DE102011006188B4

DE102011006188B4 - Verfahren und Computertomographie-System zur Erstellung tomographischer Bilddarstellung mit mindestens zwei Strahler-Detektor-Systemen

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Publication number: DE102011006188B4
Application number: DE102011006188.6A
Authority: DE
Inventors: Dr. Grasruck Michael; Dr. Petersilka Martin
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2011-03-28
Filing date: 2011-03-28
Publication date: 2017-09-07
Anticipated expiration: 2031-03-29
Also published as: DE102011006188A1; CN102697516A; CN102697516B

Abstract

Verfahren zur Erstellung tomographischer Bilddarstellungen mit Hilfe eines Computertomographie-Systems (1) mit mindestens zwei Strahler-Detektor-Systemen (2, 3; 4, 5), aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. gleichzeitige Abtastung eines Patienten (P) mit mindestens einem ersten Strahler-Detektor-System (2, 3) mit einer ersten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) und 1.2. mit mindestens einem zweiten Strahler-Detektor-System (4, 5) mit einer zweiten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)), die sich von der ersten Modulationsübertragungsfunktion unterscheidet, 1.3. Erzeugung mindestens eines tomographischen Bilddatensatzes (Bges) aus mittelbaren oder unmittelbaren Ergebnissen (B(MTF(1)), B(MTF(2)), P(MTF(1)), P(MTF(2))) der mindestens zwei Abtastungen mit unterschiedlicher Modulationsübertragungsfunktion, und 1.4. Ausgabe oder Speicherung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes (Bges), dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes (Bges) die folgenden Verfahrensschritte ausgeführt werden: 1.5. Erzeugung eines Projektionsdatensatzes (P(MTF(1))) aus den Messdaten des ersten Strahler-Detektor-Systems (2, 3) mit der ersten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)), 1.6. Erzeugung eines zweiten Projektionsdatensatzes (P(MTF(2))) aus den Messdaten des zweiten Strahler-Detektor-Systems (4, 5) mit der zweiten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)), 1.7. Aufteilung der Projektionsdatensätze (P(MTF(1)), P(MTF(2))) in Teilprojektionsdatensätze mindestens zweier unterschiedlicher Ortsfrequenzen, 1.8. gewichtete ortsfrequenzspezifische Mischung der aufgeteilten Teilprojektionsdatensätze (TP(H)1, TP(L)1, TP(H)2, TP(L)2), wobei die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) mit höherer Auflösung bei höheren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten als die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) mit höherer Auflösung bei niedrigeren Ortsfrequenzen und die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mit niedrigerer Auflösung bei niedrigeren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten als die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mit niedrigerer Auflösung bei höheren Ortsfrequenzen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und ein Computertomographie-System zur Erstellung tomographischer Bilddarstellungen mit mindestens zwei Strahler-Detektor-Systemen, wobei ein Patient mit mindestens einem ersten und einem zweiten Strahler-Detektor-System gleichzeitig abgetastet wird, mindestens ein tomographischer Bilddatensatz aus mittelbaren oder unmittelbaren Ergebnissen der mindestens zwei Abtastungen erzeugt und gespeichert beziehungsweise ausgegeben wird.
Derartige CT-Systeme sind allgemein unter dem Begriff Multi-Source-CT-Systeme bekannt. Ebenso sind Verfahren zur Rekonstruktion von tomographischen Bilddatensätzen aus den Daten solcher Multi-Source-CT-Systeme bekannt.
Bei solchen CT-Systemen und Verfahren muss sich der Benutzer bisher für einen Kompromiss zwischen Schärfe und Rauschen entscheiden. Die Grenzen der möglichen Auswahl zwischen Schärfe und Rauschen werden dabei durch das Messsystem mit seinen Vorgaben bezüglich der wählbaren oder vorgegebenen Fokusgröße, dem Detektorraster und der Pixelgröße bestimmt. Innerhalb dieser Grenzen werden üblicherweise über den Rekonstruktionskern die Schärfe und das dazugehörige Rauschen eingestellt.
Für hohe Kontraste lässt sich bei iterativen Bildrekonstruktionsverfahren diese strikte Kopplung zwischen Rauschen und Schärfe im aktuellen Stand der Technik zumindest teilweise aufbrechen. Für niedrige Kontraste an der Schwelle des Rauschens und damit die in der Medizin typischerweise vorliegende Fälle der Niedrigkontrasterkennbarkeit liefern bisherige iterative Verfahren keine Verbesserung.
