DE102012204980A1

DE102012204980A1 - Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern mit Streustrahlenkorrektur, insbesondere für Dual-Source CT-Geräte

Info

Publication number: DE102012204980A1
Application number: DE102012204980A
Authority: DE
Inventors: Martin Petersilka; Karl Stierstorfer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2012-03-28
Filing date: 2012-03-28
Publication date: 2013-10-02
Anticipated expiration: 2032-03-29
Also published as: CN103356222A; US9047696B2; CN103356222B; US20130259344A1; DE102012204980B4

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC1) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden (MEAS). Es werden erste Bilddaten (PIC0) des Untersuchungsobjektes aus den Messdaten rekonstruiert. Aus den ersten Bilddaten werden unter Verwendung eines Streustrahlungsmodells (MOD) Streusignale (STREU) berechnet, wobei das Streustrahlungsmodell (MOD) für einen Streupunkt abhängig von einem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral eines gestreuten Strahls von dem Streupunkt zu einem bestimmten Detektorelement entspricht, eine winkelabhängige Streuverteilung angibt. Die berechneten Streusignale (STREU) werden zur Korrektur (KOR) der Messdaten verwendet, und unter Verwendung der korrigierten Messdaten werden zweite Bilddaten (PIC1) rekonstruiert.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden.
Tomographische Bildgebungsverfahren zeichnen sich dadurch aus, dass innere Strukturen eines Untersuchungsobjektes untersucht werden können, ohne dabei invasive Eingriffe an diesem durchführen zu müssen. Eine mögliche Art der tomographischen Bilderzeugung besteht darin, von dem zu untersuchenden Objekt eine Anzahl von Projektionen aus verschiedenen Winkeln aufzunehmen. Aus diesen Projektionen lässt sich ein zweidimensionales Schnittbild oder ein dreidimensionales Volumenbild des Untersuchungsobjektes berechnen.
Ein Beispiel für ein solches tomographisches Bildgebungsverfahren ist die Computertomographie. Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System sind allgemein bekannt. Hierbei werden beispielsweise Kreisabtastungen, sequentielle Kreisabtastungen mit Vorschub oder Spiralabtastungen verwendet. Auch andersartige Abtastungen, die nicht auf Kreisbewegungen beruhen, sind möglich, so z.B. Scans mit linearen Segmenten. Es werden mit Hilfe mindestens einer Röntgenquelle und mindestens eines gegenüberliegenden Detektors Absorptionsdaten des Untersuchungsobjektes aus unterschiedlichen Aufnahmewinkeln aufgenommen und diese so gesammelten Absorptionsdaten bzw. Projektionen mittels entsprechender Rekonstruktionsverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet.
Zur Rekonstruktion von computertomographischen Bildern aus Röntgen-CT-Datensätzen eines Computertomographiegeräts (CT-Geräts), d.h. aus den erfassten Projektionen, wird heutzutage als Standardverfahren ein so genanntes gefiltertes Rückprojektionsverfahren (Filtered Back Projection; FBP) eingesetzt. Nach der Datenerfassung wird üblicherweise ein so genannter "Rebinning"-Schritt durchgeführt, in dem die mit dem fächerförmig sich von der Quelle ausbreitenden Strahl erzeugten Daten so umgeordnet werden, dass sie in einer Form vorliegen, wie wenn der Detektor von parallel auf den Detektor zulaufenden Röntgenstrahlen getroffen würde. Die Daten werden dann in den Frequenzbereich transformiert. Im Frequenzbereich findet eine Filterung statt, und anschließend werden die gefilterten Daten rücktransformiert. Mit Hilfe der so umsortierten und gefilterten Daten erfolgt dann eine Rückprojektion auf die einzelnen Voxel innerhalb des interessierenden Volumens. Jedoch gibt es mit den klassischen FBP-Methoden aufgrund ihrer approximativen Arbeitsweise Probleme mit so genannten niederfrequenten Kegelstrahl-Artefakten und Spiralartefakten. Des Weiteren ist bei klassischen FBP-Methoden die Bildschärfe an das Bildrauschen gekoppelt. Je höher die erreichte Schärfe ist, desto höher ist auch das Bildrauschen und umgekehrt.
Das FBP Verfahren gehört zur Gruppe der approximativen Rekonstruktionsverfahren. Es existiert ferner die Gruppe der exakten Rekonstruktionsverfahren, welche jedoch derzeit kaum eingesetzt werden. Eine dritte Gruppe von Rekonstruktionsverfahren schließlich bilden die iterativen Verfahren.
Ein mit zunehmender Anzahl von Detektorzeilen, d.h. mit zunehmender Detektorbreite, vermehrt auftretendes Problem ist die Streustrahlung. Es ist nämlich möglich, dass ein Röntgenquant von dem Untersuchungsobjekt nicht absorbiert, sondern gestreut, d.h. in seiner Richtung abgelenkt wird. Dies bedeutet, dass ein bestimmtes Detektorelement auch Röntgenquanten misst, welche nicht aus dem Strahl stammen, welcher die Röntgenquelle mit dem jeweiligen Detektorelement verbindet. Dieser Effekt wird als Vorwärtsstreuung bezeichnet. Er führt in den rekonstruierten CT-Bildern zu unerwünschten Artefakten.
Es existieren auch CT-Gerät mit zwei Röntgenquellen, so genannte Dual-Source Geräte. Werden beide Röntgenstrahler mit gleichem Röntgenspektrum betrieben, so vergrößert dies die Zeitauflösung der CT-Bilder erheblich. Denn aufgrund der beiden Röntgenquellen halbiert sich die Zeit für die Datenerfassung. Dies ist insbesondere bei bewegten Untersuchungsobjekten wünschenswert. Andererseits ist es auch möglich, die beiden Röntgenquellen mit verschiedenen Beschleunigungsspannungen und damit verschiedenen Röntgenspektren zu betreiben, so dass eine Dual-Energy Aufnahme erfolgt. Dies ermöglicht es, Aussagen über die Zusammensetzung des erfassten Gewebes zu treffen.
