DE102011083727B4 - Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Bilddatensatzes, Rechensystem und CT-System - Google Patents

Abstract

Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Bilddatensatzes als Ergebnisbilddatensatz, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte:1.1. gleichzeitiges Aufnehmen von mehreren energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen (Xi) mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (Ri) oder Empfangen von mehreren gleichzeitig aufgenommenen energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen (Xi) mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (Ri),1.2. Berechnen von mehreren linear aus den energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen (Xi) gemischten Mischbilddatensätzen(Mm=c0,m+∑ici,m⋅Xi)einschließlich eines zu entrauschenden Mischbildes (M0),1.3. Frequenzbandzerlegung der Mischbilddatensätze (Mm) in ein erstes tiefstes Frequenzband erzeugt mit einem Tiefpassfilter (F0) und mehrere höhere Frequenzbänder erzeugt durch andere Filter (Fj), wobei alle anderen Filter (Fj,j≠0) die Frequenz Null sperren und die Summe über alle Filter für alle Frequenzen (f) normiert ist(∑jFj(ƒ)=1) ,1.4. Berechnen eines Ergebnisbilddatensatzes(E=∑j,mgj,m(r)⋅Fj⋅Mm) ,indem die in Frequenzbänder zerlegten Mischbilddatensätze (Fj·Mm) unter Anwendung mit einer ortsabhängigen Funktion (gj,m(r)) multipliziert und aufsummiert werden, wobei die ortsabhängige Funktion derart gewählt wird, dass der niederfrequente Anteil des zu entrauschenden Mischbildes (F0·M0) unverändert in das Ergebnisbild (E) übernommen wird (g0,0(r) = 1) .

Description

• Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Bilddatensatzes durch Frequenzbandzerlegung, ein Rechensystem zur Durchführung des Verfahrens und ein CT-System mit einem solchen Rechensystem.
• Es ist allgemein bekannt, dass mit Hilfe von Multi-Energy-CT-Systemen gleichzeitig CT-Bilddatensätze eines Objektes mit unterschiedlichen Röntgenspektren aufgenommen werden können. In der Regel wird versucht aus diesen CT-Bilddatensätzen ein einziges Bild mit der gewünschten Information zu berechnen, zum Beispiel ein CT-Bild, das einem monoenergetischen Spektrum entspricht oder nur die Kontrastmittel-Verteilung im gescannten Objekt darstellt. Dazu kann ein linear gemischtes Mischbild $M_m=c_{\mathrm{0,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i$

  

  erzeugt werden, wobei X_i den CTBilddatensatz für das i-te Röntgenspektrum bezeichnet, die Koeffizienten c_i,m gewählt werden, um einen speziellen Bildeindruck zu erzielen, und m = 0 gesetzt ist. Leider kann das Rauschen in solchen Linearkombinationen extrem gegenüber einem rausch-optimierten Mischbild zunehmen.
• In Stand der Technik sind viele Möglichkeiten bekannt, die erzeugten Mischbilder zu entrauschen. Beispielsweise kann ein lineares Filter in Form eines Tiefpassfilters verwendet werden, wobei allerdings die räumliche Auflösung stark reduziert wird. Alternativ werden nicht-lineare Filter genutzt, die jedoch bei komplexen Strukturen im dargestellten Objekt das Problem haben, feine Strukturen vom Rauschen zu unterscheiden.
• Auf die im Prüfungsverfahren ermittelten Druckschriften DE 10 2008 045 633 A1 und DE 10 2008 051 043 B3 wird verwiesen.
• Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein verbessertes Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Bilddatensatzes aus mehreren CT-Bilddatensätzen, aufgenommen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, zu erzeugen.
• Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
• Der Erfinder hat folgendes erkannt:
• Man kann aus mehreren energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen X_i, basierend auf unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_i, mehrere verschiedene Mischbilder gemäß $M_m=c_{\mathrm{0,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i$
  