Aus der Druckschrift US 2009/0 207 968 A1 ist ein Verfahren mit den Merkmalen des Oberbegriffs des Anspruchs 1 bekannt. Weiterhin wird noch auf die Druckschriften US 6 272 207 B1 , US 2009/0 060 121 A1 und DE 10 2008 021 639 A1 als Stand der Technik verwiesen.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und ein Computertomographie-System zur Erstellung tomographischer Bilddarstellungen mit mindestens zwei Strahler-Detektor-Systemen zu finden, bei dem auch im Fall von Niederkontrastaufnahmen eine wesentliche Verbesserung der Erkennbarkeit von Detailstrukturen möglich ist.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, Messungen aus zwei oder mehr Messsystemen mit unterschiedlicher Messauflösung zu kombinieren, wobei die unterschiedlichen Messauflösungen unterschiedliche Modulationsübertragungsfunktionen (= Modulations-Transfer-Funktion = MTF) beziehungsweise Kontrastübertragungsfunktionen ergeben. Der Vorteil ergibt sich daraus, dass die jeweilige Stärke des einen Messsystems die Schwäche des anderen Messsystems zumindest teilweise kompensiert. In einer nachgelagerten Bildrekonstruktion können dann die komplementären Informationen miteinander verbunden werden, so dass insgesamt Bilddaten mit gleichzeitig guter Niedrigkontrastdetektierbarkeit und hoher Auflösung entstehen.
Vorteilhaft kann dieses Verfahren in Verbindung mit einer Ortsfrequenzaufsplittung der Projektions- oder Bilddaten und anschließender gewichteter Mischung, einer iterativen Rekonstruktion oder auch einer einfachen Überblendung der Projektions- oder Bilddaten ausgeführt werden.
Im Falle der Verwendung eines Zwei-Röhren-CT-Scanners bietet sich die Möglichkeit zwei Messsysteme mit unterschiedlichen physikalischen Eigenschaften zu kombinieren und eine praktisch simultane Abtastung des Objekts, meist des Patienten, zu erreichen. Als Beispiel seien hier unterschiedliche Fokusgröße, Detektorraster oder Pixelgröße der entsprechenden Messsysteme genannt. Bezüglich der unterschiedlichen Pixelgrößen wird dabei auch vorgeschlagen, baugleiche Detektoren einzusetzen, wobei eine Messung ohne jegliche Abdeckung und eine andere Messung mit einer vorgeschalteten teilweisen Abdeckung der Detektorelemente, einem sogenannten UHR-Kamm, ausgeführt wird. Ferner kann auch eine unterschiedliche Detektordynamik bezüglich Rauschen, Linearität und Nachleuchten, oder unterschiedliche Detektionsprinzipien, zum Beispiel zählende oder integrierende Detektoren, verwendet werden.
Die verwendeten Detektorsysteme werden also so ausgestaltet, dass sie zwei unterschiedliche Messsystem-MTFs im Raum der Ortsfrequenzen aufweisen. Dies kann vornehmlich durch jeweils unterschiedliche Messauflösung erreicht werden.
Beispielsweise kann bei einem Messsystem mit geringer Ortsauflösung zum Erreichen einer hohen Gesamt-MTF die Algorithmus-MTF die geringe Ortsschärfe kompensieren, was zu erhöhtem Rauschen führt. Zusätzliche Messwerte mit höherer Messsystem-MTF bieten dabei die Möglichkeit, diese Frequenzen auch ohne Überhöhung durch die Algorithmus-MTF darzustellen. Allerdings geht dies messtechnisch mit dem Nachteil von Quantenverlust durch Septen, höheres Elektronikrauschen und geringere Röhrenleistungsreserven bei kleineren Foken einher. Genau dann kann es vorteilhaft sein, die applizierte Dosis auf die zwei Messsysteme aufzuteilen. Die Gesamt-MTF eines CT-Systems kann dabei als Produkt der Algorithmus-MTF und der Messsystem-MTF geschrieben werden. Die Algorithmus-MTF wird bestimmt durch die Fourier-Transformierte des CT-Faltungskerns und der Interpolation während der CT-Rückprojektion. Die Messsystem-MTF enthält die Verschmierung der Abtastung durch die Apertur der Detektorkanäle und die effektive Breite des Röntgenfokus. Zur genaueren Definition dieser Begriffe wird zum Beispiel auf die Druckschrift A. Oppelt, ”Imaging Systems for Medical Diagnostics”, Publicis Erlangen, 2005, S. 423, verwiesen.
Entsprechend diesen Ausführungen schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Erstellung tomographischer Bilddarstellungen mit Hilfe eines Computertomographie-Systems mit mindestens zwei Strahler-Detektor-Systemen vor, welches die folgenden Verfahrensschritte aufweist:

– gleichzeitige Abtastung eines Patienten mit mindestens einem ersten Strahler-Detektor-System mit einer ersten Modulationsübertragungsfunktion und
– mit mindestens einem zweiten Strahler-Detektor-System mit einer zweiten Modulationsübertragungsfunktion, die sich von der ersten Modulationsübertragungsfunktion unterscheidet,
– Erzeugung mindestens eines tomographischen Bilddatensatzes aus mittelbaren oder unmittelbaren Ergebnissen der mindestens zwei Abtastungen mit unterschiedlicher Modulationsübertragungsfunktion,
– Ausgabe oder Speicherung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes.