Auch bei Dual-Source Aufnahmen ist das Vorhandensein von Streustrahlung ein bekanntes Problem. Neben der oben beschriebenen Vorwärtsstreuung tritt bei Dual-Source Geräten auch Querstreuung auf. Dies bedeutet, dass Strahlung einer Röntgenquelle, welche an der Oberfläche oder im Inneren des Untersuchungsobjektes gestreut wird, zu dem Detektor gelangt, welcher nicht dieser Röntgenquelle zugeordnet ist. Dies ist unerwünscht, da man nur an der Auswertung der transmittierten Strahlung der dem jeweiligen Detektor zugeordneten Röntgenquelle interessiert ist.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aufzuzeigen, wobei die unerwünschten Effekte der Streustrahlung reduziert werden sollen. Ferner sollen eine entsprechende Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein computerlesbarer Datenträger aufgezeigt werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und einen computerlesbaren Datenträger mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst. Es werden erste Bilddaten des Untersuchungsobjektes aus den Messdaten rekonstruiert. Aus den ersten Bilddaten werden unter Verwendung eines Streustrahlungsmodells Streusignale berechnet. Hierbei gibt das Streustrahlungsmodell für einen Streupunkt abhängig von einem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral eines gestreuten Strahls von dem Streupunkt zu einem bestimmten Detektorelement entspricht, eine winkelabhängige Streuverteilung an. Die berechneten Streusignale werden zur Korrektur der Messdaten verwendet. Unter Verwendung der korrigierten Messdaten werden zweite Bilddaten rekonstruiert.
Es findet also eine rechnerische Streustrahlungskorrektur der Messdaten statt. Zur Berechnung der Streusignale wird ein Streustrahlungsmodell eingesetzt, welches schon im Vorfeld, also vor der Messung am Untersuchungsobjekt, ermittelt werden kann. Das Streustrahlungsmodell betrachtet einen Streupunkt und beschreibt sein Streuverhalten abhängig von zumindest zwei Variablen. Bei der ersten Variable handelt es sich um ein Linienintegral, bei der zweiten Variable um den Streuwinkel.
Das Linienintegral gibt an, wie stark ein Strahl entlang der jeweiligen Linie geschwächt wird; man erhält es durch Integration des i.d.R. ortsabhängigen Schwächungskoeffiezienten entlang der Linie. Die Schwächung erfolgt hierbei durch Streuung und Absorption. Die Linie verläuft auf kürzestem Weg vom Streupunkt zu einem bestimmten Element des Detektors. Die in der Computertomographie verwendeten Detektoren sind üblicherweise flächig ausgebildet, so dass sie aus einer Vielzahl von matrixartig angeordneten Detektorelementen bestehen. Vorzugsweise handelt es sich bei dem bestimmten Detektorelement um dasjenige Detektorelement, auf welches der gestreute Strahl senkrecht auftrifft. Dies ist insbesondere dann sinnvoll, wenn in das Streustrahlungsmodell bereits Eigenschaften des Detektors einfließen, z.B. die Tatsache, dass Strahlen am wahrscheinlichsten detektiert werden, wenn sie annähernd senkrecht auf die Detektoroberfläche treffen. Es ist jedoch auch möglich, anstelle des Detektorelements, auf welches der gestreute Strahl senkrecht steht, ein anderes Detektorelement zu verwenden, z.B. auf welches der gestreute Strahl mit einem bestimmten Winkel auftrifft.
Die Abhängigkeit von der zweiten Variable, dem Winkel, zeigt an, in welchem Ausmaß Strahlung im Streupunkt in eine bestimmte Richtung gestreut wird. Bei diesem Winkel kann es sich um einen Winkel in der Schnittebene durch das Untersuchungsobjekt senkrecht zur z-Achse handeln, oder auch um einen Raumwinkel.
Nachdem die ersten Bilddaten berechnet wurden, können diese verwendet werden, um die Messdaten zu korrigieren. Unter Zuhilfenahme des Streustrahlungsmodells wird berechnet, welche Streusignale vom Detektor empfangen werden. Hierzu können die beiden Variablen des Streustrahlungsmodells mit Werten gemäß den ersten Bilddaten des Untersuchungsobjektes belegt und hierdurch die sich ergebenden Streusignale erhalten werden. Die zweiten Bilddaten sind gegenüber den ersten verbessert, da sie weniger durch die Streustrahlung hervorgerufene Bildartefakte aufweisen. Sowohl bei den ersten als auch bei den zweiten Bilddaten kann es sich um zweidimensionale Schnittbilder oder um dreidimensionale Volumenbilder des Untersuchungsobjektes handeln.
In Weiterbildung der Erfindung wird zur Berechnung des Streusignals für ein Detektorelement pro Streupunkt des Untersuchungsobjektes unter Verwendung der ersten Bilddaten ein Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral eines Strahls von dem jeweiligen Streupunkt zu dem jeweiligen Detektorelement entspricht, berechnet und einer winkelabhängigen Streuverteilung des Streustrahlungsmodells zugeordnet. Diese Vorgehensweise erfolgt vorzugsweise für jedes Detektorelement, und pro Detektorelement für jeden Streupunkt des Untersuchungsobjektes. Bei einem Streupunkt handelt es sich hierbei nicht um einen Punkt, welcher keine Ausdehnung hat, sondern vielmehr um einen zweidimensionalen oder dreidimensionalen Ausschnitt des Untersuchungsobjektes, also um ein Pixel oder Voxel.
Weiterhin können dann die auf das Detektorelement bezogenen Beiträge der Streuverteilung mehrerer Streupunkte des Untersuchungsobjektes addiert werden. Vorzugsweise werden die Beiträge aller Streupunkte addiert. Da pro Streupunkt eine winkelabhängige Streuverteilung ermittelt wurde, kann der auf ein Detektorelement bezogene Beitrag gefunden werden, indem der jeweilige Winkelwert, in welchem sich das Detektorelement in Bezug auf den Streupunkt befindet, in der Verteilungskurve betrachtet wird. Bei der Addition der Beiträge kann eine Wichtung abhängig vom jeweiligen Abstand zwischen dem Streupunkt und dem Detektorelement erfolgen. Hierdurch können z.B. näher am jeweiligen Detektorelement liegende Streupunkte stärker berücksichtigt werden.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn das Streustrahlungsmodell unter Verwendung eines modellartigen Untersuchungsobjektes ermittelt wird. Hierbei kann es sich z.B. um einen wassergefüllten Zylinder handeln. Alternativ hierzu können auch andere Formen und Materialien eingesetzt werden.
In Ausgestaltung der Erfindung erfolgt die Ermittlung des Streustrahlungsmodells unter Verwendung einer Monte-Carlo-Simulation. Hierzu kann ein bestimmter Punkt des modellartigen Untersuchungsobjektes betrachtet und simuliert werden, wie stark dieser abhängig vom Linienintegral zwischen Streupunkt und Detektorelement in verschiedene Richtungen streut. Alternativ zur Simulation kann die Ermittlung des Streustrahlungsmodells unter Verwendung von Messungen am modellartigen Untersuchungsobjekt erfolgen.
