DE102019202878B4 - Verfahren zur Rauschreduzierung in Computertomographiedaten, Röntgeneinrichtung, Computerprogramm und elektronisch lesbarer Datenträger - Google Patents

Abstract

Verfahren zur Rauschreduzierung in einem dreidimensionalen Computertomographiedatensatz, der aus zweidimensionalen, mit einer Röntgeneinrichtung (5), insbesondere einer C-Bogen-Röntgeneinrichtung (5), unter Verwendung unterschiedlicher Aufnahmegeometrien aufgenommenen Projektionsbildern rekonstruiert ist,wobei in einem nach der Rekonstruktion des Computertomographiedatensatzes (S) folgenden Nachbearbeitungsabschnitt- zum Erhalt eines ersten Zwischendatensatzes (Z1) ein erster, kantenerhaltender Filter auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz (S) angewendet wird,- zum Erhalt eines zweiten Zwischendatensatzes (Z2) ein zweiter, morphologischer Filter auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz (S) angewendet wird,- ein Kanten stärker gewichtender erster Gewichtungsdatensatz (W) aus einem Subtraktionsdatensatz (D) des ersten und des zweiten Zwischendatensatzes (Z1, Z2) ermittelt wird, und- ein rauschreduzierter Ergebnisdatensatz (E) als gewichtete Summe des ersten Zwischendatensatzes (Z1) und des zweiten Zwischendatensatzes (Z2) ermittelt wird, wobei der erste Zwischendatensatz (Z1) mit dem ersten Gewichtungsdatensatz (W) gewichtet wird und der zweite Zwischendatensatz (Z2) mit Eins minus dem ersten Gewichtungsdatensatz (W),- wobei der rauschreduzierte Computertomographiedatensatz (E, EZ) als der oder aus dem Ergebnisdatensatz (E) ermittelt wird.

Description

• Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rauschreduzierung in einem dreidimensionalen Computertomographiedatensatz, der aus zweidimensionalen, mit einer Röntgeneinrichtung, insbesondere einer C-Bogen-Röntgeneinrichtung, unter Verwendung unterschiedlicher Aufnahmegeometrien aufgenommenen Projektionsbildern rekonstruiert ist. Daneben betrifft die Erfindung eine Röntgeneinrichtung, ein Computerprogramm und einen elektronisch lesbaren Datenträger.
• Die Computertomographie ist, insbesondere als medizinische Bildgebungsmodalität, inzwischen etabliert. Neben der Nutzung klassischer Computertomographieeinrichtungen, bei denen zumindest Teile der aus Röntgenstrahler und Röntgendetektor gebildeten Aufnahmeanordnung innerhalb einer Gantry bewegt werden, wurde immer häufiger vorgeschlagen, auch andere, flexibel positionierbare Aufnahmeanordnungen aufweisende Röntgeneinrichtungen einzusetzen, um zweidimensionale Projektionsbilder eines Patienten aus unterschiedlichen Richtungen, also mit unterschiedlichen Aufnahmegeometrien, aufzunehmen und hieraus dreidimensionale Computertomographiedatensätze zu rekonstruieren, insbesondere unter Verwendung der gefilterten Rückprojektion (FBP). Derartige Bildgebungsvarianten sind bei der Anmelderin als „DynaCT“ bekannt.
• Hierfür wird in den häufigsten Fällen eine C-Bogen-Röntgeneinrichtung, also eine Röntgeneinrichtung mit einem C-Bogen, an dem sich gegenüberliegend ein Röntgenstrahler und ein Röntgendetektor angeordnet sind, verwendet. In diesem Zusammenhang kann man auch von einer C-Bogen-Computertomographie (C-Bogen-CT) reden.