In einer ersten Ausführungsvariante kann das oben beschriebene Verfahren so ausgestaltet werden, dass zur Abtastung mit der ersten Modulationsübertragungsfunktion ein Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen verwendet wird, wobei jedes Detektorelement mit seiner vollständigen strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird, und zur Abtastung mit der mindestens einen zweiten Modulationsübertragungsfunktion mindestens ein Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen verwendet wird, wobei jedes Detektorelement mit einer teilweise abgeschatteten strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird.
Alternativ kann in einer zweiten Ausführungsvariante das erfindungsgemäße Verfahren auch so gestaltet werden, dass zur Abtastung mit der ersten Modulationsübertragungsfunktion ein Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen mit einer ersten Größe einer strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird, und zur Abtastung mit der mindestens einen zweiten Modulationsübertragungsfunktion mindestens ein Detektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen mit einer anderen Größe einer strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausgestaltung des vorbeschriebenen Verfahrens werden zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes die folgenden Verfahrensschritte ausgeführt:

– Erzeugung eines Projektionsdatensatzes aus den Messdaten der ersten Modulationsübertragungsfunktion,
– Erzeugung eines zweiten Projektionsdatensatzes aus den Messdaten der zweiten Modulationsübertragungsfunktion,
– Aufteilen der Projektionsdatensätze in Teilprojektionsdatensätze mindestens zweier unterschiedlicher Ortsfrequenzen,
– gewichtete ortsfrequenzspezifische Mischung der aufgeteilten Teilprojektionsdatensätze, wobei die Anteile aus den Messdaten höherer Modulationsübertragungsfunktion bei höheren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht und die Anteile aus den Messdaten niedrigerer Modulationsübertragungsfunktion bei niedrigeren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten. Es findet also in dieser Ausführung eine ortsfrequenzabhängige Zerlegung der Projektionsdatensätze mit anschließender gewichteter Mischung der ortsfrequenten Anteile statt.

Eine andere Variante des Verfahrens betrifft die ortsfrequenzabhängige Zerlegung und danach gewichtete Zusammenfassung von zuvor rekonstruierten Bilddaten. Hierbei werden zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes die folgenden Verfahrensschritte ausgeführt:

– Rekonstruktion eines ersten tomographischen Bilddatensatzes aus den Projektionsdatensätzen der ersten Modulationsübertragungsfunktion,
– Rekonstruktion eines zweiten Bilddatensatzes aus den Projektionsdatensätzen der zweiten Modulationsübertragungsfunktion,
– Aufteilen der Bilddatensätze in Teilbilddatensätze mindestens zweier unterschiedlicher Ortsfrequenzen,
– gewichtete ortsfrequenzspezifische Mischung der aufgeteilten Teilbilddatensätze, wobei die Anteile aus den Messdaten höherer Modulationsübertragungsfunktion bei höheren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht und die Anteile aus den Messdaten niedrigerer Modulationsübertragungsfunktion bei niedrigeren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten.

Gemäß einer nochmals anderen Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird vorgeschlagen, zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes eine iterative Rekonstruktion auszuführen, bei der ein Eingangsbild durch iterative Annäherung unter Verwendung aller zur Verfügung stehender Messdaten schrittweise an ein endgültiges CT-Bild angenähert wird. Hierbei kann besonders vorteilhaft das Eingangsbild ausschließlich aus den Messdaten des Detektors mit der höheren Modulationsübertragungsfunktion als „a-priori” Information (engl. „prior knowledge”) verwendet werden.
Im Rahmen von iterativen Bildrekonstruktionsverfahren sichert die sogenannte Regularisierung zum einen die Konvergenz des Verfahrens. Zum anderen stellt sie den entscheidenden Mechanismus zu der mit iterativer Rekonstruktion möglichen Reduktion des Bildrauschens dar. Beide Ziele werden durch eine Glättung des Korrekturbildes innerhalb jeder Iterationsschleife erreicht. Dabei kann eine so genannte „a-priori”-Information über die mit hoher Auflösung bestimmten Kontrastkanten – also ein entsprechender Eingangsbilddatensatz – vorteilhaft verwendet werden, um reines Rauschen von echten Bildstrukturen zu unterscheiden. Zum Beispiel kann bei Kenntnis der hoch aufgelösten Kontrastkanten die Glättung entlang dieser tatsächlich vorhandenen Kanten im Bild vorgenommen werden, ohne Bilddetails zu verlieren.