In Weiterbildung der Erfindung werden aus den zweiten Bilddaten unter Verwendung des Streustrahlungsmodells Streusignale berechnet, wonach die berechneten Streusignale zur Korrektur der Messdaten verwendet werden, und woraufhin unter Verwendung der korrigierten Messdaten dritte Bilddaten rekonstruiert werden. Dies entspricht einer iterativen Bildberechnung. Auf diese Weise können entweder die dritten Bilddaten als Ergebnisbild ausgegeben oder weitere Bilddaten berechnet werden.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn gemäß dem Streustrahlungsmodell die winkelabhängige Streuverteilung ferner von weiteren Variablen abhängt. Hierzu kommen alternativ oder sich ergänzend in Betracht:

– der Winkel zwischen dem zum Streupunkt einfallenden Strahl und dem zum bestimmten Detektorelement gestreuten Strahl;
– der Fächerwinkel des zum Streupunkt einfallenden Strahls innerhalb eines von der Strahlungsquelle emittierten Strahlenbündels;
– der Winkel zwischen dem zum bestimmten Detektorelement gestreuten Strahl und einem Strahl, welcher senkrecht auf die Mitte des Detektors steht;
– ein Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral des zum Streupunkt einfallenden Strahls bis zum Streupunkt entspricht;
– eine Relation zwischen dem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral des gestreuten Strahls von dem Streupunkt zu dem bestimmten Detektorelement entspricht, und einem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral des gestreuten Strahls von dem Streupunkt zu einem anderen Detektorelementen entspricht;
– der Schwächungswert des Streupunktes gemäß den ersten Bilddaten;
– mindestens ein Schwächungswert des den Streupunkt umgebenden Materials gemäß den ersten Bilddaten.

Besonders vorteilhaft ist die Anwendung der Erfindung auf Dual-Source Geräte. Dies bedeutet, dass die Messdaten bei einer gleichzeitigen relativen Rotationsbewegung zwischen einer ersten Strahlungsquelle und dem Untersuchungsobjekt und einer zweiten Strahlungsquelle und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden, und die Streusignale in Bezug auf zwei den jeweiligen Strahlungsquellen zugeordnete Detektoren berechnet werden. Hierdurch werden nicht nur die schädlichen Einflüsse der Vorwärtsstreuung, sondern auch die der Querstreuung reduziert.
Die erfindungsgemäße Recheneinheit dient der Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten eines CT-Systems. Sie weist Mittel zur Durchführung des beschriebenen Verfahrens auf. Insbesondere kann sie einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode umfassen, wobei hierin – gegebenenfalls unter anderem – Programmcode vorliegt, der geeignet ist, ein Verfahren der oben beschriebenen Art auszuführen oder diese Ausführung zu bewirken oder zu steuern. Die Recheneinheit kann auch durch eine Mehrzahl miteinander verbundener, sich an verschiedenen Orten befindlicher, Einrichtungen realisiert werden. Dies entspricht einer Verteilung der Funktionalität der Recheneinheit auf mehrere Bestandteile. Vorteilhafterweise ist die Recheneinheit zusätzlich in der Lage, einen Messvorgang des CT-Systems zu steuern.
Das erfindungsgemäße CT-System umfasst eine solche Recheneinheit. Ferner kann es sonstige Bestandteile enthalten, welche z.B. zur Erfassung von Messdaten benötigt werden.
Das erfindungsgemäße Computerprogramm verfügt über Programmcode, der geeignet ist, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Der erfindungsgemäße computerlesbare Datenträger speichert Programmcode eines Computerprogramms, um das beschriebene Verfahren durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Im folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigen:
1: eine erste schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
2: eine zweite schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
3: eine Dual-Source CT-Datenerfassung mit Querstreuung,
4: ein Ablaufdiagramm zur Rekonstruktion von Bilddaten mit einer Streustrahlenkorrektur,
5: eine Illustration von geometrischen Verhältnissen bei der Querstreuung,
6: eine winkelabhängige Streustrahlenverteilung eines einzelnen streuenden Punktes (Voxel) für einen bestimmten Wert des Linienintegrals vom Streupunkt zum Detektorelement.
In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. Es handelt sich hierbei um ein CT-Gerät der so genannten dritten Generation, auf welchen die Erfindung jedoch nicht beschränkt ist. In dem Gantrygehäuse C6 befindet sich eine hier nicht sichtbare geschlossene Gantry, auf der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden Detektor C3 angeordnet sind. Optional ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet, so dass durch die zusätzlich zur Verfügung stehende Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung erreicht werden kann, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy“-Untersuchungen durchgeführt werden können. In diesem Fall handelt es sich bei dem CT-Gerät um ein Dual-Source Gerät.
Das CT-System C1 verfügt weiterhin über eine Patientenliege C8, auf der ein Patient bei der Untersuchung entlang einer Systemachse C9, auch als z-Achse bezeichnet, in das Messfeld geschoben werden kann. Es ist jedoch auch möglich, dass die Abtastung selbst als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfindet. Die Bewegung der Patientenliege C8 relativ zur Gantry wird durch eine geeignete Motorisierung bewirkt. Während dieser Bewegung rotiert jeweils die Röntgenquelle C2 bzw. C4 um den Patienten. Parallel läuft dabei gegenüber der Röntgenquelle C2 bzw. C4 der Detektor C3 bzw. C5 mit, um Projektionsmessdaten zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Schnittbildern genutzt werden. Alternativ zu einem sequentiellen Scan, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird, ist selbstverständlich auch die Möglichkeit eines Spiralscans gegeben, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre C2 bzw. C4 und Detektor C3 bzw. C5 geschoben wird. Durch die Bewegung des Patienten entlang der Achse C9 und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenquelle C2 bzw. C4 ergibt sich bei einem Spiralscan für die Röntgenquelle C2 bzw. C4 relativ zum Patienten während der Messung eine Helixbahn. Diese Bahn kann auch dadurch erreicht werden, dass die Gantry bei unbewegtem Patienten entlang der Achse C9 verschoben wird. Ferner ist es möglich, den Patienten kontinuierlich und gegebenenfalls periodisch zwischen zwei Punkten hin- und herzubewegen.
Gesteuert wird das CT-System C1 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n. Es wird darauf hingewiesen, dass selbstverständlich diese Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können.