• Zwar lässt sich unter der Verwendung von C-Bogen-Röntgeneinrichtungen eine hohe Ortsauflösung erreichen, allerdings ist die Bildqualität im Weichgewebe beschränkt. Diese limitierte Bildqualität wird unter anderem durch ein hohes Rauschniveau in den rekonstruierten Schnittbildern verursacht, welches durch Quanten- und Elektronenrauschen am Detektor entsteht. Auf der anderen Seite ist ein guter Weichteilkontrast wichtig für viele Anwendungsfälle, insbesondere neuroradiologische Anwendungsfälle wie den Blutungsausschluss nach einer neuroradiologischen Prozedur und bei der Schlaganfalldiagnostik. Insbesondere hinsichtlich eines Schlaganfalls ist auch eine Differenzierung von grauem und weißem Gewebe im Gehirn zur Bestimmung der Infarktgröße von Bedeutung.
• Daher wurde, insbesondere für die C-Bogen-CT, vorgeschlagen, Rauschreduktionsverfahren einzusetzen, die die hohe Ortsauflösung erhalten, aber im Weichgewebe dennoch ein möglichst rauscharmes und kontrastreiches Bild erzeugen. Dabei wurde vorgeschlagen, zur Reduktion des Rauschens einen glättenden Rekonstruktionskern in Kombination mit einer höheren Dicke der Schnittbilder, mithin einer größeren Voxelausdehnung, einzusetzen. Auf diese Weise wird jedoch die Ortsauflösung reduziert und es treten verwaschene Knochenstrukturen auf. Auch erscheint der Weichteilkontrast im Vergleich zur nicht geglätteten Konstruktion nicht optimal.
• Aus der Publikation SAHBA, Farhang; TIZHOOSH, Hamid R. Filterfusion for image enhancement using reinforcement learning. In: CCECE 2003-Canadian Conference on Electrical and Computer Engineering. Toward a Caring and Humane Technology (Cat. No. 03CH37436). IEEE, 2003. S. 847-850. ist es bekannt, zur Verbesserung eines Bildes eine Mehrzahl von Filtern anzuwenden. Die Ergebnisse der Filter werden mit Hilfe eines Reinforcement-Learning Agent fusioniert.
• Aus der Publikation BOMANS, Michael, et al. 3-D segmentation of MR images of the head for 3-D display. IEEE transactions on medical imaging, 1990, 9. Jg., Nr. 2, S. 177-183. ist es bekannt, zur Verbesserung der Definition von Oberflächen von Magnet-Resonanz-Tomographie-Bildern morphologische Filter anzuwenden.
• Aus der DE 10 2007 058 498 A1 ist ein Verfahren zur Rauschunterdrückung in medizinischen Bildern bekannt, bei dem eine Filtermaske abhängig von der Gradientenstärke eines Bildpunktes gewählt wird.
• Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Möglichkeit zur Rauschreduzierung bei Computertomographiedatensätzen, insbesondere solchen, die mit C-Bogen-Röntgeneinrichtungen aufgenommen wurden, anzugeben, welches Hochkontrast-Details erhält und den Weichgewebekontrast verbessert.
• Zur Lösung dieser Aufgabe ist bei einem Verfahren der eingangs genannten Art erfindungsgemäß vorgesehen, dass in einem nach der Rekonstruktion des Computertomographiedatensatzes folgenden Nachbearbeitungsabschnitt
• - zum Erhalt eines ersten Zwischendatensatzes ein erster, kantenerhaltender Filter auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz angewendet wird,
• - zum Erhalt eines zweiten Zwischendatensatzes ein zweiter, morphologischer Filter auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz angewendet wird,
• - ein Kanten stärker gewichtender erster Gewichtungsdatensatz aus einem ersten Subtraktionsdatensatz des ersten und des zweiten Zwischendatensatzes ermittelt wird, und
• - ein rauschreduzierter Ergebnisdatensatz als gewichtete Summe des ersten Zwischendatensatzes und des zweiten Zwischendatensatzes ermittelt wird, wobei der erste Zwischendatensatz mit dem ersten Gewichtungsdatensatz gewichtet wird und der zweite Zwischendatensatz mit Eins minus dem ersten Gewichtungsdatensatz gewichtet wird,
• - wobei der rauschreduzierte Computertomographiedatensatz als der oder aus dem Ergebnisdatensatz ermittelt wird.