Nach einer nicht-erfindungsgemäßen, rechnerisch besonders einfachen Ausführungsform zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes können die Projektionsdatensätze aller Detektorsysteme mit unterschiedlicher Modulationsübertragungsfunktion zu einem Projektionsdatensatz überlagert werden und daraus mindestens ein endgültiger tomographischer Bilddatensatz rekonstruiert werden.
Alternativ zur Überlagerung der Projektionsdatensätze kann nach einer weiteren, nicht-erfindungsgemäßen Ausführungsform zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes aus den Projektionsdatensätzen der Detektorsysteme mit unterschiedlicher Modulationsübertragungsfunktion jeweils Bilddatensätze rekonstruiert und diese Bilddatensätze aus Projektionsdatensätze unterschiedlicher Modulationsübertragungsfunktion zu mindestens einem tomographischen Bilddatensatz überlagert werden.
Neben dem erfindungsgemäßen Verfahren schlagen die Erfinder auch ein Computertomographie-System vor, bei welchem mindestens zwei Strahler-Detektor-Systeme mit unterschiedlicher Messauflösung auf einer Gantry zur gleichzeitigen Abtastung eines Untersuchungsobjektes, insbesondere eines Patienten, angeordnet sind.
Erfindungsgemäß weist das zuvor beschriebene Computertomographie-System ein Computersystem mit einem Speicher für Computerprogramme auf und in dem Speicher liegt ein Computerprogramm vor, welches im Betrieb die Verfahrensschritte des erfindungsgemäßen Verfahrens ausführt.
Im Folgenden wird die Erfindung mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: Dual-Source-CT-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 3.1: Streustrahlungsgitter; 3.2: Detektorelement; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 5.1: Streustrahlungsgitter; 5.2: Detektorelement; 6: Gantrygehäuse; 7: Kontrastmittelapplikator; 8: Patientenliege; 9: Systemachse; 10: Computersystem; B_ges: endgültiges CT-Bild: B_korr: Korrekturbild; B(MTF(x)): Bilddatensätze aus der Rekonstruktion R(x); B(x): x-ter Bilddatensatz in der Iteration; FP: Vorwärtsprojektion (forward projection); g(x): Wichtungsfaktor für P(MTF(x)); iR(1 + 2): iterative Rekonstruktion; K(1): Kantendetektion; MTF(x): Modulationsübertragungsfunktion; n: Anzahl der Iterationen; P: Patient; P_ges: aus Teilprojektionsdatensätzen gewichtet kombinierter Projektionsdatensatz; P'(x): synthetischer Projektionsdatensatz; P(MTF(1)): Projektionsdatensätze mit erster Modulationsübertragungsfunktion; P(MTF(2)): Projektionsdatensätze mit zweiter Modulationsübertragungsfunktion; Prg₁–Prg_n: Computerprogramm; P(1 + 2): aus den Projektionsdatensätzen P(MTF(x)) gewichtet kombinierter neuer Projektionsdatensatz; R(1 + 2): Rekonstruktionsschritt; R(x): Rekonstruktion mit den Projektionsdatensätzen P(MTF(x)); Reg: Regulierungsterm; SBa: erstes Strahlenbündel; SBb: zweites Strahlenbündel; TB(H)x: Teilbilddatensätze mit hoher Ortsfrequenz aus B(MTF(x)); TB(L)x: Teilbilddatensätze mit niedriger Ortsfrequenz aus B(MTF(x)); Δ: Differenzbild; γ: Röntgenstrahlung.
Es zeigen im Einzelnen:
1: Dual-Source-CT-System;
2: Schnitt durch die Gantry eines Dual-Source-CT-Systems;
3: Schnitt und Detail durch Detektorelement der Detektoren aus 2;
4: Schema des erfindungsgemäßen Verfahrens mit ortsfrequenzspezifischer Aufteilung der Projektionsdaten unterschiedlicher MTF, anschließender gewichteter Mischung und Rekonstruktion;
5: Schema des erfindungsgemäßen Verfahrens mit ortsfrequenzspezifischer Aufteilung der tomographischen Bilddaten aus Projektionsdaten unterschiedlicher MTF und anschließender gewichteter Mischung;
6: Schema des erfindungsgemäßen Verfahrens mit einer einfachen Variante einer iterativen Rekonstruktion;
7: Schema des erfindungsgemäßen Verfahrens mit iterativer Rekonstruktion;
8: Schema des erfindungsgemäßen Verfahrens mit Überlagerung von Bilddaten, die aus Projektionsdaten unterschiedlicher MTF rekonstruiert wurden.
