dieser Methode erhalten, da es aufgrund des anderen Schwächungsverhaltens im Gegensatz zu Kalkstrukturen bei der Subtraktion mit dem vorbestimmten Gewichtungsfaktor nicht zu einer Auslöschung kommt.
Da folglich durch die Subtraktion der Bildpunktwerte auch die durch das Blooming erzeugten Kalziumanteile entfernt werden, treten im Vergleich zu einer Korrektur auf Basis des Dual-Energy-Verhältnisses keine Kalzium-Blooming-Probleme mehr auf. Dennoch ist es nicht notwendig, eine zusätzliche Referenzmessung in einem relativ großen zeitlichen Abstand vor Verabreichung des Kontrastmittels durchzuführen. Somit werden Bewegungsartefakte so weit wie möglich vermieden.
Zur Durchführung des Verfahrens kann eine erfindungsgemäße Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung genutzt werden. Diese muss eine Bilddatenschnittstelle aufweisen, um die Bilddatensätze zu übernehmen, sowie eine Schnittstelle zur Übernahme eines Gewichtungsfaktors, beispielsweise auf Basis von Eingaben eines Bedieners oder aus einem Speicher, in dem der Gewichtungsfaktor hinterlegt ist. Die Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung benötigt außerdem eine Korrektureinheit, welche ausgebildet ist, um zur Erzeugung eines korrigierten Bilddatensatzes von Bildpunktwerten an den bestimmten Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes die mit dem Gewichtungsfaktor multiplizierten Bildpunktwerte an den entsprechenden Bildpunktpositionen des zweiten Bildpunktdatensatzes zu subtrahieren, wobei der erste Gewichtungsfaktor in Abhängigkeit von der verwendeten ersten Röntgenenergie und der verwendeten zweiten Röntgenenergie so gewählt wird, dass bei der Subtraktion ein Kalziumanteil aus den Bildpunktwerten eliminiert wird.
Das erfindungsgemäße Korrekturverfahren kann unmittelbar im Rahmen eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erzeugung von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts angewendet werden, wobei mittels eines Röntgensystems eine erste Messung mit einer ersten Energie durchgeführt wird und darauf basierend ein erster Bilddatensatz erzeugt wird und dann eine zweite Messung mit einer zweiten Energie durchgeführt wird und darauf basierend ein zweiter Bilddatensatz erzeugt wird und anschließend dann mit dem erfindungsgemäßen Korrekturverfahren ein korrigierter Bilddatensatz aus diesem ersten und zweiten Bilddatensatz erzeugt wird.
Entsprechend kann eine erfindungsgemäße Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung auch Teil eines Röntgensystems mit wenigstens einer Röntgenquelle und wenigstens einem Detektorsystem zur Akquisition von Projektionsdatensätzen eines Untersuchungsobjekts, insbesondere eines CT-Systems, sein. Das heißt, die Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung kann beispielsweise auf einem Steuer- und Auswerterechner des Röntgensystems installiert sein. Grundsätzlich kann eine solche Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung aber auch in anderen Rechnereinheiten realisiert sein, die z. B. mit einem solchen Röntgensystem über ein Netzwerk zur Datenübernahme verbunden sind oder in sonstiger Weise mit entsprechenden Bilddatensätzen versorgt werden können.
Insbesondere die Korrektureinheit der Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung kann als Softwaremodul auf einem geeigneten Rechner realisiert sein. Die Bilddatenschnittstelle sowie die Schnittstelle zur Übernahme des Gewichtungsfaktors können ebenfalls in Form von reiner Software realisiert sein, sofern nur eine Übernahme der Datensätze bzw. des Gewichtungsfaktors von anderen z. B. an der gleichen Rechnereinheit realisierten Vorverarbeitungseinrichtungen oder Speichern erforderlich ist. Grundsätzlich können diese Schnittstellen aber auch als kombinierte Hardware-/Software-Schnittstellen realisiert sein, um eine externe Übernahme zu realisieren, beispielsweise mit Hilfe von Softwarekomponenten speziell konfigurierter Hardware-Schnittstellen.
Üblicherweise weist die Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung auch eine Ausgabeschnittstelle zur Ausgabe des korrigierten Bilddatensatzes auf, beispielsweise in einen geeigneten Speicher und/oder direkt an einen Bediener auf einem Bildschirm oder einem Printer. Auch bei dieser Ausgabeschnittstelle kann es sich um eine reine Software- oder um eine kombinierte Hardware-/Software-Schnittstelle handeln.
Eine weitgehende softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass bereits existierende Bilddatensatzbearbeitungseinrichtungen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein Computerprogrammprodukt gelöst, welches direkt in einen Speicher einer programmierbaren Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Korrekturverfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung ausgeführt wird.
Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen sowie der nachfolgenden Beschreibung. Dabei können die Ansprüche einer Kategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein.
Vorzugsweise ist die erste Röntgenenergie so gewählt, dass sie niedriger als die zweite Röntgenenergie ist, d. h. der erste Bilddatensatz ist dann ein sogenannter „Niedrigenergie-Bilddatensatz” und der zweite Bilddatensatz ein „Hochenergie-Bilddatensatz”. Die Röntgenenergie wird in der Regel durch die Beschleunigungsspannung der Röntgenröhre charakterisiert und entsprechend meist mit der Einheit kV angegeben. Übliche Energiekombinationen, die in Dual-Energy-Verfahren verwendet werden, sind 80 kV für die niedrige Röntgenenergie und 140 kV für die höhere Energie oder 100 kV für die niedrige Energie und 140 kV für die höhere Energie.