Von der Steuer- und Recheneinheit C10 aus können über eine Steuerschnittstelle 24 Akquisitionssteuersignale AS übertragen werden, um das CT-Gerät gemäß bestimmter Messprotokolle anzusteuern. Die Akquisitionssteuersignale AS betreffen hierbei z.B. die Röntgenröhren C2 und C4, wobei Vorgaben zu ihrer Leistung und den Zeitpunkten ihres An- und Ausschaltens gemacht werden können, sowie die Gantry, wobei Vorgaben zu ihrer Rotationsgeschwindigkeit gemacht werden können, sowie den Tischvorschub.
Da die Steuer- und Recheneinheit C10 über eine Eingabekonsole verfügt, können Messparameter von einem Anwender oder Operator des CT-Geräts eingegeben werden, welche dann in Form von Akquisitionssteuersignalen AS die Datenerfassung steuern. Informationen über aktuell verwendete Messparameter können auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 dargestellt werden; zusätzlich können weitere für den Operator relevante Informationen angezeigt werden.
Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p bzw. Rohdaten werden über eine Rohdatenschnittstelle C23 an die Steuer- und Recheneinheit C10 übergeben. Diese Rohdaten p werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 weiterverarbeitet. Der Bildrekonstruktionsbestandteil C21 ist bei diesem Ausführungsbeispiel in der Steuer- und Recheneinheit C10 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert, z.B. in Form einer oder mehrerer der Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n. In Bezug auf die Bildrekonstruktion gilt wie bereits in Bezug auf die Steuerung des Messvorgangs erläutert, dass die Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können. Ferner ist es möglich, dass die Steuerung des Messvorgangs einerseits und die Bildrekonstruktion andererseits von verschiedenen Recheneinheiten durchgeführt werden.
Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 rekonstruierten Bilddaten f werden dann in einem Speicher C22 der Steuer- und Recheneinheit C10 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 ausgegeben. Sie können auch über eine in 1 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem C1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), eingespeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder als Bilder ausgegeben werden.
Die Steuer- und Recheinheit C10 kann zusätzlich auch die Funktion eines EKGs ausführen, wobei eine Leitung C12 zur Ableitung der EKG-Potenziale zwischen Patient und Steuer- und Recheneinheit C10 verwendet wird. Zusätzlich verfügt das in der 1 gezeigte CT-System C1 auch über einen Kontrastmittelinjektor C11, über den zusätzlich Kontrastmittel in den Blutkreislauf des Patienten injiziert werden kann, so dass z.B. die Gefäße des Patienten, insbesondere die Herzkammern des schlagenden Herzens, besser dargestellt werden können. Außerdem besteht hiermit auch die Möglichkeit, Perfusionsmessungen durchzuführen, für die sich das vorgeschlagene Verfahren ebenfalls eignet.
Die Steuer- und Recheinheit C10 muss sich – anders als in Figur 1 dargestellt – selbstverständlich nicht in der Nähe der restlichen Bestandteile des CT-Systems C1 befinden. Vielmehr ist es möglich, diese in einem anderen Raum oder weiter entfernten Ort unterzubringen. Die Übertragung der Rohdaten p und/oder der Aquisitionssignale AS und/oder der EKG-Daten kann über Leitung oder alternativ über Funk erfolgen.
Die 2 zeigt ein C-Bogen-System, bei dem im Gegensatz zum CT-System der 1 das Gehäuse C6 den C-Bogen C7 trägt, an dem einerseits die Röntgenröhre C2 und andererseits der gegenüberliegende Detektor C3 befestigt sind. Der C-Bogen C7 wird für eine Abtastung ebenfalls um eine Systemachse C9 geschwenkt, so dass eine Abtastung aus einer Vielzahl von Abtastwinkeln stattfinden kann und entsprechende Projektionsdaten p aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 der 2 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 der zu 1 beschriebenen Art.
Die Erfindung ist in beiden der in den 1 und 2 gezeigten Systeme anwendbar. Ferner ist sie grundsätzlich auch für andere CT-Systeme einsetzbar, z. B. für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor.
Für CT-Geräte mit in Patientenlängsrichtung, d.h. in z-Richtung, ausgedehnten Detektoren ist ein die Bildqualität limitierender Faktor u.a. die Streustrahlung aufgrund der Vorwärtsstreuung. Vorwärtsstreuung bedeutet, dass ein Röntgenquant nicht im Untersuchungsobjekt absorbiert, sondern unter Richtungsänderung gestreut wird, und im Anschluss in den zu der Röntgenquelle gehörenden Detektor gelangt. Dies ist nachteilig, da das Röntgenquant durch die Streuung „aus der Bahn geworfen“ wird und somit in einem falschen Detektorelement gemessen wird. Für die Bildrekonstruktion sind nur diejenigen Röntgenquanten erwünscht, welche von der Röntgenquelle gemäß einem geraden Strahl zu dem jeweiligen Detektorelement gelangen. Dementsprechend trägt ein Röntgenquant, welches sich nicht auf einer derartigen geraden Bahn bewegt hat, da durch Streuung seine Richtung geändert wurde, eine für die Bildrekonstruktion falsche Information.
Die Vorwärtsstreuung nimmt etwa linear mit der z-Abdeckung des Detektors zu. Dies ist darin begründet, dass mit zunehmender Breite der abgetasteten Schicht – dies entspricht der z-Abdeckung des Detektors – die Wahrscheinlichkeit steigt, dass ein Röntgenquant im Untersuchungsobjekt gestreut wird.
Die Streustrahlung verursacht Artefakte in den Bildern. Insbesondere kann man in den rekonstruierten Bildern dunkle Zonen, breite, dunkle Striche und Cupping-Effekte, d.h. Schüsseln oder Beulen, beobachten. Die Streustrahlung bewirkt also keine gleichmäßige Verschlechterung über das gesamte Bild. Der Grund hierfür ist, dass die Streuung nicht gleichmäßig stattfindet, sondern abhängig von der Schwächung des Gewebes ist. Außerdem verschlechtert sie die Kontrastwiedergabe in den Bildern.
Für Dual-Source CT-Geräte kommt zur Vorwärtsstreuung noch die Querstreuung hinzu, was anhand von 3 illustriert wird. Die Darstellung der 3 ist ein Schnitt durch die Aufnahmegeometrie senkrecht zur z-Achse. Es sind die beiden Röntgenquellen C2 und C4 zu sehen, sowie die gegenüberliegenden Detektoren C3 und C5. Die Detektoren C3 und C5 sind vereinfachenderweise jeweils als eine Linie dargestellt. Diese Linie entspricht einer Detektorzeile, welche eine Mehrzahl von Detektorelementen bzw. -pixeln aufweist. In z-Richtung benachbart und somit in der Darstellung nicht zu sehen können weitere Detektorzeilen vorhanden sein.