Die 1 zeigt eine beispielhafte Darstellung eines Dual-Source-CT-Systems (= CT-System mit zwei Strahler-Detektor-Systemen) 1 mit einem Gantrygehäuse 6, in dem an der nicht näher dargestellten Gantry zwei winkelversetzt angeordnete Strahler-Detektor-Systeme befestigt sind. Die Strahler-Detektor-Systeme bestehen aus einer ersten Röntgenröhre 2 mit einem der ersten Röntgenröhre zugeordneten gegenüberliegenden Detektor 3 einerseits und aus einer zweiten Röntgenröhre 4 mit einem der zweiten Röntgenröhre zugeordneten gegenüberliegenden Detektor 5. Beide Strahler-Detektor-Systeme bestreichen ein in der zentralen runden Öffnung gelegenes Messfeld. Durch dieses Messfeld kann der Patient P mit Hilfe der Patientenliege 8 entlang der Systemachse 9 geschoben werden. Grundsätzlich kann hiermit sowohl ein Spiralscan als auch ein Sequenzscan ausgeführt werden. Zur Verbesserung der Abbildung von Blutgefäßen oder sonstiger Strukturen kann dem Patienten über den Kontrastmittelapplikator 7 auch ein Kontrastmittel injiziert werden.
Erfindungsgemäß sind die beiden Detektoren 3 und 5 mit Streustrahlabdeckungen, welche auf jedes Detektorelement nur den direkt aus der Richtung des jeweils gegenüberliegenden Strahlers kommenden Strahl durchlassen, wobei der von Strahlung abgedeckte Anteil der Detektorelemente sich von Detektor zu Detektor unterscheidet und somit unterschiedliche Messauflösungen und MTFs erreicht werden. Beispielsweise kann bei einem Detektor auch ein zusätzlicher UHR-Kamm (UHR = ultra high resolution) eingesetzt werden, der eine hohe prozentuale Abdeckung (zum Beispiel > 50%) der Detektorelemente bewirkt.
Die Steuerung des CT-Systems 1 und die Auswertung der Abtastung des Patienten P wird durch das damit verbundene Computersystem 10 ausgeführt, wobei dieses mindestens einen Speicher aufweist, in dem Computerprogramme Prg₁–Prg_n gespeichert sind. Erfindungsgemäß sind darin auch Programme enthalten beziehungsweise gespeichert, welche derart ausgebildet sind, dass sie im Betrieb des Systems die unterschiedlichen Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens durchführen.
Ein Querschnitt durch eine solche Gantry mit zwei Strahler-Detektor-Systemen aus der 1 ist in der 2 dargestellt. Das erste Strahler-Detektor-System besteht aus der Röntgenröhre 2 mit dem dort ausgehenden Strahlenbündel SBa, welches auf den gegenüberliegenden Detektor 3 gerichtet ist. Der Detektor 3 weist ein Streustrahlungsgitter 3.1 auf, welches eine nur geringe Abdeckung des Detektors bewirkt und damit eine – relativ zum zweiten Detektor – geringe Messauflösung mit allerdings hoher Quanteneffizienz aufweist. Um 90° versetzt ist das zweite Strahler-Detektor-System gezeigt, welches die Röntgenröhre 4 mit dem Strahlenbündel SBb aufweist, das zum gegenüberliegenden Detektor 5 gerichtet ist. Der Detektor 5 verfügt über ein kombiniertes UHR- und Streustrahlungsgitter 5.1, mit hoher Abdeckung der Detektorelemente, welches zu einer hohen Messauflösung bei gleichzeitig geringer Quanteneffizienz führt. Somit liegen zwei Strahler-Detektor-Systeme vor, die gleichzeitig einen Patienten P abtasten können und dabei über unterschiedliche MTFs verfügen.
Die unterschiedliche Abdeckung der Detektorelemente der beiden Detektoren 3 und 5 ist in der 3 nochmals im Detail dargestellt. Links ist ein Schnitt durch den Detektor 3 im Bereich eines Detektorelementes 3.2 mit dem darüber liegenden Streustrahlungsgitter 3.1 gezeigt. Die von oben kommende Strahlung wird dabei fast nicht abgedeckt und kann vollständig die Detektorfläche erreichen. Rechts daneben ist ein entsprechendes Detail des Detektors 5 im Bereich eines Detektorelementes 5.2 mit dem darüber liegenden Streustrahlungsgitter 5.1 zu erkennen. Entsprechend der größeren Abdeckung der Detektorelemente 5.2 kann nur ein wesentlich geringerer Teil der Strahlung γ auf den Detektorelementen 5.2 registriert werden, wobei jedoch gleichzeitig durch die kleinere offene Fläche des Detektorelements 5.2 eine wesentlich feinere Auflösung des Detektors 5 gegenüber dem Detektor 3 erreicht wird.
Im einfachsten Fall können die Messdaten aus beiden Systemen durch einfaches Überblenden der jeweils resultierenden Bilder kombiniert werden. Durch Frequenz-Multiband-Verfahren kann die Überblendung abhängig von der Strukturgröße und dem Kontrast gewählt werden.