Bei einer bevorzugten Weiterbildung des Verfahrens werden vor der Erzeugung des korrigierten Bilddatensatzes die Bildpunktwerte des ersten Bilddatensatzes jeweils um einen ersten Korrekturwert verschoben und/oder die Bildpunkte des zweiten Bilddatensatzes jeweils um einen zweiten Korrekturwert verschoben. Durch eine solche Verschiebung lässt sich erreichen, dass bestimmte Materialien bei der Korrektur nahezu unverändert bleiben. Dabei ist es auch möglich, dass die beiden Korrekturwerte identisch sind.
Beispielsweise kann bei einer bevorzugten Weiterbildung der erste Korrekturwert so gewählt werden, dass er in etwa einem mittleren Bildpunktwert eines Basismaterials im ersten Bilddatensatz entspricht. Entsprechend kann der zweite Korrekturwert in etwa einem mittleren Bildpunktwert des Basismaterials im zweiten Bilddatensatz entsprechen. Als Basismaterial wird in diesem Sinne das Material verstanden, welches in dem aufgenommenen Bereich des Untersuchungsobjekts am häufigsten vorkommt und somit die „Hintergrundstruktur” des Bildes bildet.
Beispielsweise kann als Basismaterial bei einer Kopfaufnahme das Weichteilgewebe des Gehirns angenommen werden, wogegen das Gefäßgewebe, die Kalziumanteile sowie das mit dem Kontrastmittel gefüllte Lumen der Gefäße aus diesem Basismaterial hervortreten und die eigentlich zu untersuchenden Strukturen bilden. Bei einer solchen Kopfaufnahme könnte beispielsweise als erster Korrekturwert ein Hounsfield-Wert gewählt werden, welcher in etwa einem mittleren Hounsfield-Wert von Weichteilgewebe bei der ersten Röntgenenergie entspricht. Dementsprechend wird dann der zweite Korrekturwert so gewählt, dass er in etwa dem mittleren Hounsfield-Wert des Weichteilgewebes bei der zweiten Röntgenenergie entspricht. Da Weichteilgewebe in der Regel nicht bzw. kaum energie- bzw. röntgenspannungsabhängig ist, können hier der erste und zweite Korrekturwert gleichgesetzt werden. Vorzugsweise wird in diesem Fall für Weichteilgewebe als Korrekturwert in etwa ein CT-Wert von ca. 40 HU gewählt. Durch die Verschiebung der Bildpunktwerte des ersten Bilddatensatzes und des zweiten Bilddatensatzes um einen solchen Korrekturwert von CT = 40 HU wird dafür gesorgt, dass das Weichgewebe als Basismaterial dann jeweils einen CT-Wert von 0 HU hat. Dies sorgt dafür, dass der Gewichtungsfaktor bei der Subtraktion keinen oder allenfalls geringen Einfluss auf die Bildpunktwerte des Weichteilgewebes hat und die Bildpunkte auch nach der Subtraktion nahezu unverändert dargestellt werden.
Um das Rauschen im Subtraktionsbild, d. h. im korrigierten Bilddatensatz, zu verringern, ist es vorteilhaft, Maßnahmen zur Rauschreduktion einzusetzen. Bei einer bevorzugten Variante werden vor der Subtraktion auf die Bilddatensätze rauschreduzierende Filter angewendet, wie beispielsweise nichtlineare Filter oder Iterative Methoden. Hierdurch lässt sich das Rauschen in dem korrigierten Bilddatensatz deutlich reduzieren.
Bei einer weiter bevorzugten Variante des Verfahrens, die alternativ oder zusätzlich zu der Anwendung von rauschreduzierenden Filtern genutzt werden kann, wird aus dem ersten Bilddatensatz und dem zweiten Bilddatensatz ein Kombinationsbilddatensatz (im Folgenden auch „Mischbild” genannt) erzeugt. Zur Erzeugung des korrigierten Bilddatensatzes werden dann nur an den Bildpunktpositionen, an denen Bildpunktwerte des Kombinationsbilddatensatzes größer als ein Grenzwert sind, von den Bildpunktwerten an den entsprechenden Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes die mit einem Gewichtungsfaktor multiplizierten Bildpunktwerte des zweiten Bilddatensatzes subtrahiert. Der Grenzwert bzw. die Schwelle kann dabei so gelegt werden, dass an Bildpunkten, die z. B. Weichgewebe ohne Kontrastmittel zuzuordnen sind und deren Intensitätswerte somit geringer sind, keine Veränderung durch eine Subtraktion vorgenommen wird. Nur für Bildpunkte mit ausreichend hohen Intensitätswerten, d. h. oberhalb der Schwelle, beispielsweise für Voxel im Bereich von kontrastmittelgefüllten Gefäßen, an denen gerade das Problem des Kalzium-Bloomings auftritt, werden die Informationen aus dem Subtraktionsbild verwendet.
Besonders bevorzugt werden dabei an den übrigen Bildpunkten des korrigierten Bilddatensatzes als Bildpunktwerte einfach die Bildpunktwerte an den entsprechenden Bildpunktpositionen des Kombinationsbilddatensatzes übernommen. Das heißt, es werden bei diesem Verfahren Informationen aus dem Mischbild und dem Subtraktionsbild der beiden Bilddatensätze miteinander kombiniert.