Die Strahlung der Röntgenquelle C2 durchdringt das Untersuchungsobjekt O und gelangt zum Detektor C3, und die Strahlung der Röntgenquelle C4 durchdringt das Untersuchungsobjekt O und gelangt zum Detektor C5. Die Querstreuung tritt im Untersuchungsobjekt O besonders in der Nähe von dessen Oberfläche auf. Durch den Pfeil ist ein Strahl symbolisiert, welcher von der Röntgenquelle C2 auf die Oberfläche des Untersuchungsobjektes O trifft und von dort nahezu rechtwinklig gestreut wird. Diese Querstreuung wird von dem Detektor C5 erfasst, der eigentlich der Messung der Strahlung der Röntgenquelle C4 dient.
Zur Reduktion der Streustrahlung werden detektorseitig üblicherweise Kollimatoren eingesetzt. Hierbei handelt es sich um Bleche, welche vor dem Detektor angebracht werden und dazu dienen, nur Röntgenstrahlen aus einer bestimmten Richtung zum jeweiligen Detektorelement hindurchzulassen. Mit zunehmender z-Abdeckung des Detektors und damit zunehmender Streustrahlintensität muss das Schachtverhältnis der Kollimatoren, also das Verhältnis der Höhe der Bleche zur Breite des Detektorelementes, für gleiche Wirksamkeit vergrößert werden, was schnell auf technologische Grenzen stößt. Hier ist insbesondere die mechanische Stabilität der Kollimatorbleche problematisch, da diese selbst bei höchsten Rotationsfrequenzen nicht in Schwingung geraten dürfen. Die Verwendung von gitterartigen Kollimatoren, die sowohl in der Bildebene als auch in z-Richtung kollimieren, bietet eine bessere Streustrahlunterdrückung, ist aber aufwendig und teuer. Insgesamt sind Kollimatoren von ihrer Wirksamkeit her begrenzt, technisch aufwendig und teuer. Zudem handelt es sich bei der Anwendung von Streustrahlenkollimatoren um eine Methode, bei der Strahlen absorbiert werden, die das Untersuchungsobjekt bereits durchdrungen haben und hiermit zur Dosis beitragen. Streustrahlenkollimatoren alleine können daher das Streustrahlproblem bei Single-Source CT-Geräten mit in z-Richtung ausgedehntem Detektor und insbesondere bei Dual-Source CT-Geräten nicht lösen. Bei Dual-Source CT-Geräten kommt gegenüber Single-Source CT-Geräten das Problem hinzu, dass bei einem quergestreuten Röntgenquant die Richtung, mit der das Röntgenquant auf den falschen Detektor trifft, aus Sicht des Kollimators die richtige sein kann, so dass es von dem Kollimator nicht abgehalten werden kann.
Eine weitere Methode zur Reduktion der Streustrahlung sind rechnerische Streustrahlkorrekturen. Bei diesen wird zunächst das Streustrahlungssignal für jedes Detektorelement bestimmt. Diese Bestimmung des Streustrahlungssignals kann z.B. durch direkte Messung erfolgen. Zur Messung können in z-Richtung außerhalb des Detektors, gegebenenfalls auf beiden Seiten des Detektors, zusätzliche Detektorelemente angebracht werden. Dieses Vorgehen ist auch für einen mehrzeiligen Detektor geeignet, da sich die Streustrahlung in z-Richtung kaum verändert. Bei Vorhandensein zweier Röntgenquellen ist es alternativ möglich, jeweils eine der Röntgenquellen während des Messvorgangs kurz auszuschalten, um am jeweils zugeordneten Detektor die Streustrahlung direkt zu messen.
Alternativ zur Messung der Streustrahlung kann diese rechnerisch bestimmt werden. 4 zeigt ein Ablaufdiagramm zur Rekonstruktion von Bilddaten mit einer Streustrahlenkorrektur. Zunächst werden im Schritt MEAS die Messdaten bei einer CT-Messung eines Untersuchungsobjektes erfasst. Nach dieser Messung wird aus den Rohdaten, d.h. ohne Streustrahlungskorrektur, ein erstes Bild PIC0 des Untersuchungsobjektes rekonstruiert. Aus diesem Schätzbild PIC0, welches Bildartefakte aufgrund der vorhandenen Streustrahlung enthält, wird für jedes Detektorelement das Streustrahlungssignal STREU ermittelt. Im darauffolgenden Schritt KOR werden die Messdaten unter Verwendung des Streustrahlungssignals STREU korrigiert. Dies erfolgt im wesentlichen dadurch, dass für jedes Detektorelement die berechnete Streustrahlungsintensität von den Rohdaten abgezogen wird. Unter Verwendung der im Schritt KOR korrigierten Messdaten wird ein verbessertes Bild PIC1 des Untersuchungsobjektes rekonstruiert.
Bei den Bildern PIC0 und PIC1 kann es sich um zweidimensionale Schnittbilder oder um dreidimensionale Volumenbilder handeln. Zur Rekonstruktion der Bilder PIC0 und PIC1 können an sich bekannte Bildrekonstruktionsverfahren herangezogen werden.
Zur Ermittlung des Streustrahlungssignals STREU könnten Monte-Carlo-Simulationen herangezogen werden. Hierbei wird davon ausgegangen, dass das Untersuchungsobjekt eine Schwächungsverteilung gemäß dem Schätzbild PIC0 aufweist. Für jeden Strahl kann nun die Wahrscheinlichkeit berechnet werden, dass er in bestimmte Richtungen gestreut wird. Dies erlaubt eine genaue Berechnung des Streustrahlungssignals STREU, ist jedoch sehr rechenaufwendig. Denn um eine für CT-Bilder erforderliche hohe Genauigkeit zu erreichen, müssen Mehrfachstreuungen berücksichtigt werden. Dies bedeutet, dass ein Strahl nach einer ersten Streuung an oder in dem Untersuchungsobjekt innerhalb dieses Objektes eine weitere Streuung erfahren kann, usw. Dies entspricht in Rahmen der Monte-Carlo-Simulation einer kaskadierten Anwendung der Strahlverfolgung durch das Untersuchungsobjekt; es müssen also sehr viele Strahlen berechnet werden.