Bei iterativen Rekonstruktionsverfahren kann die hochauflösende Information aus einem Detektor als sogenannte Prior-Information für Daten aus beiden Detektoren benutzt werden. Damit kann trennschärfer zwischen Rauschen und echter Kontrastinformation unterschieden werden. Somit führt das zu einer verbesserten Niedrigkontrastdetektierbarkeit bei gleicher Summe der Strahlendosis im Vergleich zu einem einzigen Messsystem.
In den nachfolgenden 4 bis 8 werden unterschiedliche Verfahrensschemata gezeigt, welchen das oben beschriebene Messverfahren zu Grunde liegt.
Die 4 zeigt eine erste Bilderzeugungsvariante, bei der gleichzeitig zwei Projektionsdatensätze P(MTF(1)) und P(MTF(2)) mit Detektorsystemen mit unterschiedlicher MTF(1) beziehungsweise MTF(2) erzeugt werden. Anschließend erfolgt für jeden Projektionsdatensatz getrennt eine Aufspaltung in unterschiedliche Ortsfrequenzen H (= hoch) und L (= niedrig), so dass die vier Projektionsdatensätze P(H)1, P(L)1 aus P(MFT(1)) und P(H)2, P(L)2 aus P(MFT(2)) entstehen. Diese werden nun unterschiedlich gewichtet wieder zu einem einzigen Projektionsdatensatz P_ges zusammengefügt, wobei verstärkt aus den Projektionsdaten mit hoher MTF Feinstrukturinformationen übernommen werden. Anschließend erfolgt mit dem gesamten Projektionsdatensatz P_ges die Rekonstruktion R(1 + 2) des endgültigen CT-Bildes B_ges, das dann dargestellt oder gespeichert wird.
Eine ähnliche Verfahrensvariante ist in der 5 gezeigt, wobei hier allerdings zunächst mit den zwei Projektionsdatensätzen P(MTF(1)) und P(MTF(2)) jeweils getrennt Rekonstruktionen R(1) und R(2) ausgeführt werden, mit denen die auf unterschiedlicher MTF basierenden Bilddatensätze B(MTF(1)) und B(MTF(2)) berechnet werden. Auf diesen Bilddatensätzen wird dann jeweils eine Aufteilung in Teilbilddatensätzen TB(H)1, TB(L)1 und TB(H)2, TB(L)2 mit hohen und niedrigen Ortsfrequenzen ausgeführt. Anschließend werden die Teilbilddatensätze unterschiedlich gewichtet zu einem neuen CT-Bild B_ges vereint, wobei wieder die hochauflösenden Informationen aus dem Bilddatensatz der besseren MTF überproportional gewichtet herangezogen werden.
Eine einfache Variante eines iterativen Rekonstruktionsverfahrens ist in der 6 dargestellt. Hierbei wird zunächst als Eingangsbild durch einfache Rekonstruktion R(1) ein CT-Bild B(MTF(1)) aus dem Projektionsdatensatz P(MTF(1)) berechnet. Anschließend erfolgt eine iterative Verbesserung iR(1 + 2) dieses Eingangsbildes durch Verwendung von Bilddaten B(MTF(2)), die aus einer Rekonstruktion R(2) des zweiten Projektionsdatensatzes P(MTF(2)) aus Messdaten des Detektors mit der zweiten MTF stammen, bis ein optimiertes Gesamtbild B_ges entsteht.
Ein besseres iteratives Verfahren ist in der 7 gezeigt. Hierbei werden zunächst die Projektionsdatensätze mit unterschiedlicher Auflösung P(MTF(1)) und P(MTF(2)) gewichtet mit den Gewichten g(1) und g(2) zu einem neuen Projektionsdatensatz P(1 + 2) kombiniert und über den gestrichelt dargestellten Pfad zunächst über den Rekonstruktionsschritt R(1 + 2) zu einem ersten CT-Bilddatensatz B(0) rekonstruiert und B(n) mit B(0) initialisiert. Anschließend erfolgt eine Vorwärtsprojektion des ersten CT-Bilddatensatzes zu einem synthetischen Projektionsdatensatz P'(0), der im Vergleichsschritt Δ mit dem ursprünglichen gewichteten Projektionsdatensatz P(1 + 2) verglichen wird. Die Differenzdaten werden nun dem iterativen Berechnungskreislauf zugeführt. Die so erhaltenen Differenzdaten werden im Schritt R(1 + 2) – zum Beispiel mit einer gewichteten Faltung und Rückprojektion, wie sie aus der Druckschrift Stierstorfer et al. „Weighted FBP – a simple approximate 3D FBP algorithm for multislice spiral CT with good dose usage for arbitrary pitch”, Phys. Med. Biol. 49 (2004) 2209–2218), bekannt ist – rekonstruiert, so dass ein Korrekturbild B_korr entsteht. Dieses, im Allgemeinen gewichtete, Korrekturbild wird zu dem zuvor ermittelten Bild B(n) addiert. Davon wird das, ebenfalls im Allgemeinen gewichtete, Ergebnis der Regularisierung abgezogen. In Summe entsteht ein verbessertes Bild B(n + 1).