Zur Erzeugung des Kombinationsbilddatensatzes können vorzugsweise die Bildpunkte an bestimmten Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes und die Bildpunktwerte an den entsprechenden Bildpunktpositionen des zweiten Bilddatensatzes addiert werden. Hierbei ist auch eine gewichtete Addition möglich.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann prinzipiell für Bilddatensätze verwendet werden, die mit beliebigen Röntgensystemen erzeugt wurden, d. h. beispielsweise auch mit Röntgengeräten, die Bilddaten in Form einfache Projektionsaufnahmen erzeugen. Besonders bevorzugt wird das Verfahren aber eingesetzt, wenn zunächst vom Röntgensystem Projektionsdatensätze aufgenommen werden und aus diesen die Bilddatensätze rekonstruiert werden, um so das Innere des zu untersuchenden Objekts dreidimensional abbilden zu können. Solche Bilddatensätze bestehen dann beispielsweise aus einer dreidimensionalen Matrix von Voxeln, und es können hieraus beliebige Schnittbilder mit einzelnen Pixeln erzeugt werden. Entsprechend ist das Röntgensystem vorzugsweise ein CT-System und/oder ein Angiographiegerät. Die Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung sollte dann dementsprechend eine Messdatenschnittstelle zur Übernahme von mittels des Röntgensystems gewonnenen Projektionsdatensätzen sowie eine Rekonstruktionseinheit aufweisen, die ausgebildet ist, um aus einem Projektionsdatensatz einer ersten Messung den ersten Bilddatensatz und aus einem Projektionsdatensatz einer zweiten Messung den zweiten Bilddatensatz zu rekonstruieren.
Es hat sich herausgestellt, dass der geeignete Gewichtungsfaktor nicht nur energiekombinationsabhängig ist, sondern auch vorteilhafterweise in Abhängigkeit vom Röntgensystem oder Röntgensystemtyp bestimmt wird, mit dem die Messdaten zur Gewinnung der Bilddaten akquiriert wurden. Das heißt, es wird ein system- bzw. gerätespezifischer Gewichtungsfaktor gewählt. Unter „Röntgensystemtyp” ist im Sinne dieser Erfindung nicht nur die prinzipielle Art des Röntgensystems zu verstehen (d. h. einfaches Röntgengerät, CT-System oder Angiograph etc.), sondern auch Röntgensysteme der gleichen Art, aber von unterschiedlichen Herstellern und/oder aus unterschiedlichen Baureihen werden als unterschiedliche Röntgensystemtypen verstanden.
Ein solcher system- bzw. gerätespezifischer Gewichtungsfaktor kann bei einer bevorzugten Variante experimentell mit Hilfe von Bilddaten bestimmt werden, die auf Messdaten basieren, die mit demselben Röntgensystem oder mit einem Röntgensystem desselben Röntgensystemtyps akquiriert wurden. Zusätzlich oder alternativ können auch geeignete Simulationen solcher Messungen mit einem entsprechenden Röntgensystem oder Röntgensystemtyp durchgeführt und zur Ermittlung des Gewichtungsfaktors herangezogen werden. Ist der Gewichtungsfaktor einmal bestimmt, kann er in einem Speicher des jeweiligen Röntgensystems bzw. der Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung für dieses Röntgensystem hinterlegt sein, so dass er bei der Berechnung des korrigierten Bilddatensatzes ggf. auch automatisch aus dem Speicher herangezogen werden kann.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
1 eine stark schematisierte Darstellung eines Computertomographiesystems mit einer erfindungsgemäßen Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung,
2 ein Flussdiagramm zur Darstellung eines möglichen Verfahrensablaufs gemäß einer ersten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens,
3 ein Flussdiagramm zur Darstellung eines möglichen Verfahrensablaufs gemäß einer zweiten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens und
4 in der unteren Reihe mehrere Vergleichsbilder aus einer Dual-Energy-Messung eines Kopfes, nämlich ein Mischbild (links), ein Subtraktionsbild nach der ersten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens (Mitte) und ein Bild nach der zweiten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens (rechts), sowie in der oberen Reihe jeweils vergrößerte Bildausschnitte der Bilder der unteren Reihe mit einem zu untersuchenden Gefäß.
In 1 ist schematisch ein Computertomographiesystem 1 mit einer erfindungsgemäßen Bilddatensatzbearbeitungsseinrichtung 21 dargestellt. Das CT-System 1 besteht hier im Wesentlichen aus einem üblichen Dual-Source-Scanner 11, in welchem an einer Gantry 10 zwei Datenakquisitionssysteme 5, 6 mit jeweils einer Röntgenquelle 15, 16 und jeweils einem der Röntgenquelle 15, 16 gegenüber liegenden Detektor 17, 18 um einen Messraum 3 umläuft. Vor dem Scanner 11 befindet sich eine Patientenlagerungseinrichtung bzw. ein Patiententisch 4, dessen oberer Teil 2 mit einem darauf befindlichen Untersuchungsobjekt P, hier einem Patienten, relativ zum Scanner 11 entlang der z-Richtung, welche der Systemachse z längs durch den Messraum 3 entspricht, verschoben werden kann, um den Patienten P durch den Messraum 3 hindurch relativ zu den Datenakquisitionssystemen 5, 6 zu bewegen. Angesteuert werden der Scanner 11 und der Patiententisch 4 durch eine Steuereinrichtung 20, von der aus über eine übliche Steuerschnittstelle 28 Steuerdaten PS für die Tischpositionierung und Steuerdaten AS für die Datenakquisitionssysteme 5, 6 kommen, um das CT-System 1 gemäß vorgegebener Messprotokolle in der herkömmlichen Weise anzusteuern.