Um diese Nachteile zu vermeiden, wird unabhängig vom konkreten Untersuchungsobjekt ein Modell MOD eines Streukerns bestimmt. 5 illustriert zur Erläuterung der bei der Modellerstellung verwendeten Variablen die geometrischen Verhältnisse bei der Querstreuung. Wie in 3 sind das Röntgenquelle-Detektor-Paar C2 und C3, sowie das Röntgenquelle-Detektor-Paar C4 und C5 zu sehen. Wie in 3 handelt es sich um einen zweidimensionalen axialen Schnitt durch das Untersuchungsobjekt O. Der durchgezogene Pfeil steht für einen Strahl, welcher von der Röntgenquelle C4 ausgeht. Dieser Strahl wird an einem Punkt innerhalb des Untersuchungsobjektes O gestreut. Unter einem Punkt, an welchem eine Streuung stattfindet, wird im folgenden ein Flächen- oder Volumenelement des Untersuchungsobjektes verstanden.
Der punktierte Pfeil zeigt, wie der Strahl an diesem Punkt so gestreut wird, dass er mit dem Winkel θ = 0 auf den Detektor C3 fällt. Die Richtung θ = 0 zeigt auf den so genannten Mittagskanal; hierbei handelt es sich um dasjenige Detektorelement, auf dem ein einfallender Strahl senkrecht steht. Diese Strahlrichtung entspricht der Verbindungslinie zwischen dem Mittagskanal und der zugehörigen Röntgenröhre C2. Jedem Streupunkt innerhalb des Untersuchungsobjektes kann somit ein Mittagskanal zugeordnet werden. Der gestrichelte Pfeil zeigt, wie der Strahl an dem gleichen Punkt innerhalb des Untersuchungsobjektes so gestreut wird, dass er mit der Richtung θ auf den Detektor C3 fällt.
Anhand eines modellartigen Untersuchungsobjektes wird das Modell MOD eines Streukerns bestimmt. Als modellartiges Untersuchungsobjekt kann z.B. ein mit Wasser gefüllter Zylinder verwendet werden, welcher symmetrisch auf der z-Achse des CT-Gerätes angeordnet ist. Für einen bestimmten Punkt innerhalb des modellartigen Untersuchungsobjektes wird eine Streustrahlenverteilung ermittelt, welche von zwei Variablen abhängt. Bei der ersten Variable handelt es sich um den Winkel θ, in dem ein am betrachteten Punkt gestreuter Strahl zur Flächennormalen des betrachteten Detektorelementes liegt. 6 zeigt eine solche Streustrahlenverteilung. Nach oben ist die Intensität der Streustrahlung aufgetragen, abhängig vom Winkel θ. Das Maximum befindet sich beim Winkel θ = 0, also beim Auftreffen des gestreuten Strahls auf den Mittagskanal. Dies liegt darin begründet, dass in die Streustrahlenverteilung bereits die Detektorgeometrie einbezogen ist, wonach den Detektor aufgrund der Kollimatoren Strahlen unter dem Winkel θ = 0 leichter erreichen als unter anderen Winkeln. Es handelt sich also bereits um eine realisierungsgebundene Darstellung, in welche die Realisierung des Detektors einfließt. Die Streustrahlenverteilung muss nicht zwangsläufig symmetrisch um den Wert θ = 0 sein. Im Falle, dass keine Querstreuung, sondern nur Vorwärtsstreuung vorhanden ist, liegt eine symmetrische Streustrahlenverteilung vor.
Die zweite Variable, von welcher die Streustrahlenverteilung des betrachteten Punktes des modellartigen Untersuchungsobjektes abhängt, ist das Linienintegral der Schwächungswerte ausgehend vom Streupunkt zu demjenigen Detektorelement auf dem Detektorbogen, über dem der betrachtete Streupunkt senkrecht steht, also zum Mittagskanal. Zur Berechnung dieser Größe wird der – im allgemeinen ortsabhängige – Schwächungskoeffizient innerhalb des Untersuchungsobjektes entlang der genannten Linie vom Streupunkt zum Mittagskanal aufintegriert. Für verschiedene Werte dieses Linienintegrals wird eine vom Winkel θ abhängige Streustrahlenverteilung gemäß 6 bestimmt. Im allgemeinen gilt, dass sich die Streustrahlenverteilung mit dem Wert des Linienintegrals derart ändert, dass mit zunehmendem Wert des Linienintegrals das Maximum der Streustrahlenverteilung bei θ = 0 kleiner und die Kurve breiter wird. Dies liegt darin begründet, dass bei größeren Werten des Linienintegrals entlang der Strecke mehr Röntgenquanten absorbiert und gestreut werden.
Der Grund der Verwendung einer Variable in Form des Linienintegrals von dem Streupunkt zu dem Mittagskanal liegt darin, dass die Streuung in Richtung des Mittagskanals am meisten zum Streusignal beiträgt (s. 6). Zwar wäre es exakter, auch andere Linienintegrale zu berücksichtigen, würde jedoch den Rechenaufwand sowohl zur Bestimmung des Modells MOD als auch später bei der Bildrekonstruktion zur Berechung des Streustrahlungssignals STREU vergrößern.
Zur Ermittlung der Streustrahlenverteilungen für verschiedenen Werte des Linienintegrals wird das modellartige Untersuchungsobjekt modifiziert, indem verschiedene Dicken des modellartigen Untersuchungsobjektes betrachtet werden. Wird wie im oben genannten Beispiel ein wassergefüllter Zylinder als modellartiges Untersuchungsobjekt eingesetzt, so werden Zylinder verschiedener Durchmesser betrachtet. Der Streupunkt soll hierbei jedoch stets der gleiche bleiben, es wird also in Bezug auf die Mitte des Zylinders jeweils der gleiche Streupunkt betrachtet.
Die Bestimmung der Streustrahlenverteilungen des Streupunktes innerhalb des modellartigen Untersuchungsobjektes kann auf verschiedene Weisen erfolgen:

– Bei der Monte-Carlo-Simulation wird statistisch vorgegangen.
– Bei einer analytischen Bestimmung werden die Streustrahlenverteilungen exakt berechnet.
– Bei der experimentellen Bestimmung wird das modellartige Untersuchungsobjekt tatsächlich vermessen. Hierbei hat der experimentelle Aufbau die gleiche oder eine ähnliche Geometrie wie die Simulation. Dies kann z.B. durch ein kleines Target realisiert werden, auf das ein Nadelstrahl direkt gerichtet ist, und welches in umgebendes Material, z.B. in einen realen Wasserzylinder, eingebettet ist.

Als Ergebnis liegt das Modell MOD eines Streukerns als von den beiden Variablen Linienintegral und θ abhängige Funktion vor. Die Werte der Funktion können in einer Tabelle o.ä. abgelegt werden. Die Bestimmung des Modells MOD kann vor der Datenerfassung MEAS (4) erfolgen, so dass das Modell MOD bereits vorliegt, wenn ein Bild des Untersuchungsobjektes rekonstruiert werden soll.