Parallel wird aus dem Projektionsdatensatz P(MTF(1)) mit der höher auflösenden MTF(1) eine Bildrekonstruktion R(1) mit anschließender Kantendetektion K(1) auf dem so rekonstruierten Bild B(1) ausgeführt. Das Ergebnis der Kantendetektion wird dem – in seiner Funktion an sich bekannten – Regularisierungsterm als „a priori”-Information zugeführt. Der Regularisierungsschritt zielt darauf ab, in jedem Iterationsschritt reine Rauschanteile aus dem Bild zu subtrahieren. Insbesondere kann mittels einer nichtlinearen Regularisierung ein im Vergleich zum Ausgangsbild B(0) reduziertes Bildrauschen im Bild B(n) erzielt werden. Im Rahmen der Regularisierung muss dazu das Rauschen von tatsächlicher Bildinformation separiert werden. Dabei spielt die „a priori”-Information eine große Rolle. Ein Beispiel einer nichtlinearen Regularisierung ist eine kantenerhaltende Glättung, wobei der Rauschanteil im Iterationsschritt n durch Differenzbildung aus einer kantenerhaltenden Glättung des Bildes B(n) und dem nicht geglätteten Bild B(n) abgeschätzt wird. Dabei sollten die realen Kanten aus der „a priori – Information so genau wie möglich bekannt sein, da sonst Bildinformation verloren ginge. Eine Verbesserung leistet erfindungsgemäß hier die zusätzliche Information aus der Kantendetektion K(1) aus dem hochaufgelösten Bild B(1).
Aus dem derart verbesserten Bild B(n + 1) werden darauf durch Vorwärtsprojektion erneut synthetische Projektionsdatensätze P'(n + 1) berechnet, die im Vergleichsschritt Δ wieder mit dem ursprünglich ermittelten gewichteten neuen Projektionsdatensatz P(1 + 2) verglichen werden und die nächste Iteration kann beginnen. Hierbei soll das Kreissymbol mit dem Bezugszeichen n die Anzahl der ausgeführten Iterationen andeuten.
Wird im Vergleichsschritt Δ festgestellt, dass die ermittelte Differenz zwischen dem gewichteten Projektionsdatensatz P(1 + 2) und dem synthetischen Projektionsdatensatz P'(n + 1) aus dem verbesserten Bild B(n + 1) einen vorgegebenen Wert unterschreitet oder die Anzahl n der Iterationen einen vorgegebenen Wert erreicht, wird das zuletzt ermittelte verbesserte Bild B(n + 1) als endgültiges Gesamtbild B_ges ausgegeben. Aufgrund der erfindungsgemäß nun gewonnenen „a priori”-Information durch den Projektionsdatensatz P(MTF(1)) kann somit bei einem an sich bekannten iterativen Rekonstruktionsverfahren erfolgreich verhindert werden, dass feine Bildstrukturen während der Iteration verloren gehen.
Schließlich zeigt die 8 eine besonders einfache Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens, ähnlich der 5. Hier werden aus den zwei Projektionsdatensätzen P(MTF(1)) und P(MTF(2)), die jeweils aus Messdaten von Detektoren mit unterschiedlicher MTF stammen, getrennt Rekonstruktionen R(1) und R(2) ausgeführt und die Bilddatensätze B(MTF(1)) und B(MTF(2)) berechnet, welche somit auf Daten unterschiedlicher MTFs basieren. Durch gewichtete Überlagerung mit den Gewichten g(1) und g(2) beider Bilddatensätze entsteht dann ein verbessertes Gesamtbild B_ges.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.

Claims

Verfahren zur Erstellung tomographischer Bilddarstellungen mit Hilfe eines Computertomographie-Systems (1) mit mindestens zwei Strahler-Detektor-Systemen (2, 3; 4, 5), aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. gleichzeitige Abtastung eines Patienten (P) mit mindestens einem ersten Strahler-Detektor-System (2, 3) mit einer ersten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) und 1.2. mit mindestens einem zweiten Strahler-Detektor-System (4, 5) mit einer zweiten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)), die sich von der ersten Modulationsübertragungsfunktion unterscheidet, 1.3. Erzeugung mindestens eines tomographischen Bilddatensatzes (B_ges) aus mittelbaren oder unmittelbaren Ergebnissen (B(MTF(1)), B(MTF(2)), P(MTF(1)), P(MTF(2))) der mindestens zwei Abtastungen mit unterschiedlicher Modulationsübertragungsfunktion, und 1.4. Ausgabe oder Speicherung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes (B_ges), dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes (B_ges) die folgenden Verfahrensschritte ausgeführt werden: 1.5. Erzeugung eines Projektionsdatensatzes (P(MTF(1))) aus den Messdaten des ersten Strahler-Detektor-Systems (2, 3) mit der ersten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)), 1.6. Erzeugung eines zweiten Projektionsdatensatzes (P(MTF(2))) aus den Messdaten des zweiten Strahler-Detektor-Systems (4, 5) mit der zweiten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)), 1.7. Aufteilung der Projektionsdatensätze (P(MTF(1)), P(MTF(2))) in Teilprojektionsdatensätze mindestens zweier unterschiedlicher Ortsfrequenzen, 1.8. gewichtete ortsfrequenzspezifische Mischung der aufgeteilten Teilprojektionsdatensätze (TP(H)1, TP(L)1, TP(H)2, TP(L)2), wobei die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) mit höherer Auflösung bei höheren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten als die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) mit höherer Auflösung bei niedrigeren Ortsfrequenzen und die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mit niedrigerer Auflösung bei niedrigeren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten als die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mit niedrigerer Auflösung bei höheren Ortsfrequenzen.