Dabei ist es grundsätzlich möglich, gleichzeitig den Patienten entlang der z-Achse zu bewegen und die Röntgenquellen 15, 16 umlaufen zu lassen, so dass sich für die Röntgenquellen 15, 16 jeweils relativ zum Patienten P während der Messung eine Helixbahn ergibt. Damit werden Volumendaten vom Körper des Patienten aufgezeichnet. Bei einer anderen, sequenziellen Messmethode wird der Patient P jeweils schrittweise in z-Richtung fortbewegt und im Stillstand laufen die Röntgenquellen 15, 16 jeweils um zumindest einen bestimmten Winkelumfang um (in der Regel mindesten 180°), um ausreichend Projektionen in einer bestimmten Schnittbildebene zu erzeugen. Bei dieser Variante werden also Volumendaten in Form von einzelnen Schichtbildern senkrecht zur Systemachse z erzeugt.
Bei dem beschriebenen Dual-Source-Scanner 11 sind die beiden Röntgenquellen 15, 16 jeweils so eingestellt, dass sie mit unterschiedlichen Röntgenröhrenspannungen arbeiten und somit Röntgenstrahlung unterschiedlicher Energie abgeben. Auf diese Weise werden während einer Messung gleichzeitig zwei Projektionsdatensätze erzeugt, nämlich ein Niedrigenergie-Projektionsdatensatz DA_NE und ein Hochenergie-Projektionsdatensatz DA_HE.
Es wird darauf hingewiesen, dass anstelle des in 1 dargestellten Systems auch ein beliebiges anderes Computertomographiesystem eingesetzt werden kann, um Projektionsdatensätze DA_NE, DA_HE für das erfindungsgemäße Verfahren zu erzeugen.
Zum einen ist es möglich, Scanner mit nur einem Datenakquisitionssystem zu verwenden und in zwei kurz aufeinanderfolgenden Messungen jeweils die Röntgenröhrenspannung unterschiedlich einzustellen. Ebenso kann der Scanner anders aufgebaut sein und beispielsweise anstelle jeweils eines mit der Röntgenröhre auf der gegenüberliegende Seite mitlaufenden Detektors auch einen kreisförmigen Detektorring aufweisen, dessen Detektorelemente passend zur umlaufenden Röntgenquelle ausgelesen werden. Ebenso sind andere Bauartvarianten denkbar.
Die so mittels der Datenakquisitionssysteme 5, 6 akquirierten Rohdaten bzw. Projektionsdatensätze DA_NE, DA_HE werden dann an die Steuereinrichtung 20 übergeben. Diese Steuereinrichtung 20 ist hier mit einer erfindungsgemäßen Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung 21 ausgestattet, die in 1 mit ihren Komponenten noch einmal vergrößert dargestellt ist.
Die Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung 21 ist so ausgebildet, dass sie eine Messdatenschnittstelle 22 zur Übernahme der Projektionsdatensätze DA_NE, DA_HE aufweist, die diese an eine Rekonstruktionseinheit 23 übergibt, welche entsprechend aus dem Niedrigenergie-Projektionsdatensatz DA_NE einen Niedrigenergie-Bilddatensatz erzeugt und aus dem Hochenergie-Projektionsdatensatz DA_HE einen Hochenergie-Bilddatensatz.
Die Bilddatensätze werden dann an eine Bilddatenschnittstelle 24 einer Korrektureinheit 25 übergeben, die in der erfindungsgemäßen Weise den korrigierten Bilddatensatz erzeugt. Das Verfahren hierzu wird später noch im Detail erläutert. Über eine weitere Schnittstelle 26 übernimmt die Korrektureinheit hierzu einen Gewichtungsfaktor w_Ca.
Die fertigen korrigierten Bilddatensätze können dann über eine Ausgabeschnittstelle 27 beispielsweise in einem Speicher 29 hinterlegt werden oder in üblicher Weise auf einem Bildschirm 31 der Steuereinrichtung 20 für einen Benutzer ausgegeben werden. Die Schnittstelle 26 kann übrigens so ausgebildet sein, dass sie den Gewichtungsfaktor w_Ca von einer Benutzerschnittstelle, beispielsweise einer Tastatur 30, übernimmt, über die ein Bediener den Gewichtungsfaktor w_Ca eingibt. Ebenso kann diese Schnittstelle 26 den Gewichtungsfaktor w_Ca aber auch aus einem Speicher, beispielsweise dem Speicher 29, entnehmen, in dem Gewichtungsfaktoren für bestimmte Röntgenenergiekombinationen bereits zuvor hinterlegt wurden.