  erzeugen und auf diesen Mischbildern eine Frequenzbandzerlegung durchführen. Dabei entspricht das erste Frequenzband einem Tiefpassfilter F₀, der die Frequenz f = 0 in voller Stärke enthält. Die anderen Filter F_j(f) werden so konstruiert, dass ${\displaystyle \sum _j{F}_j}\left(ƒ\right)=1$
  
  für alle Frequenzen ist. Das bedeutet, dass alle anderen Filter die Frequenz f = 0 sperren. Es lässt sich nun die Summe über m verschiedene Mischbilder mit ${\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{F}_j}\cdot M_m$
  
  bilden,
• wobei auf jedes Mischbild M_m der Operator F_j angewendet wird und die Mischbilder sich zumindest in einem Koeffizienten c_i,m unterscheiden.
• Unter der Annahme, dass lokal nur jeweils zwei verschiedene Materialien vorhanden sind, die mikroskopisch oder makroskopisch vermengt sind, kann man nun Funktionen g_j,_m(r) definieren, die dafür sorgen, dass am Ort r ein CT-Bilddatensatz entsteht, der abgesehen vom Rauschen identisch zum ursprünglichen Mischbild M₀ ist. Somit gilt $$M_0\approx {\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m=E\text{, wobei }{g}_{\mathrm{0,0}}\left(r\right)=1.$$

  
• Dieses Verfahren ist insbesondere dann nützlich, wenn der CT-Bilddatensatz M₀ ein relativ hohes Rauschen im Vergleich zu einem rauschoptimierten Mischbild aufweist und außerdem die gleichen hochfrequenten Strukturen in beiden Bildern sichtbar sind, wobei sie sich nur in ihrer Amplitude unterscheiden. Um zu vermeiden, dass über die Funktionen g_j,m(r) Diskontinuitäten im Bild entstehen, muss darauf geachtet werden, dass die Werte der Skalierungsfunktionen g_j,m(r) räumlich nicht zu stark variieren.
• Entsprechend dieser Erkenntnis schlägt der Erfinder ein Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Mischbilddatensatzes als Ergebnisbilddatensatz vor, das die in der nachfolgenden Strichaufzählung angegebenen Verfahrensschritte aufweist:
• - gleichzeitiges Aufnehmen von mehreren energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen X_i mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_i oder Empfangen von mehreren gleichzeitig aufgenommenen energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen X_i mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_i,
• - Berechnen von mehreren linear aus den energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen X_i gemischten Mischbilddatensätzen $M_m=c_{\text{1}\text{,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i\text{,}$
  
• - Frequenzbandzerlegung der Mischbilddatensätze M_m in ein erstes tiefstes Frequenzband, erzeugt mit einem Tiefpassfilter F₀ , und mehrere höhere Frequenzbänder, erzeugt durch andere Filter F_j wobei alle anderen Filter F_jdie Frequenz Null sperren und die Summe ${\displaystyle \sum _j{F}_j}\left(ƒ\right)=1$
  
  über alle Filter für alle Frequenzen f normiert ist,
• - Berechnen eines Ergebnisbilddatensatzes $E={\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m\text{,}$
  