• Erfindungsgemäß wird mithin vorgeschlagen, durch eine Kombination von unterschiedlichen nichtlinearen Filtern eine möglichst gute Rauschreduktion bei Erhalt des Kontrasts im Knochen und im Weichgewebe zu erreichen. Dabei wurde im Rahmen der Entwicklung festgestellt, dass die alleinige Anwendung eines Filters auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz nicht ausreichend ist, nachdem derartige rauschreduzierende Filter üblicherweise für Fotografien entwickelt werden. Im Vergleich zu Fotografien liegen bei Computertomographiedatensätzen wesentlich größere Dynamikbereiche vor, welche sich durch sehr hohe Kontraste an Knochen bei gleichzeitig geringen Kontrasten und hohem Rauschen im Weichteilgewebe ergeben. Daher liefert der unmittelbare Einsatz von nichtlinearen Filtern, die ursprünglich für die Rauschreduktion bei Fotografien entwickelt wurden, nicht die bestmöglichen Ergebnisse. Beispielsweise führt die Anwendung kantenerhaltender nichtlinearer Filter auf einen rekonstruierten Computertomographiedatensatz zwar zu einer hohen räumlichen Auflösung, allerdings kann sich die Bildqualität auch verschlechtern, insbesondere, nachdem (in Fotografien üblicherweise nicht auftretende) Bildartefakte zusätzlich verstärkt werden können und dergleichen. Bei der reinen Anwendung eines morphologischen nichtlinearen Filters lässt sich zwar eine deutliche Reduzierung des Rauschniveaus feststellen, allerdings gehen Hochkontrast-Details verloren und der Weichteilkontrast ist nicht optimal, da feinere, diagnostisch relevante Unterschiede als Rauschen missinterpretiert werden könnten.
• Bei Untersuchungen wurde nun festgestellt, dass die Kombination eines kantenerhaltenden, ersten, nichtlinearen Filters in Bereichen von höherkontrastigen Kanten und eines morphologischen, zweiten, nichtlinearen Filters in anderen Bereichen und eine geeignete Gewichtung in einem Übergangsbereich bezüglich der Kantenstärke zu einem deutlich verbesserten Ergebnis führt, bei dem sowohl die starken Kanten, insbesondere hin zu Knochengewebe, in voller Ortsauflösung erhalten werden und gleichzeitig Rauscheffekte im Bereich von Weichgewebe entfernt werden, ohne dass jedoch die relevanten Strukturen verloren gehen.
• Konkret kann als der kantenerhaltende Filter ein Guided Filter oder ein bilateraler Filter und/oder als der morphologische Filter ein Bitonic Filter verwendet werden, wobei die Kombination aus einem Guided Filter und einem Bitonic Filter besonders bevorzugt ist. Andere denkbare morphologische Filter umfassen beispielsweise Mittelwertfilter und dergleichen.
• Der Guided Filter ist hierbei beispielsweise in einem Artikel von Kaiming He et al., „Guided Image Filtering“, IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence 35 (2013), Seiten 1397 - 1409, beschrieben und definiert. Der Bitonic Filter ist beispielsweie in einem Artikel von Graham Treece, „The Bitonic Filter: Linear Filtering in an Edge-Preserving Morphological Framework“, IEEE Transaction on Image Processing 25 (2016), Seiten 5199 - 5211, beschrieben. Wie Experimente gezeigt haben, führt die reine Anwendung des Guided Filters bei Computertomographiedatensätzen je nach Parametrisierung zu einer limitierten Kantenerhaltung oder einer guten Kantenerhaltung, wobei bei letzterer jedoch ein „körniger“ Bildeindruck im Weichgewebe entsteht, bei dem einzelne, durch Strichartefakte verursachte Kanten verstärkt erscheinen. Die reine Anwendung des Bitonic Filter erzeugt rauscharme Bilder bei gutem Weichteilkontrast, wobei die Erhaltung von Knochenkanten allerdings deutlich unzureichend ist. Mithin schlägt ein besonders vorteilhaftes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung eine Kombination des Guided Filters, parametrisiert auf gute Kantenerhaltung, mit dem Bitonic Filter vor. Dies eröffnet insbesondere auch eine Umsetzung in einem recheneffizienten Nachverarbeitungsschritt.