Zumindest die Rekonstruktionseinheit 23 und die Korrektureinheit 25 sind hier in Form von Software auf einem Prozessor oder mehreren zusammenarbeitenden Prozessoren der Steuereinrichtung 20 ausgebildet. Es wird aber darauf hingewiesen, dass verschiedene Variationsmöglichkeiten zur Ausbildung der Steuereinrichtung 20 möglich sind. So können, wie das vermutlich auch häufig der Fall sein wird, die Messdatenschnittstelle 22 und die Rekonstruktionseinheit 23 eigenständig, d. h. nicht als Teil der erfindungsgemäßen Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung 21, in der Steuereinrichtung 20 realisiert sein, und die Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung 21 übernimmt von der eigenständigen Rekonstruktionseinheit 23 die notwendigen Bilddatensätze. Die Rekonstruktionseinrichtung 23 kann über eine entsprechende Ausgabeschnittstelle die rekonstruierten Bilddatensätze auch unmittelbar ausgeben, beispielsweise auf dem Bildschirm 31 oder zur Hinterlegung in einem Speicher, z. B. im Speicher 29. Ebenso ist es möglich, dass die Steuereinrichtung 20 eine nicht dargestellte Schnittstelle an ein an das Computertomographiesystem 1 angeschlossenes Netz aufweist, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), um die Bilddatensätze und/oder die Projektionsdatensätze in Massenspeichern zu hinterlegen oder Bilddatensätze auf am Netz angeschlossenen Printern in Form von vom Bediener ausgewählten Bildern auszugeben oder um über eine Netzwerk geeignete Gewichtungsfaktoren w_Ca zu übernehmen, die z. B. von den Herstellern für bestimmte Röntgensystemtypen und bestimmte vorgegebene Energiekombinationen bereits zur Verfügung gestellt werden.
Die genaue Arbeitsweise der Korrektureinheit 25 wird im Folgenden anhand der 2 und 3 näher erläutert, wobei 2 eine besonders einfache Form des erfindungsgemäßen Verfahrens und 3 eine weiterentwickelte Variante darstellt.
Bei dem Verfahren gemäß 2 ist der Ausgangspunkt im Schritt Ia die Übernahme des Hochenergie-Projektionsdatensatzes DA_HE und des Niedrigenergie-Projektionsdatensatzes DA_NE. Im Schritt IIa wird daraus jeweils ein Hochenergie-Bilddatensatz und ein Niedrigenergie-Bilddatensatz rekonstruiert. Dabei werden für die einzelnen Bildpunkte, d. h. bei einem dreidimensionalen Bilddatensatz die einzelnen Voxel, jeweils Bildpunktwerte I_HE, I_NE ermittelt, welche dem Hounsfield-Wert im jeweiligen Voxel bei der jeweiligen Röntgenenergie entsprechen. Die Bildpunktwerte, d. h. hier die Hounsfield-Werte, enthalten jeweils Informationen über das Material und die Dichte des Materials in dem entsprechenden Voxel. Geeignete Rekonstruktionsverfahren wie beispielsweise gefilterte Rückprojektionsverfahren oder dergl. sind dem Fachmann bekannt und werden daher hier nicht weiter erläutert.
Wie bereits oben erwähnt, muss diese Rekonstruktion aber nicht zwingend Teil des erfindungsgemäßen Verfahrens sein, wenn beispielsweise schon entsprechende Bilddatensätze mit Bildpunktwerten I_HE, I_NE für die einzelnen Bildpunkte vorliegen. In diesem Fall kann das Verfahren gleich mit der Übernahme solcher Bilddatensätze beginnen.
Im Schritt IIIa findet dann zunächst eine Korrektur der Bildpunktwerte I_HE, I_NE der beiden Bilddatensätze statt, indem die Bildpunktwerte I_HE, I_NE jeweils um einen Korrekturwert KW_HE, KW_NE gemäß den Gleichungen I_HE,K = I_HE – KW_HE (1a) I_NE,K = I_NE – KW_NE (1b) verschoben werden. Hierbei sind I_HE,K und I_NE,K jeweils die korrigierten Bildpunktwerte des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes und KW_HE sowie KW_NE die Korrekturwerte für den Hochenergie-Bilddatensatz und den Niedrigenergie-Bilddatensatz.
Die Korrekturwerte KW_HE und KW_NE sind so gewählt, dass sie in etwa einem mittleren Bildpunktwert eines Basismaterials im Niedrigenergie-Bilddatensatz bzw. Hochenergie-Bilddatensatz entsprechen. Meist ist dieses Basismaterial Weichteilgewebe. Da die Schwächung im Weichteilgewebe in der Regel weitgehend röntgenenergieunabhängig ist, können der Niedrigenergie-Korrekturwert KW_NE und der Hochenergie-Korrekturwert KW_HE jeweils auf den gleichen Wert gesetzt werden, der bei Weichteilgewebe in etwa bei 40 HU liegt. Durch diese Korrektur im Schritt IIIa wird also dafür gesorgt, dass sowohl im Niedrigenergie-Bilddatensatz als auch im Hochenergie-Bilddatensatz die korrigierten Bildpunktwerte I_NE,K, I_HE,K für Weichteilgewebe ungefähr gleich 0 sind, so dass sie durch den späteren Verfahrensschritt der Eliminierung der Kalziumanteile kaum beeinflusst werden.
In einem optionalen weiteren Verfahrensschritt IVa kann dann auf die Bildpunktwerte I_HE,K, I_NE,K der Bilddatensätze jeweils noch ein rauschreduzierender Filter IRIS angewandt werden, um so das Rauschen in den Bildern zu reduzieren.
Anschließend wird in einem Schritt Va ein geeigneter Gewichtungsfaktor w_Ca ausgewählt, der zum einen vom verwendeten Typ des Röntgensystems 1 und zum anderen von den genutzten Röntgenenergien abhängt.