  indem jeder Mischbilddatensatz M_m mit genau einem Filter F_j und mit einer ortsabhängigen Funktion g_j,_m(r) multipliziert und darüber aufsummiert wird, wobei g_0,0(r) =1 ist.
• Es wird darauf hingewiesen, dass in den hier angegebenen Beispielen der Nomenklatur und Formeln die Zählung der Indizes jeweils bei 0 beginnt und die angegebenen Formeln lediglich beispielhafte Berechnungen darstellen.
• Mit einem solchen Verfahren ist nun eine Rauschreduktion möglich, bei der Kanten näherungsweise erhalten bleiben, wobei die Bildqualität potentiell besser ist als bei nicht-linearen Verfahren, die die lokale Geometrie beurteilen.
• In einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird vorgeschlagen, die ortsabhängige Funktion g_j,m(r) derart auszugestalten, dass die örtlichen Bereiche der Hautoberfläche einen anderen konstanten Wert aufweisen als die inneren Regionen des Patienten.
• Alternativ kann auch die ortsabhängige Funktion g_j,m(r) lokal aus einer statistischen Auswertung der Umgebung jedes Voxels V(r) am Ort r bestimmt werden. Dies kann vorteilhaft dadurch geschehen, dass:
• - ein CT-Bilddatensatz X₁ ausgewählt wird,
• - von diesem CT-Bilddatensatz X₁ ausgehend über vordefinierte benachbarte Voxel V(r±Δr) jedes betrachteten Voxels V(r) zu den restlichen CT-Bilddatensätzen X_i Regressionskoeffizienten k_i (=Steigung der Regressionsgeraden) berechnet werden, die die gegenseitige Abhängigkeit der CT-Werte der jeweils benachbarten Voxel der CT-Bilddatensätze X_i zum ausgewählten CT-Bilddatensatz X₁ angeben,
• - eine ortsabhängige Skalierungsfunktion $h_m\left(r\right)=\frac{{\displaystyle \sum _i{c}_{i\mathrm{,0}}{k}_i}}{{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}{k}_i}}$
  
  bestimmt wird,
• - daraus weiterhin die ortsabhängige Funktion g_j,_m(r) =w_j,m(r)·h_m(r) bestimmt wird, wobei ${\displaystyle \sum _m{w}_{j\text{,}m}}=1$
  
  für alle j, und
• - der Ergebnisbilddatensatz als Aufsummierung über das Produkt aus der ortsabhängigen Funktion mit den Filtern und den Mischbildern zu $E={\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m$
  
  bestimmt wird.
• Im Ergebnis entspricht dies einer unterschiedlichen Gewichtung der genutzten Mischbilddatensätze, wobei diese Gewichtung auch vom Nutzer des Verfahrens nach Bedarf so einstellbar ausgeführt werden kann, so dass hierdurch z.B. ein homogener Rauscheindruck entsteht. Dabei kann die Skalierung h dazu führen, dass das Ergebnisbild E ohne ein ortsabhängiges w stark im Rauschen schwankt.
• Gemäß einer anderen Ausführungsvariante des vorgestellten Verfahrens kann auch die ortsabhängige Funktion g_j,m(r) durch eine ortsabhängige Klassifizierung auf der Basis der lokalen CT-Werte der Voxel bestimmt werden. Alternativ kann auch die ortsabhängige Funktion g_j,m(r) durch eine Klassifizierung von lokal ermittelten Materialien bestimmt werden, wobei die lokalen Materialien vorzugsweise durch ein an sich bekanntes Verfahren der Materialzerlegung von CT-Bilddatensätzen X_i in mindestens zwei Materialien ermittelt werden. Diesbezüglich wird beispielsweise auf die Patentanmeldungen unter den Aktenzeichen DE 10 2009 015 772 A1 (mit innerer Priorität aus DE 10 2008 018 245 ) und DE 10 2005 049 586 A1 verwiesen.
• Die energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätze X_i können für das hier angegebene Verfahren sowohl zweidimensionale Schnittbilddatensätze als auch dreidimensionale Volumenbilddatensätze sein.
• Besonders bevorzugt können als energiespezifische CT-Bilddatensätze X_i zwei CT-Bilddatensätze X_i eines Dual-Energy-CT-Scans verwendet werden.
• Die CT-Bilddatensätze X_i können jeweils direkt einer Abtastung mit einem monoenergetischen Röntgenspektrum entstammen oder es können durch Bild- oder Rohdaten-basierte Methoden unter Verwendung von polychromatischen Spektren Mischbilddatensätze X_i berechnet werden, die jeweils einer Abtastung mit einem monoenergetischen Röntgenspektrum entsprechen.
• Neben dem erfindungsgemäßen Verfahren schlagen die Erfinder auch ein Rechensystem vor, welches einen Speicher zur Speicherung eines im Betrieb auszuführenden Computerprogramms aufweist, wobei das Computerprogramm die Verfahrensschritte gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.
• Außerdem zählt zur Erfindung auch ein CT-System zur Erstellung von mehreren linear aus den energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen gemischten Mischbilddatensätzen, mit einem solchen zuvor beschriebenen Rechensystem.
• Im Folgenden wird die Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsbeispiele und 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- / Dual-Energy - CT-System