• Denn insbesondere bei Einsatz von C-Bogen-Röntgeneinrichtungen ist diese C-Bogen-Computertomographie mit hohem Weichteilkontrast und hoher Ortsauflösung bei neuroradiologischen Interventionen und/oder Untersuchungen von hoher Bedeutung, beispielsweise bei der Untersuchung von Schlaganfällen und/oder beim Durchführen eines Stenting. Hierbei sind schnelle Rechenzeiten und eine einfache Benutzung essenziell. Die erfindungsgemäß vorgeschlagene neuartige Kombination von nichtlinearen Filtern, die für die Computertomographiebildgebung optimiert ist, ermöglicht in einem recheneffizienten Nachverarbeitungsschritt eine deutliche Rauschreduktion bei guter Ortsauflösung und optimiertem Weichteilkontrast. Dabei ergibt sich ein besonderer Vorteil für den Nutzer auch dadurch, dass die Rauschreduktion in einem einfachen Nachverarbeitungsschritt durchgeführt werden kann, beispielsweise durch einen einfachen Knopfdruck.
• Dies steht im Gegensatz zu den bisher durchgeführten, zusätzlichen sekundären Rekonstruktionen mit weichem Filterkern und der nachträglichen Anpassung der Voxelgröße („Schichtdicke“). Auch Ansätze, die iterative Rekonstruktionsverfahren einsetzen, könnten bei geeigneter Regularisierung rauschreduzierte Bilder mit hoher Ortsauflösung erzeugen, sind jedoch deutlich rechenaufwendiger und können nicht in einem simplen Nachverarbeitungsschritt angewendet werden.
• Zusammengefasst führt die vorgeschlagene, auf die Computertomographie abgestellte Kombination von nichtlinearen Filtern, die auch als „morphologischer Filter mit Kantenerhaltung“, insbesondere „bitonischer Filter mit Kantenerhaltung“, bezeichnet werden kann, zu einer deutlichen Reduzierung des Rauschniveaus, zu einem Erhalt von Hochkontrast-Details und zu hervorragendem Weichgewebekontrast.
• An dieser Stelle sei nochmals auf die besonderen Vorteile des bitonischen Filters im Vergleich zu bilateralen Filtern hingewiesen. Der bitonische Filter stellt eine Kombination von morphologischen Operatoren und einem Gauß-Filter dar. Dabei werden insbesondere morphologische Öffnungs- und Schließoperationen auf das Eingangsbild angewendet, wobei die Ausgabe eine gewichtete Summe des Öffnens und Schließens ist, wobei Gewichte durch Gauß-geglättete Differenzbilder zwischen Öffnung und Original und Schließen und Original gebildet werden. Der bitonische Filter kann schnell und einfach implementiert werden und weist nur einen signifikanten Parameter, nämlich die Reichweite der morphologischen Teilfilter, auf.
• Mit besonderem Vorteil kann vorgesehen sein, dass die Filter zweidimensional auf in einer Bildrichtung aufeinanderfolgende Schnittbilder des rekonstruierten Computertomographiedatensatzes angewendet werden. Der dreidimensionale, rekonstruierte Computertomographiedatensatz zeichnete sich üblicherweise durch bezüglich eines dreidimensionalen Koordinatensystems definierte Voxel aus, so dass er auch als Stapel von Schichtbildern beziehungsweise Schnittbildern verstanden werden kann. Bei einer Aufnahme der Projektionsbilder entlang einer Kreisbahn kann beispielsweise vorgesehen sein, dass die x- und die y-Richtung in der Kreisebene liegen, die dann auch als axiale Richtung bezeichnete z-Richtung senkrecht hierzu. Beispielsweise kann mithin vorgesehen sein, x-y-Schnittbilder durch die zweidimensional ausgebildeten ersten und zweiten Filter zu filtern, mithin die einzelnen Schnittbilder unabhängig zu betrachten.