Im Schritt VIa werden dann gemäß der Gleichung I = INE,K – w_Ca·I_HE,K (2) korrigierte Bilddaten I aus dem Niedrigenergie-Bilddatensatz und dem Hochenergie-Bilddatensatz ermittelt. Das heißt, im Schritt IVa werden die mit dem Gewichtungsfaktor w_Ca gewichteten Bildpunktwerte I_HE,K des Hochenergie-Bilddatensatzes von den Bildpunktwerten I_NE,K der entsprechenden Voxel (d. h. an der gleichen Bildpunktposition) des Niedrigenergie-Bilddatensatzes subtrahiert. Dabei wird erfindungsgemäß der Gewichtungsfaktor w_Ca im Schritt Va so ausgewählt, dass bei der Subtraktion genau die Kalziumanteile aus den Bildpunktwerten I_NE,K eliminiert werden.
Wie bereits oben erläutert, ist der richtige Gewichtungsfaktor w_Ca zum einen vom Typ des Röntgensystems und zum anderen von der verwendeten Röntgenenergiekombination abhängig. So hat sich beispielsweise herausgestellt, dass für CT-Systeme des Typs „SOMATOM Definition” der Firma Siemens bei einer Energiekombination von 80 KV für den Niedrigenergie-Bilddatensatz und 140 KV für den Hochenergie-Bilddatensatz der Gewichtungsfaktor w_Ca bei 1,4 liegt, bei einer Energiekombination von 100 KV für den Niedrigenergie-Bilddatensatz und 140 KV für den Hochenergie-Bilddatensatz liegt der Gewichtungsfaktor w_Ca dagegen bei 1,2. Bei anderen Gerätetypen liegen die Gewichtungsfaktoren w_Ca in einer ähnlichen Größenordnung. Der richtige Gewichtungsfaktor w_Ca kann zuvor beispielsweise anhand von Testmessungen mit Phantomen oder Probanden, bei denen die Kalziumanteile genau bekannt sind, experimentell bestimmt werden. Ebenso ist es möglich, in Simulationsverfahren entsprechende Messungen für den jeweiligen Gerätetyp zu simulieren und mit Hilfe der dabei gewonnenen simulierten Messdaten den Gewichtungsfaktor w_Ca zu bestimmen.
Der so bestimmte Gewichtungsfaktor w_Ca kann dann in einer Speichereinheit 29 der Steuereinrichtung 20 des Röntgensystems 1 hinterlegt werden. Vorzugsweise wird gleich eine ganze Bibliothek geeigneter Gewichtungsfaktoren w_Ca für das jeweilige Röntgensystem für unterschiedliche Energiekombinationen hintergelegt. Es kann dann automatisch in Abhängigkeit von der gewählten Röntgenenergiekombination der passende Gewichtungsfaktor w_Ca ausgewählt und im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendet werden. Sinnvollerweise werden nach Wartungsarbeiten, zumindest bei Änderungen von wesentlichen Komponenten der geometrischen Abmessungen des Datenakquisitionssystems die hinterlegten Gewichtungsfaktoren noch einmal überprüft bzw. neu ermittelt.
Der im Schritt VIa erzeugte korrigierte Bilddatensatz enthält dann nur noch Bildpunktwerte I, die keine Kalziumanteile mehr enthalten, so dass das eingangs beschriebene Problem des Kalzium-Bloomings bei der Bestimmung von Stenosen keine Rolle mehr spielt.
Anhand von Gleichung 2 wird auch unmittelbar der Vorteil der im Verfahrensschritt IIIa durchgeführten Korrektur sichtbar. Wenn die einzelnen Bildpunktwerte I_HE,K und I_NE,K des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes für das Basismaterial (beispielsweise das Weichteilgewebe) bei ungefähr 0 liegen, so werden diese bei der Subtraktion durch den Gewichtungsfaktor w_Ca kaum noch beeinflusst und das Basismaterial wird im korrigierten Bilddatensatz nahezu unverändert dargestellt.
Es wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass die in 2 jeweils für den Niedrigenergie-Datensatz und den Hochenergie-Datensatz parallel dargestellten Verfahrensschritte Ia, IIa, IIIa und IVa natürlich auch nacheinander in beliebiger Reihenfolge durchgeführt werden können. D. h. es wird beispielsweise zunächst für den Hochenergie-Projektionsdatensatz DA_HE der Hochenergie-Bilddatensatz rekonstruiert, dann im Schritt IIIa die Korrektur durchgeführt und anschließend im Schritt IVa eine Filterung, und danach werden dann beispielsweise die gleichen Schritte für den Niedrigenergie-Projektionsdatensatz DA_NE durchgeführt oder es wird beispielsweise umgekehrt zunächst der Niedrigenergie-Projektionsdatensatz DA_NE verarbeitet und dann der Hochenergie-Projektionsdatensatz DA_HE.
3 zeigt eine erweiterte Variante des Verfahrens aus 2. Auch dieses Verfahren beginnt im Schritt Ib mit der Übernahme der Projektionsdatensätze DA_HE, DA_NE sowie nachfolgend im Schritt IIb mit einer Rekonstruktion der Bilddatensätze aus den Projektionsdatensätzen DA_HE, DA_NE. Es wird dann jedoch in einem Schritt IIIb zunächst ein Kombinationsbilddatensatz, im Folgenden auch Mischbild genannt, erzeugt, bei dem die einzelnen Bildpunktwerte I_NE, I_HE der Voxel des Niedrigenergie-Bilddatensatzes und des Hochenergie-Bilddatensatzes aufeinander aufaddiert werden, um die Bildpunktwerte I_MB des Mischbilds zu erzeugen.