2

erste Röntgenröhre;

3

erster Detektor;

4

zweite Röntgenröhre;

5

zweiter Detektor;

6

Gantrygehäuse;

7

Patient;

8

Untersuchungsliege;

9

Systemachse;

10

Steuer- und Recheneinheit;

11

Kontrastmittelapplikator;

12

Steuer- und Datenleitung;

13

EKG-Leitung;

14

Speicher;

15

Computerprogramme;

E

Ergebnisbild;

F0

Tiefpassfilter;

F1

Hochpassfilter;

Fi

Filteroperationen;

M0

Bild;

M1

Mischbild;

Mm

Mischbilddatensätze;

Ri

Röntgenenergiespektrum;

S1

Ermittlung von C-Bilddatensätze;

S2

Bildung von Mischbilddatensätze;

S3

Zerlegung der Mischbilddatensätze in unterschiedliche Frequenzbänder;

S4

Bestimmung der ortsabhängigen Funktion;

S5

Berechnen des Mischbildes;

V(r)

Voxel;

V(r±Δr)

Voxel im benachbarten Bereich mit maximalem Abstand Δr.

• Es zeigen im Einzelnen:
• 1: Dual-Source- / Dual-Energy - CT-System;
• 2: zwei schematisch dargestellte CT-Bilddatensätze zur Korrelationsbetrachtung;
• 3: schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
• 4: alternative Darstellung des Verfahrensablaufes.
• Die 1 zeigt beispielhaft ein Dual-Source- / Dual-Energy - CT-System 1 mit dem das erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt wird. Das gezeigte CT-System 1 weist ein erstes Strahler-/Detektor-System mit einer Röntgenröhre 2 und einem gegenüberliegenden Detektor 3 auf, wobei mit dem ersten Strahler-/Detektor-System 2, 3 Absorptionsdaten eines ersten Röntgenenergiespektrums R₁ aufgenommen werden. Weiterhin verfügt das CT-System 1 über ein zweites um 90° versetztes Strahler-/Detektorsystem zur gleichzeitigen Abtastung mit einem zweiten Röntgenenergiespektrum R₂, bestehend aus einer zweiten Röntgenröhre 4 mit einem gegenüberliegenden zweiten Detektor 5. Beide Strahler-/Detektor-Systeme befinden sich auf einer Gantry, die in einem Gantrygehäuse 6 angeordnet ist und sich während der Abtastung um eine Systemachse 9 dreht.
• Der abzutastende Patient 7 befindet sich auf einer verschiebbaren Untersuchungsliege 8, die entlang der Systemachse 9 durch das im Gantrygehäuse 6 befindliche Abtastfeld geschoben wird, hierbei wird die Schwächung der von den Röntgenröhren ausgesandten Röntgenstrahlung durch die gegenüberliegenden Detektoren gemessen und dann auf der Basis der durch diese Strahler-/Detektor-Systeme gleichzeitig gewonnenen Detektordaten CT-Bilddatensätze X_i des abgetasteten Patienten 7 aus unterschiedlichen Röntgenspektren rekonstruiert. Ergänzend kann dem Patienten 7 mit Hilfe eines Kontrastmittelapplikators 11 auch bei der Abtastung ein Kontrastmittelbolus injiziert werden, so dass zum Beispiel Blutgefäße besser erkennbar werden. Weiterhin kann für Cardioaufnahmen zusätzlich, mit Hilfe einer EKG-Leitung 13, die Herztätigkeit gemessen werden und eine EKG-gegatete oder -getriggerte Abtastung durchgeführt werden.
• Die Steuerung des CT-Systems erfolgt mit Hilfe einer Steuer- und Recheneinheit 10 über eine Steuer- und Datenleitung 12, über welche die Rohdaten der Detektoren 3 und 5 die Steuerbefehle übertragen werden. Im Speicher 14 der Steuer- und Recheneinheit 10 befinden sich Computerprogramme 15, die neben der Steuerung des CT-Systems 1 und der Rekonstruktionen der CT-Bilddatensätze auch das erfindungsgemäße Verfahren durchführen können.
• Es wird ergänzend darauf hingewiesen, dass das Verfahren auch auf einem getrennt vom CT-System stehenden Rechnersystem ausgeführt werden kann, sobald diesem Rechnersystem die entsprechenden CT-Bilddatensätze oder auch die Rohdaten zur eigenständigen Rekonstruktion der CT-Bilddatensätze zur Verfügung gestellt werden.
• Ausgehend von CT-Bilddatensätzen, die mit dem in der 1 beschriebenen Dual-Energy-CT-System 1 oder einer anderen an sich bekannten Bauart eines CT-Systems - zum Beispiel einem Single-Source-CT-System mit energieauflösendem Detektor -, das zwei CT-Bilddatensätze auf der Basis unterschiedlicher Röntgenenergien erzeugt, können beispielsweise Mischbilder M₀ berechnet werden mit: $$M_0=c_{\mathrm{0,}\text{0}}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,0}}}\cdot X_i$$