• Der allgemeine Vorteil einer zweidimensionalen Filterung ist deren schnelle und einfache Durchführbarkeit, wobei sich gezeigt hat, dass damit bereits hervorragende Ergebnisse erzielt werden können.
• In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung ist in diesem Kontext jedoch vorgesehen, dass auf den Ergebnisdatensatz der zweidimensionalen Filterung eine eindimensionale Filterung in der Bildrichtung angewendet wird, im oben beschriebenen Beispiel der x-z-Schnittbilder mithin in der z-Richtung (Axialrichtung). Durch die Filterung in der Bildrichtung wird eine weitere sichtbare Reduktion des Rauschens im Weichgewebe erreicht, wobei in Kombination mit der Kantenwiederherstellung jedoch auch diesbezüglich Knochenstrukturen erhalten werden. Da der Ergebnisdatensatz bereits deutlich rauschreduziert ist, kann für die Filterung in axialer Richtung auf den Einsatz des kantenerhaltenden Filters vorteilhaft verzichtet werden, so dass eine konkrete Weiterbildung der vorliegenden Erfindung vorsieht, dass zur eindimensionalen Filterung ein eindimensionaler, insbesondere dem zweiten, morphologischen Filter entsprechender, bevorzugt also ebenso bitonischer, Filter zum Erhalt eines dritten Zwischendatensatzes auf den Ergebnisdatensatz angewendet wird, ein Kanten stärker gewichtender zweiter Gewichtungsdatensatz aus einem Subtraktionsdatensatz des dritten Zwischendatensatzes und des Ergebnisdatensatzes ermittelt wird, und der rauschreduzierte Computertomographiedatensatz als gewichtete Summe des Ergebnisdatensatzes und des dritten Zwischendatensatzes ermittelt wird, wobei der Ergebnisdatensatz mit dem zweiten Gewichtungsdatensatz gewichtet wird und der dritte Zwischendatensatz mit Eins minus dem zweiten Gewichtungsdatensatz. Dabei bedeutet stärker gewichtend, dass Kanten im Vergleich zu anderen Bildinhalten stärker gewichtet werden.
• Bezüglich der Ermittlung des ersten und/oder des zweiten Gewichtungsdatensatzes kann vorgesehen sein, dass jeweils ein maximaler und ein minimaler Subtraktionswert definiert werden, wobei bei den minimalen Subtraktionswert unterschreitendem Subtraktionsdatum des Subtraktionsdatensatzes das entsprechende Gewicht des Gewichtungsdatensatzes auf Null gesetzt wird, bei den maximalen Subtraktionswert überschreitendem Subtraktionsdatum des Subtraktionsdatensatzes das entsprechende Gewicht des Gewichtsdatensatzes auf Eins gesetzt wird und ansonsten ein Gewicht zwischen Null und Eins für einen stetigen Übergang gewählt wird, insbesondere als Quotient des Betrags des Abstands zwischen dem Subtraktionsdatum und dem minimalen Subtraktionswert und des Betrags des Abstands zwischen dem maximalen und dem minimalen Subtraktionswert. Dabei können der maximale und der minimale Subtraktionswert aus den bekannten Abbildungseigenschaften unterschiedlicher Gewebearten hergeleitet werden, aber auch zusätzlich und/oder alternativ heuristisch bestimmt werden, beispielsweise durch Beurteilung entstehender Bildeindrücke durch Benutzer. Der minimale und der maximale Subtraktionswert stellen also Schwellwerte dar, die einen Übergangsbereich definieren, der zwischen starken Kontrastunterschieden aufgrund unterschiedlicher Kanteninformationen und geringeren Unterschieden im Niedrigkontrastbereich unterscheidet. Auf diese Weise wird sichergestellt, dass die Hochkontraststrukturen, insbesondere Knochen, in hervorragender Ortsauflösung erhalten bleiben, auch schwächere Kanten im Weichgewebe hinreichend vorhanden bleiben und tatsächliche reine Rauschstrukturen verschwinden können. Es sei angemerkt, dass die minimalen und maximalen Subtraktionswerte selbstverständlich für den ersten und den zweiten Gewichtungsdatensatz unterschiedlich gewählt werden können.