Im Übrigen werden aber wie im Verfahren gemäß 2 jeweils die Bildpunktwerte I_HE des Hochenergie-Bilddatensatzes im Schritt IVb entsprechend dem Schritt IIIa aus 2 zunächst korrigiert und dann im Schritt Vb (entsprechend dem Schritt IVa in 2) optional mit einem Rauschreduktionsfilter IRIS bearbeitet. Beide Verfahrensschritte werden entsprechend auch für die Bildpunktwerte I_NE des Niedrigenergie-Bilddatensatzes durchgeführt.
Ebenso wird im Schritt VIb (entsprechend dem Schritt Va des Verfahrens gemäß 2) ein geeigneter Gewichtungsfaktor w_Ca ermittelt, wobei dieser Gewichtungsfaktor w_Ca der gleiche Gewichtungsfaktor w_Ca wie im Verfahren nach 2 ist. Im Unterschied zu dem Verfahren gemäß 2 wird jedoch nun im Schritt VIIb nur dann gemäß Gleichung (2) ein korrigierter Bildpunktwert I durch eine Subtraktion des mit dem Gewichtungsfaktor w_Ca gewichteten Bildpunktwertes I_HE,K des korrigierten Hochenergie-Bilddatensatzes vom Bildpunktwerte I_NE,K des korrigierten Niedrigenergie-Bilddatensatzes erzeugt, wenn der Bildpunktwert I_MB des Mischbilds größer als ein bestimmter vorgegebener Schwellenwert SW ist. Andernfalls wird der Bildpunktwert I_MB des Mischbilds als Bildpunktwert I für den korrigierten Bilddatensatz übernommen.
Der Schwellenwert SW wird vorzugsweise so gewählt, dass beispielsweise bei den eingangs genannten CT-Angiographie-Aufnahmen Voxel, die einen HU-Wert weit unterhalb des Kontrastmittels aufweisen, unterhalb der Schwelle liegen. Dies sind dann in der Regel Voxel von umliegendem Weichgewebe. Vorzugsweise wird eine solche Schwelle bei 80 HU, besonders bevorzugt 60 HU, gesetzt. Damit ist dafür gesorgt, dass alle die Voxel, die mit hoher Wahrscheinlichkeit nur umliegendes Gewebe, nicht aber das mit dem Kontrastmittel gefüllte Lumen der zu untersuchenden Gefäße betreffen, durch das erfindungsgemäße Subtraktionsverfahren nicht beeinflusst werden, sondern die Informationen des Mischbilds enthalten. Damit bleibt im Bild die Hintergrundstruktur, wie z. B. Fett und Weichgewebe, zur Orientierung bzw. weiteren Diagnose besser sichtbar.
Dies wird insbesondere aus 4 ersichtlich. 4 zeigt nebeneinander von links nach rechts in der unteren Reihe jeweils ein Mischbild, ein korrigiertes Bild gemäß dem Verfahren nach 2 und ein korrigiertes Bild gemäß dem Verfahren nach 3, wobei alle drei Bilder jeweils aus den gleichen Hochenergie- und Niedrigenergie-Schnittbildern durch einen Kopf eines Patienten erzeugt wurden. In der oberen Reihe ist jeweils über den Bildern vergrößert der im unteren Bild markierte Ausschnitt dargestellt, der einen Schnitt durch ein durch eine Stenose beeinträchtigtes Gefäß (hier die Aorta) zeigt.
Wie aus dem Mischbild bzw. der vergrößerten Darstellung auf der linken Seite zu sehen ist, treten in einem normalen Mischbild, das ja nur aus einer Addition des Hochenergiebilds und des Niedrigenergiebilds besteht, die Voxel mit einem hohen Kalziumanteil stark hervor. Es kommt zum eingangs erläuterten Kalzium-Blooming (die hellen weißen Flecken), durch das die Stenose erheblich stärker hervortritt als sie tatsächlich ist.
Im mittleren Bild ist dieses Kalzium-Blooming eliminiert, so dass der Stenosegrad erheblich besser bestimmt werden kann. Jedoch führt die Subtraktion dazu, dass das umliegende Gewebe etwas undeutlicher wird.
Wird das schwellwertbasierte Verfahren angewandt, wie es beispielsweise in 3 dargestellt ist, so ergibt sich das auf der rechten Seite gezeigte Bild. Auch hier ist das Kalzium-Blooming entfernt, jedoch sind die umliegenden Strukturen im Bild viel deutlicher sichtbar, was sich insbesondere im dem Übersichtsbild in der unteren Reihe zeigt. Somit ist es für den Betrachter leichter, sich im Bild zu orientieren, und es können die Bilder zudem für andere Diagnosen besser genutzt werden.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen lediglich um bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung handelt und dass die Erfindung vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können.