  
• In der Regel wird das Bild M₀ berechnet, um einen speziellen diagnostischen Nutzen zu erfüllen, z.B. die Subtraktion von Kontrastmittel aus dem Bild.
• Um das Bild M₀ zu entrauschen, wird man typischerweise durch Filteroperatoren F₀ und F₁ eine Zerlegung in zwei Frequenzbänder vornehmen, wobei F₀ einen Tiefpassfilter und F₁ eine Hochpassfilter bezeichnen.
• Das Mischbild $$M_1=c_{\mathrm{0,}\text{1}}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,1}}}\cdot X_i$$

  

  kann dabei zum Beispiel so bestimmt werden, dass es das Mischbild mit dem niedrigsten Rauschen ist, unter der Bedingung, dass c_0,1=0 und ${\displaystyle \sum _i{c}_{i\mathrm{,1}}}=1.$

  

  Das entspricht einem Standard CT-Bild, in dem Luft bei -1000 HU liegt, Wasser bei 0 HU liegt und das das niedrigste Rauschen hat. Natürlich können auch andere Mischbilder M₁ verwendet werden, solange sich damit im Endergebnis eine Rauschreduktion erreichen lässt.
• Es ist nun möglich, das Bild M₁ zu entrauschen, wenn man weiß, wie der Bildkontrast in den CT-Bilddatensätze X_i miteinander korreliert ist. Da man lokal davon ausgehen kann, dass sich jeweils nur zwei Materialien konstanter Dichte und Zusammensetzung miteinander mischen, weiß man, dass die CT-Bilddatensätze X_i in einer Umgebung eines Punktes r korreliert sind und es gilt X_i(r) ≈k_jX₁(r)+t_i, mit k_i=1 und t₁=0, wobei k_i den Korrelationskoeffizienten, also die Steigung der Regressionsgeraden, darstellt.
• Man kann daher die Koeffizienten k_i z.B. durch eine lineare Regression der CT-Werte im Bilddatensatz X₁ und dem Bilddatensatz X_i in einer Nachbarschaft des Punktes r bestimmen. Grundsätzlich können auch andere Kriterien verwenden werden, wie zum Beispiel:
• a- eine Klassifizierung auf Basis der CT-Werte in einem Bilddatensatz, z.B. M₀ , wobei falls die CT-Werte der Voxel in der Nachbarschaft eines betrachteten Voxels <-500HU, diese also Luft definieren, sind, alle k_i gleich 1 gesetzt werden und sonst gilt: k_i=k_i,0 mit k_i,0 = konstant.
• b- eine Klassifizierung auf Basis bekannter Materialien in der Nachbarschaft (z.B. aus der Erkenntnis einer Materialzerlegung des vorliegenden Dual-Energy-CT-Bilddatensatzes), wobei k_i = k_i,B mit k_i,B =konstant ist, falls die benachbarten Voxel das Vorhandensein von Knochen anzeigen und k_i = k_i,I mit k_i,I I=konstant, falls Iod in der Umgebung ist.
• In Regionen, in den eine lineare Regression keine zuverlässigen Ergebnisse liefert, also bei einem niedrigen Korrelationskoeffizienten, können die k_i durch eine geeignete Interpolation der Nachbarvoxel berechnet werden.
• Man weiß dann, dass sich im Frequenzband F₁ die Bilder M₀ und M₁ lokal nur um den Faktor $$g_1\left(r\right)=\frac{{\displaystyle \sum _i{c}_{i\mathrm{,0}}{k}_i}}{{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,1}}{k}_i}}$$