• Wie bereits erwähnt, lässt sich die vorliegende Erfindung besonders vorteilhaft im Bereich der Neuroradiologie einsetzen. Mithin kann vorgesehen sein, dass der Computertomographiedatensatz den Kopf eines Patienten zeigt.
• Neben dem Verfahren betrifft die Erfindung auch eine Röntgeneinrichtung, insbesondere eine C-Bogen-Röntgeneinrichtung, die eine zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildete Steuereinrichtung aufweist. Auf diese Weise kann unmittelbar an der Röntgeneinrichtung selbst eine Rauschreduzierung, beispielsweise nach Anwahl durch einen Benutzer, in einem einfach und recheneffizient umzusetzenden Nachverarbeitungsschritt erfolgen. Dies ist insbesondere bei Begutachtung des Computertomographiedatensatzes unmittelbar an der Röntgeneinrichtung und/oder bei Nutzung der Röntgeneinrichtung begleitend zu einem medizinischen Eingriff, insbesondere einem neurologischen Eingriff am Gehirn, zweckmäßig. Die C-Bogen-Röntgeneinrichtung weist dabei mithin einen C-Bogen auf, an dem sich gegenüberliegend ein Röntgenstrahler und ein Röntgendetektor angeordnet sind. Aufgrund von Bewegungsfreiheitsgraden des C-Bogens kann die durch den Röntgenstrahler und den Röntgendetektor gebildete Aufnahmeanordnung für bestimmte Aufnahmegeometrien positioniert werden. Es sei angemerkt, dass zweckmäßigerweise die Steuereinrichtung, welche wenigstens einen Prozessor und wenigstens ein Speichermittel aufweisen kann, auch bereits zur Rekonstruktion des Computertomographiedatensatzes aus den zweidimensionalen Projektionsbildern ausgebildet sein kann.
• Insbesondere kann eine derartige Steuereinrichtung mithin eine Rekonstruktionseinheit zur Ermittlung des rekonstruierten Computertomographiedatensatzes, eine erste und eine zweite Filtereinheit zur Anwendung des ersten beziehungsweise zweiten Filters, eine Gewichtungsbestimmungseinheit zur Ermittlung des ersten Gewichtungsdatensatzes und eine Gewichtungseinheit zur Ermittlung des Rauschreduzierten Ergebnisdatensatzes aufweisen. Weitere Funktionseinheiten gemäß Ausgestaltungen der vorliegenden Erfindung sind selbstverständlich auch denkbar, beispielsweise eine dritte Filtereinheit zur Anwendung des eindimensionalen Filters, während die Gewichtsbestimmungseinheit und die Gewichtungseinheit ausgebildet sein können, die entsprechenden Gewichtungen auch bezüglich des dritten Zwischendatensatzes und des Ergebnisdatensatzes vorzunehmen.
• Ein erfindungsgemäßes Computerprogramm ist beispielsweise direkt in einem Speicher einer Recheneinrichtung, insbesondere bei einer Steuereinrichtung einer Röntgeneinrichtung, ladbar und weist Programmmittel auf, um die Schritte eines erfindungsgemäßen Verfahrens durchzuführen, wenn das Computerprogramm in der Recheneinrichtung ausgeführt wird. Das Computerprogramm kann auf einem erfindungsgemäßen elektronisch lesbaren Datenträger gespeichert sein, welcher mithin darauf gespeicherte elektronisch lesbare Steuerinformationen umfasst, welche zumindest ein erfindungsgemäßes Computerprogramm umfassen und derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Recheneinrichtung, insbesondere einer Steuereinrichtung einer Röntgeneinrichtung, ein erfindungsgemäßes Verfahren durchführen. Bei dem Datenträger kann es sich insbesondere um einen nichttransienten Datenträger, beispielsweise eine CD-ROM, handeln.
• Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnung. Dabei zeigen:
• 1 einen Ablaufplan eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens,
• 2 ein Zusammenhangsdiagramm zur weiteren Erläuterung des Verfahrens gemäß 1,
• 3 eine erfindungsgemäße Röntgeneinrichtung, und
• 4 die funktionale Struktur einer Steuereinrichtung der Röntgeneinrichtung gemäß 3.
• 1 zeigt einen Ablaufplan zur Erläuterung eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens. Dabei werden zunächst in einem Schritt S1 mit einer C-Bogen-Röntgeneinrichtung Projektionsbilder eines Kopfes eines Patienten unter Verwendung unterschiedlicher Aufnahmegeometrien aufgenommen. In einem Schritt S2 erfolgt, hier innerhalb der Steuereinrichtung der Röntgeneinrichtung, die Rekonstruktion eines dreidimensionalen, rekonstruierten Computertomographiedatensatzes, beispielsweise durch gefilterte Rückprojektion. Dieser soll nun unter Erhalt aller diagnosewesentlichen Informationen rauschreduziert werden.
• Dafür wird auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz im Schritt S3 ein erster, nicht linearer, kantenerhaltender Filter, hier ein Guided Filter G, zweidimensional auf entsprechende Schnittbilder, die in einer Bildrichtung aufeinanderfolgen, des rekonstruierten Computertomographiedatensatzes S angewendet, während im Schritt S4 eine entsprechende Anwendung eines zweiten, nichtlinearen, morphologischen Filters, hier eines bitonischen Filters B, ebenso zweidimensional auf die entsprechenden Schnittbilder des rekonstruierten Computertomographiedatensatzes S erfolgt, so dass als Ergebnis der Schritte S3 und S4 ein erster und ein zweiter Zwischendatensatz Z1 und Z2 entstehen.
• In symbolischen Formeln ausgedrückt gilt also Z1 = G (S) und Z2 = B (S).
• In einem Schritt S5 wird dann ein Subtraktionsdatensatz D durch Subtraktion des ersten Zwischendatensatzes von dem zweiten Zwischendatensatz ermittelt, D = Z1 - Z2, aus welchem dann ein erster Gewichtungsdatensatz W (Stapel von Gewichtungsbildern) bestimmt wird. Dies geschieht im vorliegenden Ausführungsbeispiel aufgrund der folgenden Zusammenhänge, wobei d_min und d_max ein minimaler und ein maximaler Subtraktionswert sind, die Schwellwerte für einen Übergangsbereich darstellen. $$\text{W}\left(\text{x},\text{y},\text{z}\right)=0\text{ f}\ddot{\text{u}}\text{r alle }\left|\text{D}\left(\text{x}\text{,y}\text{,z}\right)\right|<{\text{d}}_{\text{min}}$$

  

  $$\begin{array}{l}\text{W}\left(\text{x},\text{y},\text{z}\right)=\left(\left|\text{D}\left(\text{x},\text{y},\text{z}\right)\right|-{\text{d}}_{\text{min}}\right)/\left({\text{d}}_{\text{max}}-{\text{d}}_{\text{min}}\right)\text{ f}\ddot{\text{u}}\text{r alle}\\ {\text{ d}}_{\text{min}}<=\left|\text{D}\left(\text{x},\text{y},\text{z}\right)=\right|<={\text{d}}_{\text{max}}\end{array}$$

  

  $$\text{W}\left(\text{x},\text{y},\text{z}\right)=1\text{ f}\ddot{\text{u}}\text{r alle }\left|\text{D}\left(\text{x},\text{y},\text{z}\right)\right|>{\text{d}}_{\text{max}}$$

  
• Auf diese Weise wird also immer dann, wenn eine durch den kantenerhaltenden Filter erhaltene starke Kante, die im zweiten Zwischendatensatz verwischt ist, getroffen wird, eine Gewichtung von 1 angesetzt, im umgekehrten Fall eine Gewichtung von Null und im Zwischenbereich ein stetiger Übergang erreicht.