Claims

Verfahren zur Korrektur von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts (P), welche einen ersten Bilddatensatz, der unter Verwendung einer ersten Röntgenenergie gewonnen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz, der unter Verwendung einer zweiten Röntgenenergie gewonnen wurde, umfassen, wobei zur Erzeugung eines korrigierten Bilddatensatzes von Bildpunktwerten (I_NE) an bestimmten Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes mit einem Gewichtungsfaktor (w_Ca) multiplizierte Bildpunktwerte (I_HE)), die den entsprechenden Bildpunktpositionen im zweiten Bilddatensatzes zugeordnet sind, subtrahiert werden, wobei der Gewichtungsfaktor (w_Ca) in Abhängigkeit von der verwendeten ersten Röntgenenergie und der verwendeten zweiten Röntgenenergie so gewählt ist, dass bei der Subtraktion ein Kalzium-Anteil aus den Bildpunktwerten (I_NE) entfernt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Röntgenenergie niedriger als die zweite Röntgenenergie ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Erzeugung des korrigierten Bilddatensatzes die Bildpunktwerte (I_NE) des ersten Bilddatensatzes jeweils um einen ersten Korrekturwert (KW_NE) verschoben werden und/oder die Bildpunktwerte (I_HE) des zweiten Bilddatensatzes jeweils um einen zweiten Korrekturwert (KW_HE) verschoben werden.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Korrekturwert (KW_NE) in etwa einem mittleren Bildpunktwert eines Basismaterials im ersten Bilddatensatz entspricht und/oder dass der zweite Korrekturwert (KW_NE) in etwa einem mittleren Bildpunktwert des Basismaterials im zweiten Bilddatensatz entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass aus dem ersten Bilddatensatz und dem zweiten Bilddatensatz ein Kombinationsbilddatensatzdatensatz erzeugt wird und zur Erzeugung des korrigierten Bilddatensatzes nur an den Bildpunktpositionen, an denen Bildpunktwerte (I_MB) des Kombinationsbilddatensatzdatensatzes größer als ein Grenzwert (SW) sind, von den Bildpunktwerten (I_NE) des ersten Bilddatensatzes mit einem Gewichtungsfaktor (w_Ca) multiplizierte Bildpunktwerte (I_HE) des zweiten Bilddatensatzes subtrahiert werden.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass an den übrigen Bildpunktpositionen als Bildpunktwerte (I) des korrigierten Bilddatensatzes die Bildpunktwerte (I_MB) an den entsprechenden Bildpunktpositionen des Kombinationsbilddatensatzdatensatzes übernommen werden.
Verfahren nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung des Kombinationsbilddatensatzdatensatz Bildpunktwerte (I_NE) an bestimmten Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes und Bildpunktwerte an den entsprechenden Bildpunktpositionen (I_HE) des zweiten Bilddatensatzes addiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung der Bilddatensätze jeweils mittels eines Röntgensystems (1) Projektionsdatensätze (DH_HE, DH_NE) aufgenommen werden und aus diesen die Bilddatensätze rekonstruiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Gewichtungsfaktor (w_Ca) in Abhängigkeit vom Röntgensystem (1) oder Röntgensystemtyp bestimmt wird, mit dem Messdaten zur Gewinnung der Bilddaten akquiriert wurden.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Gewichtungsfaktor (w_Ca) experimentell mit Hilfe von Bilddaten, welche auf Messdaten basieren, die mit demselben Röntgensystem oder einem Röntgensystem desselben Röntgensystemtyps akquiriert wurden, und/oder mittels einer Simulation des Röntgensystems oder Röntgensystemtyps bestimmt wird.
Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten, bei dem mittels eines Röntgensystems (1) eine erste Messung mit einer ersten Energie durchgeführt wird und darauf basierend ein erster Bilddatensatz erzeugt wird und eine zweite Messung mit einer zweiten Energie durchgeführt wird und darauf basierend ein zweiter Bilddatensatz erzeugt wird, und bei dem dann ein korrigierter Bilddatensatzes mit einem Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 erzeugt wird.
Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung (21) zur Korrektur von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts (P), welche einen ersten Bilddatensatz, der unter Verwendung einer ersten Röntgenenergie gewonnen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz, der unter Verwendung einer zweiten Röntgenenergie gewonnen wurde, umfassen, mit – einer Bilddaten-Schnittstelle (24) zur Übernahme der Bilddatensätze, – einer Schnittstelle (26) zur Übernahme eines Gewichtungsfaktors, – einer Korrektureinheit (25), welche ausgebildet ist, um zur Erzeugung eines korrigierten Bilddatensatzes von Bildpunktwerten (I_NE) an bestimmten Bildpunktpositionen des ersten Bilddatensatzes mit dem Gewichtungsfaktor (w_Ca) multiplizierte Bildpunktwerte (I_HE), welche den entsprechenden Bildpunktpositionen des zweiten Bilddatensatzes zugeordnet sind, zu subtrahieren, wobei der Gewichtungsfaktor (w_Ca) in Abhängigkeit von der verwendeten ersten Röntgenenergie und der verwendeten zweiten Röntgenenergie so gewählt wird, dass bei der Subtraktion ein Kalzium-Anteil aus den Bildpunktwerten (I_NE) eliminiert wird.
Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung nach Anspruch 12, gekennzeichnet durch – eine Messdaten-Schnittstelle (22) zur Übernahme von mittels des Röntgensystems (1) gewonnenen Projektionsdatensätzen und – eine Rekonstruktionseinheit (23), welche ausgebildet ist, um aus einem Projektionsdatensatz (DA_NE) einer ersten Messung den ersten Bilddatensatz und aus einem Projektionsdatensatz (DA_HE) einer zweiten Messung den zweiten Bilddatensatz zu rekonstruieren.
Röntgensystem (1) mit wenigstens einer Röntgenquelle (15, 16) und wenigstens einem Detektorsystem (17, 18) zur Akquisition von Projektionsdatensätzen (DA_NE, DA_HE) eines Untersuchungsobjekts (P) und mit einer Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung (21) nach Anspruch 12 oder 13.
Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung (21) ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auszuführen, wenn das Programm in der Bilddatensatzbearbeitungseinrichtung (21) ausgeführt wird.