  

  unterscheiden.
• Somit gilt: $$\left[F_1\cdot M_0\right]\left(r\right)\approx \left[F_1\cdot M_1\right]\left(r\right)\times g_1\left(r\right).$$

  
• Man kann also schreiben: $$M_0\approx \left[F_0\cdot M_0\right]\left(r\right)+w\left(r\right)\cdot \left[F_1\cdot M_0\right]\left(r\right)+\left(1-w\left(r\right)\right)\cdot \left[F_1\cdot M_1\right]\left(r\right)\cdot g_1\left(r\right),$$

  

  wobei das Gewicht w(r) so eingestellt werden kann, dass ein spezieller Rauscheindruck erzeugt wird, z.B. näherungsweise konstantes Rauschen überall im Bild. Alternativ kann w=0 gewählt werden, so dass das obere Frequenzband nur vom Bild M₁ stammt. Entsprechend ist auch eine Zerlegung in mehr als zwei Frequenzbänder möglich.
• Die CT-Bilddatensätze X_i können auch „monoenergetische“ Bilddatensätze sein, d.h. CT-Bilder bei denen auf der Grundlage der Multy-Energy-CT-Messdaten bildbasiert oder rohdatenbasiert versucht wird, den Bildeindruck eines CT-Bildes zu erreichen, welches mit nur einer einzigen Photonen-Energie aufgenommen wurde. Entsprechende Verfahren sind allgemein bekannt. Außerdem kann auf den CT-Bilddatensätzen X_i auch bereits eine, z.B. iterative, Strahlaufhärtungskorrektur stattgefunden haben.
• Zum besseren Verständnis der Korrelationsbetrachtung werden in der 2 zwei schematisch dargestellte CT-Bilddatensätze X₁ und X₂, jeweils bestehend aus einer Vielzahl von kubischen Voxel, gezeigt. Ein jeweils betrachtetes Voxel V(r) ist in beiden CT-Bilddatensätzen X₁ und X₂ durch eine Kreuzschraffur markiert, wobei die mindestens punktförmig unmittelbar benachbarten Voxel V(r±Δr) mit einer Schrägschraffur versehen sind. Zur Korrelationsberechnung in Form einer Regressionsanalyse und Bestimmung der Steigung der Regressionsgeraden als Korrelationskoeffizient k_i werden die räumlich identischen Voxel beider CT-Bilddatensätze jeweils in Bezug genommen. Angedeutet ist dies in der Darstellung durch die gestrichelten Verbindungslinien zwischen jeweils drei Voxel.
• Obwohl die hier gezeigte Darstellung lediglich eine Schnittebene in den CT-Bilddatensätzen und deren räumliche Korrelation darstellt, kann diese zweidimensionale Betrachtung auch auf eine dritte Dimension, senkrecht zur Bildebene, ausgedehnt werden.
• Eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist beispielsweise in der 3 gezeigt. Hiernach werden mit einem M(ulti)-E(nergy)-C(omputer)T(omographiesystem) mehrere CT-Bilddatensätze X_i erzeugt. Aus diesen werden Mischbilddatensätze $M_m=c_{\mathrm{0,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i$