Es wird das Modell MOD nun verwendet, um aus dem Schätzbild PIC0 das Streustrahlungssignal STREU in Bezug auf das reale Untersuchungsobjekt zu ermitteln. Aufgrund des Schätzbildes PIC0 ist für jeden Punkt innerhalb des Untersuchungsobjektes ein Schwächungswert vorhanden, so dass der Wert des Linienintegrals ausgehend vom jeweiligen Punkt zum Mittagskanal bestimmbar ist. Somit kann jedem Punkt innerhalb des Untersuchungsobjektes eine Streustrahlenverteilung gemäß 6 zugeordnet werden. Dies erfolgt, indem das jeweilige Linienintegral bestimmt und die dazugehörige Kurve des Modells MOD herausgesucht wird. Dieses Heraussuchen kann z.B. durch Auslesen aus einer Tabelle erfolgen. Gegebenenfalls kann inter- oder extrapoliert werden, falls zu einem berechneten Linienintegralwert kein Wert des Modells MOD vorhanden ist.
Nachdem für jeden Bildpunkt des Untersuchungsobjektes die winkelabhängigen Streustrahlenverteilungen vorliegen, kann das Streustrahlungssignal STREU pro Detektorelement bestimmt werden. Hierzu werden die Beiträge aller Bildpunkte betreffend das betrachtete Detektorelement addiert. Diese Addition erfolgt vorzugsweise gewichtet, z.B. durch eine Wichtung unter Verwendung des Abstandes zwischen dem Streupunkt und dem betrachteten Detektorelement. Aus geometrischen Gründen kommt hierfür eine 1/r² Wichtung in Betracht, so dass eine zunehmende Entfernung zu einem kleineren Gewicht des jeweiligen Bildpunktes bei der Summation führt. Eine zusätzliche Möglichkeit der Wichtung ist die Berücksichtigung des Materials am Ort des jeweiligen Bildpunktes; so können z.B. für Knochen andere Streuintensitäten angenommen werden als für Weichteile.
Das hierdurch erhaltene Streustrahlungssignal STREU pro Detektorelement kann nun zur Korrektur der Rohdaten verwendet werden. Das aus diesen korrigierten Messdaten erhaltene Bild PIC1 kann als Ergebnisbild ausgegeben werden. Alternativ hierzu ist es möglich, weitere Iterationen vorzunehmen, um ein noch besseres Bild zu erhalten. Hierzu würde aus dem Bild PIC1 unter Verwendung des Modells MOD ein verbessertes Streustrahlungssignal STREU berechnet, welches wiederum zur Korrektur der Messdaten und anschließenden Bildberechnung verwendet würde. Auf diese Weise können Iterationsbilder berechnet werden, bis ein bestimmtes Abbruchkriterium erfüllt ist.
Ein wesentlicher Vorteil der beschriebenen Vorgehensweise ist, dass das Modell MOD nur ein Mal berechnet werden muss, und im Anschluss zur Rekonstruktion einer Vielzahl von Bildern verschiedener Untersuchungsobjekte herangezogen werden kann. Dadurch, dass die Berechnung des Modells MOD der Bildrekonstruktion vorgeschaltet sein kann, kann diese schneller und weniger rechenaufwendig ablaufen. Denn im Rahmen der Bildrekonstruktion ist es zur Bestimmung des Streustrahlungssignals STREU lediglich nötig, in einer Lookup-Tabelle o.ä. die Streustrahlenverteilungen der Bildpunkte nachzuschlagen und detektorelementweise zu addieren. Gegenüber der oben erwähnten Möglichkeit, das Streustrahlungssignal STREU durch eine Monte-Carlo-Simulation aus dem Schätzbild PIC0 zu erhalten, ist die erläuterte Bildrekonstruktion einerseits schneller, andererseits führt sie zu einer Varianzreduktion gegenüber dem bildbasierten Monte-Carlo-Verfahren. Wird das Modell MOD anhand eines Monte-Carlo-Verfahrens an einem modellartigen Untersuchungsobjekt gewonnen, stellt das erläuterte Verfahren einen Hybrid zwischen einem Monte-Carlo-Verfahren und einem Modellverfahren dar.
Bislang wurde der Fall beschrieben, dass das Modell MOD als Variablen das Linienintegral von dem Streupunkt zum Mittagskanal und den Winkel θ enthält. Es ist auch möglich, weitere Variablen in das Modell MOD einzubeziehen. Geeignete Beispiele hierfür sind:
Der Fächerwinkel des einfallenden Strahls, also der Winkel des einfallenden Strahls in Bezug auf einen Strahl, welcher senkrecht die Röntgenquelle verlässt, und der Fächerwinkel des Mittagskanals, also der Winkel zwischen dem Mittagskanalstrahl und dem Strahl, welcher senkrecht auf die Mitte des Detektors trifft.
Zur Berücksichtigung dieser Variablen kann das modellartige Untersuchungsobjekt sowohl in einer Richtung quer zum einfallenden Mittelstrahl verschoben werden und gleichzeitig auch in einer Richtung parallel zum einfallenden Mittelstrahl verschoben werden. Dadurch kann der Bereich der berücksichtigten Streuwinkel erweitert werden.
Das bereits durch den einfallenden Strahl durchdrungene Linienintegral.
Dadurch, dass der Strahl bereits Material innerhalb des Objektes durchlaufen hat, verändert sich zusätzlich zu seiner Intensität auch noch sein Spektrum am betrachteten Streupunkt. Zur Berücksichtigung dieser Abhängigkeit kann das modellartige Untersuchungsobjekt derart verändert werden, dass sich noch Material unterschiedlicher Dicke vor dem betrachteten Streupunkt befindet. Durch diese Variable wird das Spektrum der auf den Streupunkt einfallenden Strahlung berücksichtigt.
Eine Relation zwischen dem Linienintegral zum Mittagskanal und dem Linienintegral zu einem oder mehreren anderen Detektorkanälen.
Hierdurch kann die Abhängigkeit der Streustrahlungsverteilung von der Form des Objektes berücksichtigt werden. Denn es finden je nach Form und Dicke des durchquerten Materials vom Streupunkt zu den jeweiligen Detektorkanälen verschiedene Sekundärstreuprozesse statt. Durch diese Variable kann das streuende Objekt also genauer charakterisiert und dementsprechend seine Eigenschaften bei der Berechnung des Streustrahlungssignals berücksichtigt werden.