Verfahren gemäß dem Oberbegriff des voranstehenden Patentanspruches 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes (B_ges) die folgenden Verfahrensschritte ausgeführt werden: 2.1. Rekonstruktion eines ersten tomographischen Bilddatensatzes (B(MTF(1))) aus den Projektionsdatensätzen (P(MTF(1))) des ersten Strahler-Detektor-Systems (2, 3) mit der ersten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)), 2.2. Rekonstruktion eines zweiten tomographischen Bilddatensatzes (B(MTF(2))) aus den Projektionsdatensätzen (P(MTF(2))) des zweiten Strahler-Detektor-Systems (4, 5) mit der zweiten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)), 2.3. Aufteilung der Bilddatensätze (B(MTF(1)), B(MTF(2))) in Teilbilddatensätze (TB(H)1, TB(L)1, TB(H)2, TB(L)2) mindestens zweier unterschiedlicher Ortsfrequenzen, 2.4. gewichtete ortsfrequenzspezifische Mischung der aufgeteilten Teilbilddatensätze (TB(H)1, TB(L)1, TB(H)2, TB(L)2), wobei die Anteile aus den Messdaten der Modulationsubertragungsfunktion (MTF(1)) mit höherer Auflösung bei höheren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten als die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) mit höherer Auflösung bei niedrigeren Ortsfrequenzen und die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mit niedrigerer Auflösung bei niedrigeren Ortsfrequenzen ein höheres Gewicht erhalten als die Anteile aus den Messdaten der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mit niedrigerer Auflösung bei höheren Ortsfrequenzen.
Verfahren gemäß dem Oberbegriff des voranstehenden Patentanspruches 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung des mindestens einen tomographischen Bilddatensatzes (B_ges) eine iterative Rekonstruktion (iR(1 + 2)) ausgeführt wird, bei der ein Eingangsbild (B(MTF(1))) durch iterative Annäherung unter Verwendung aller zur Verfügung stehenden Messdaten schrittweise an ein endgültiges CT-Bild (B_ges) angenähert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Eingangsbild (B(MTF(1))) ausschließlich aus den Messdaten des Detektors (3) mit der Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) der höheren Auflösung als zusätzliche „a-priori”-Information für ein iteratives Bildrekonstruktionsverfahren (iR(1 + 2)) verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass 5.1. zur Abtastung mit der ersten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) ein Detektor (3) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (3.2) verwendet wird, wobei jedes Detektorelement (3.2) mit seiner vollständigen strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird, und 5.2. zur Abtastung mit der mindestens einen zweiten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mindestens ein Detektor (5) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (5.2) verwendet wird, wobei jedes Detektorelement (5.2) mit einer teilweise abgeschatteten strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass 6.1. zur Abtastung mit der ersten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(1)) ein Detektor (3) mit einer Vielzahl von Detektorelementen mit einer ersten Größe einer strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird, und 6.2. zur Abtastung mit der mindestens einen zweiten Modulationsübertragungsfunktion (MTF(2)) mindestens ein Detektor (5) mit einer Vielzahl von Detektorelementen mit einer anderen Größe einer strahlungsempfindlichen Messfläche zur Strahlungserfassung genutzt wird.
Computertomographie-System (1) mit mindestens zwei Strahler-Detektor-Systemen (2, 3; 4, 5) mit unterschiedlicher Messauflösung auf einer Gantry zur gleichzeitigen Abtastung eines Untersuchungsobjektes, insbesondere eines Patienten (P), dadurch gekennzeichnet, dass ein Computersystem (10) mit einem Speicher für Computerprogramme (Prg₁–Prg_n) vorliegt und in dem Speicher ein Computerprogramm gespeichert ist, welches im Betrieb die Verfahrensschritte eines der Verfahrensansprüche 1 bis 6 ausführt.