  

  gebildet, die anschlie-ßend durch Anwendung verschiedener Filteroperatoren F_j jeweils in unterschiedliche Frequenzbänder zerlegt werden, umfassend ein erstes tiefstes Frequenzband erzeugt mit einem Tiefpassfilter (F₀ ) und mehrere höhere Frequenzbänder erzeugt durch andere Filter (F_j) . Schließlich wird ein Ergebnisbild E berechnet, indem in Frequenzbänder zerlegten Mischbilddatensätze F_j·M_m unter Anwendung mit einer ortsabhängigen Funktion g_j,_m(r) multipliziert und aufsummiert werden mit $E={\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m\text{,}$

  

  , wobei g_0,0(r)=1 ist.
• Ein entsprechendes Verfahrensschema ist in der 4 gezeigt. Im Verfahrensschritt S1 werden die CT-Bilddatensätze X_i ermittelt, aus denen im Verfahrensschritt S2 Mischbilddatensätze mit $M_m=c_{\mathrm{0,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i$

  

  gebildet werden. Es erfolgt danach Im Verfahrensschritt S3 die Zerlegung der Mischbilddatensätze in unterschiedliche Frequenzbänder mit F_j·M_m. Außerdem wird in einem unabhängigen Verfahrensschritt S4 aus Korrelationsbetrachtungen, Schwellwertbetrachtungen oder Kenntnissen aus einer Materialzerlegung mit Hilfe der CT-Bilddatensätze X_i oder Mischbilddatensätze M_m die ortsabhängige Funktion g_j,_m(r) so bestimmt, dass im Verfahrensschritt S5 durch gewichtete Aufsummierung der in Frequenzbänder zerlegten Mischbilder mit der ortsabhängigen Funktion ein Ergebnisbild gemäß $E={\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m$

  

  berechnet wird.
• Insgesamt wird mit der Erfindung also ein Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Bilddatensatzes durch Frequenzbandzerlegung, ein Rechensystem zur Durchführung des Verfahrens und ein CT-System mit einem solchen Rechensystem vorgeschlagen, wobei aus mehreren gleichzeitig aufgenommenen energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen X_i mehrere linearkombinierten Mischbilddatensätze $M_m=c_{\mathrm{0,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i$

  

  er-zeugt werden, eine Frequenzbandzerlegung der Mischbilddatensätze M_m in ein erstes tiefstes Frequenzband F₀ und mehrere höhere Frequenzbänder stattfindet, und ein Ergebnisbilddatensatz $E={\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m$

  

  berechnet wird, indem jeder Mischbilddatensatz M_m mit genau einem Filter und mit einer ortsabhängigen Funktion g_j,_m(r) multipliziert und darüber aufsummiert wird, wobei g_0,0(r) =1 ist.
• Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.

Claims (14)

1. Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Bilddatensatzes als Ergebnisbilddatensatz, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. gleichzeitiges Aufnehmen von mehreren energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen (X_i) mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_i) oder Empfangen von mehreren gleichzeitig aufgenommenen energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen (X_i) mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren (R_i), 1.2. Berechnen von mehreren linear aus den energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen (X_i) gemischten Mischbilddatensätzen $\left(M_m=c_{\mathrm{0,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i\right)$

   

   einschließlich eines zu entrauschenden Mischbildes (M₀), 1.3. Frequenzbandzerlegung der Mischbilddatensätze (M_m) in ein erstes tiefstes Frequenzband erzeugt mit einem Tiefpassfilter (F₀) und mehrere höhere Frequenzbänder erzeugt durch andere Filter (F_j), wobei alle anderen Filter (F_j,j≠0) die Frequenz Null sperren und die Summe über alle Filter für alle Frequenzen (f) normiert ist $\left({\displaystyle \sum _j{F}_j}\left(ƒ\right)=1\right)\text{,}$

   

   1.4. Berechnen eines Ergebnisbilddatensatzes $\left(E={\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m\right)\text{,}$