Zur Berücksichtigung dieser Variable kann der Streupunkt innerhalb des modellartigen Untersuchungsobjektes verschoben werden.
Der Schwächungswert des Streupunktes und/oder die Schwächungswerte des den Streupunkt umgebenden Materials. Zur Berücksichtigung dieser Variable kann der Streupunkt als aus verschiedenen Materialien bestehend angesehen werden, bzw. unterschiedliche, den Streupunkt umgebende Materialien verwendet werden. Beispielsweise können anstelle eines mit Wasser gefüllten Zylinders andere Füllungen des Zylinders betrachtet werden.
Die Anzahl der für das Modell MOD verwendeten Variablen und die Auswahl der Variablen aus den o.g. Möglichkeiten hängt von der erwünschten Genauigkeit ab. Selbstverständlich steigt der Rechenaufwand mit zunehmender Anzahl von Variablen sowohl zur Bestimmung des Modells MOD als auch bei der Bestimmung des Streustrahlungssignals STREU. Es ist natürlich möglich, das Modell MOD mit mehr Variablen zu bestimmen, als später bei der Bestimmung des Streustrahlungssignals STREU eingesetzt werden; in diesem Fall werden die nicht verwendeten Variablen bei der Bestimmung des Streustrahlungssignals STREU auf einen geeigneten konstanten Wert gesetzt.
Die beschriebene Vorgehensweise eignet sich sowohl für CT-Geräte mit lediglich einer Röntgenquelle, d.h. zur Beseitigung der Folgen von Vorwärtsstreuung, als auch für Systeme mit zwei oder auch mehreren Quelle-Detektorpaaren.
Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung der Erfindung. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin, beispielsweise bei der Gepäcküberprüfung oder der Materialuntersuchung eingesetzt werden.
Die Erfindung wurde voranstehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird.

Claims

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC1) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p), wobei die Messdaten (p) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt (O) erfasst wurden (MEAS), erste Bilddaten (PIC0) des Untersuchungsobjektes (O) aus den Messdaten (p) rekonstruiert werden, aus den ersten Bilddaten (PIC0) unter Verwendung eines Streustrahlungsmodells (MOD) Streusignale (STREU) berechnet werden, wobei das Streustrahlungsmodell (MOD) für einen Streupunkt abhängig von einem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral eines gestreuten Strahls von dem Streupunkt zu einem bestimmten Detektorelement entspricht, eine winkelabhängige Streuverteilung angibt, die berechneten Streusignale (STREU) zur Korrektur (KOR) der Messdaten (p) verwendet werden, unter Verwendung der korrigierten Messdaten (p) zweite Bilddaten (PIC1) rekonstruiert werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei es sich bei dem bestimmten Detektorelement um dasjenige Detektorelement handelt, auf welches der gestreute Strahl senkrecht steht.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei zur Berechnung des Streusignals (STREU) für ein Detektorelement pro Streupunkt des Untersuchungsobjektes (O) unter Verwendung der ersten Bilddaten (PIC0) ein Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral eines Strahls von dem jeweiligen Streupunkt zu dem jeweiligen Detektorelement entspricht, berechnet und einer winkelabhängigen Streuverteilung des Streustrahlungsmodells (MOD) zugeordnet wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei zur Berechnung des Streusignals (STREU) für das Detektorelement die auf das Detektorelement bezogenen Beiträge der Streuverteilung mehrerer Streupunkte des Untersuchungsobjektes (O) addiert werden.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei bei der Addition eine Wichtung abhängig vom jeweiligen Abstand zwischen dem Streupunkt und dem Detektorelement erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei das Streustrahlungsmodell (MOD) unter Verwendung eines modellartigen Untersuchungsobjektes ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei es sich bei dem modellartigen Untersuchungsobjekt um einen wassergefüllten Zylinder handelt.
Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, wobei die Ermittlung des Streustrahlungsmodells (MOD) unter Verwendung einer Monte-Carlo-Simulation erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, wobei die Ermittlung des Streustrahlungsmodells (MOD) unter Verwendung von Messungen am modellartigen Untersuchungsobjekt erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei aus den zweiten Bilddaten (PIC1) unter Verwendung des Streustrahlungsmodells (MOD) Streusignale (STREU) berechnet werden, die berechneten Streusignale (STREU) zur Korrektur der Messdaten (p) verwendet werden, und unter Verwendung der korrigierten Messdaten (p) dritte Bilddaten rekonstruiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei gemäß dem Streustrahlungsmodell (MOD) die winkelabhängige Streuverteilung ferner abhängt von – dem Winkel zwischen dem zum Streupunkt einfallenden Strahl und dem zum bestimmten Detektorelement gestreuten Strahl, und/oder – dem Fächerwinkel des zum Streupunkt einfallenden Strahls innerhalb eines von der Strahlungsquelle (C2, C4) emittierten Strahlenbündels, und/oder – dem Fächerwinkel des bestimmten Detektorelements innerhalb des Detektors, und/oder – dem Winkel zwischen dem zum bestimmten Detektorelement gestreuten Strahl und einem Strahl, welcher senkrecht auf die Mitte des Detektors (C3, C5) steht, und/oder – einem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral des zum Streupunkt einfallenden Strahls bis zum Streupunkt entspricht, und/oder – einer Relation zwischen dem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral des gestreuten Strahls von dem Streupunkt zu dem bestimmten Detektorelement entspricht, und einem Linienintegral, welches einem Schwächungsintegral des gestreuten Strahls von dem Streupunkt zu einem anderen Detektorelementen entspricht, und/oder – dem Schwächungswert des Streupunktes gemäß den ersten Bilddaten (PIC0), und/oder – mindestens einem Schwächungswert von den Streupunkt umgebendem Material gemäß den ersten Bilddaten (PIC0).
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die Messdaten (p) bei einer gleichzeitigen relativen Rotationsbewegung zwischen einer ersten Strahlungsquelle (C2) und dem Untersuchungsobjekt (O) und einer zweiten Strahlungsquelle (C4) und dem Untersuchungsobjekt (O) erfasst wurden, und die Streusignale (STREU) in Bezug auf zwei den jeweiligen Strahlungsquellen (C2, C4) zugeordnete Detektoren (C3, C5) berechnet werden.
Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC1) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p) eines CT-Systems (C1), mit Mitteln zum Durchführen eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 12.
CT-System (C1) mit einer und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 13.
Computerprogramm mit Programmcode (Prg₁–Prg_n), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Computerlesbarer Datenträger mit Programmcode (Prg₁–Prg_n) eines Computerprogramms, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.