   

   indem die in Frequenzbänder zerlegten Mischbilddatensätze (F_j·M_m) unter Anwendung mit einer ortsabhängigen Funktion (g_j,m(r)) multipliziert und aufsummiert werden, wobei die ortsabhängige Funktion derart gewählt wird, dass der niederfrequente Anteil des zu entrauschenden Mischbildes (F_0·M₀) unverändert in das Ergebnisbild (E) übernommen wird (g_0,0(r) = 1) .
2. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die ortsabhängige Funktion (g_j,m(r)) derart ausgestaltet ist, dass die örtlichen Bereiche der Hautoberfläche einen anderen konstanten Wert aufweisen als die inneren Regionen des Patienten.
3. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die ortsabhängige Funktion (g_j,m(r)) lokal aus einer statistischen Auswertung der Umgebung jedes Voxels (V(r)) am Ort (r) bestimmt wird.
4. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass zur statistischen Auswertung: - ein CT-Bilddatensatz (X₁) ausgewählt wird, - von diesem CT-Bilddatensatz (X₁)ausgehend über vordefinierte benachbarte Voxel (V(r±Δr)) jedes betrachteten Voxels (V(r)) zu den restlichen CT-Bilddatensätzen (X_i) Regressionskoeffizienten (k_i=Steigung der Regressionsgeraden) berechnet werden, die die gegenseitige Abhängigkeit der CT-Werte der jeweils benachbarten Voxel (V(r±Δr)) der CT-Bilddatensätze (X_i) zum ausgewählten CT-Bilddatensatz (X₁) angeben, - eine ortsabhängige Skalierungsfunktion $\left(h_m\left(r\right)=\frac{{\displaystyle \sum _i{c}_{i\mathrm{,0}}{k}_i}}{{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}{k}_i}}\right)$

   

   bestimmt wird, - daraus weiterhin die ortsabhängige Funktion (g_j,m(r)=w_j,m(r)·h_m(r) bestimmt wird, wobei ${\displaystyle \sum _m{w}_{j\text{,}m}}=1$

   

   für alle j ist, und - der Ergebnisbilddatensatz $\left(E={\displaystyle \sum _{j\text{,}m}{g}_{j\text{,}m}}\left(r\right)\cdot F_j\cdot M_m\right)$

   

   als Aufsummierung über das Produkt aus der ortsabhängigen Funktion mit den Filtern und den Mischbildern bestimmt wird.
5. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die ortsabhängige Funktion (g_j,m(r)) durch eine Klassifizierung auf der Basis der lokalen CT-Werte bestimmt wird.
6. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die ortsabhängige Funktion (g_j,m(r)) durch eine Klassifizierung von lokal ermittelten Materialien bestimmt wird.
7. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die lokalen Materialien durch eine Materialzerlegung der CT-Bilddatensätze (X_i) in mindestens zwei Materialien bestimmt wird.
8. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätze (X_i) zweidimensionale Schnittbilddatensätze sind.
9. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätze (X_i) dreidimensionale Volumenbilddatensätze sind.
10. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass als energiespezifische CT-Bilddatensätze (X_i) zwei CT-Bilddatensätze (X_i) eines Dual-Energy-CT-Scans verwendet werden.
11. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die CT-Bilddatensätze (X_i) jeweils einer Abtastung mit einem monoenergetischen Röntgenspektrum entstammen oder entsprechen.
12. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die CT-Bilddatensätze (X_i) jeweils einer Abtastung mit einem monoenergetischen Röntgenspektrum entsprechen.
13. Rechensystem, aufweisend einen Speicher zur Speicherung eines im Betrieb auszuführenden Computerprogramms, dadurch gekennzeichnet, dass das Computerprogramm die Verfahrensschritte gemäß einem der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.
14. CT-System (1) zur Erstellung von mehreren linear aus den energiespektrumspezifischen CT-Bilddatensätzen (X_i) gemischten Mischbilddatensätzen $\left(M_m=c_{\mathrm{0,}m}+{\displaystyle \sum _i{c}_{i\text{,}m}}\cdot X_i\right)\text{,}$

    

    mit einem Rechensystem gemäß dem voranstehenden Patentanspruch.

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