• Mittels des derart im Schritt S5 ermittelten Gewichtungsdatensatzes G kann nun ein rauschreduzierter Ergebnisdatensatz aus der Kombination von Z1 und Z2 ermittelt werden, nämlich als $$\text{E}=\left(1-\text{W}\right)\times \text{Z}2+\text{W}\times \text{Z1}$$

  
• Das bedeutet, wo im Subtraktionsdatensatz die Verwischung von Kanten festgestellt wurde, wird das Ergebnis des kantenerhaltenden ersten Filters eingesetzt und somit die Kante hochaufgelöst erhalten, da der erste Zwischendatensatz mit dem Gewichtungsdatensatz gewichtet wird. Der zweite Zwischendatensatz, der mit Eins minus dem Gewichtungsdatensatz gewichtet ist, wird mithin immer dann stark oder gänzlich eingesetzt, wenn ein derartiger Kantenverlust beziehungsweise eine Kantenverwischung nicht festgestellt wurde. Dies ermöglicht ein vorteilhaftes Ergebnis, bei dem die Kantenerhaltung des Guided Filters mit der guten Bildqualität im Weichgewebe des bitonischen Filters kombiniert wird.
• In den folgenden Schritten wird das Rauschen zusätzlich durch eine Filterung in der Bildrichtung, vorliegend beispielhaft die axiale Richtung (z-Richtung), nachdem die Schnittbilder in der x-y-Ebene definiert waren, reduziert. Hierzu erfolgt in einem Schritt S7 zunächst die Filterung des Ergebnisdatensatzes E in der Bildrichtung mit einem eindimensionalen bitonischen Filter B1, um einen dritten Zwischendatensatz Z3 = B1(E) zu erhalten. Nachdem der Ergebnisdatensatz E bereits deutlich rauschreduziert ist, kann für die Filterung in der Bildrichtung auf den Einsatz eines Guided Filters verzichtet werden. Das bedeutet, im Schritt S8 wird unmittelbar ein zweiter Subtraktionsdatensatz DZ = Z3 - E ermittelt und analog zum Schritt S5 ein Gewichtungsdatensatz WZ mit entsprechend angepassten, unterschiedlichen minimalen und maximalen Subtraktionswerten berechnet.
• In einem Schritt S9 erfolgt schließlich die Ermittlung des rauschreduzierten Computertomographiedatensatzes EZ durch Kombination von E und Z3, wiederum als $$\text{EZ}=\left(1-\text{WZ}\right)\times \text{Z}3+\text{WZ}\times \text{E}\text{.}$$

  
• 2 zeigt diese Zusammenhänge nochmals genauer. Ausgegangen wird, wie beschrieben, von dem als Stapel von Schnittbildern, die in der Bildrichtung aufeinanderfolgen, aufgefassten rekonstruierten Computertomographiedatensatz F, aus dem durch die zweidimensionale Filterung mit dem Guided Filter G und dem bitonischen Filter B die Zwischendatensätze Z1 und Z2 hervorgehen. Durch Subtraktion 1 ergibt sich hieraus der erste Subtraktionsdatensatz D. Dieser wird genutzt, wie zu Schritt S5 beschrieben, um den ersten Gewichtungsdatensatz G zu bestimmen.
• Durch gewichtete Addition 2 der Zwischendatensätze Z1 und Z2 unter Nutzung des Gewichtungsdatensatzes G entsteht der Ergebnisdatensatz E. Auf diesen wird dann in der Bildrichtung der eindimensionale bitonische Filter B1 angewandt, um den dritten Zwischendatensatz Z3 zu erhalten. Durch eine weitere Subtraktion 3 wird der zweite Subtraktionsdatensatz DZ ermittelt, welcher analog zum Schritt S5 genutzt wird, um den zweiten Gewichtungsdatensatz WZ zu erhalten.
• Dieser wiederum wird zur Ermittlung der Gewichte in der Addition 4 des Ergebnisdatensatzes E und des dritten Zwischendatensatzes Z3 eingesetzt, um den rauschreduzierten Computertomographiedatensatz EZ zu erhalten.
• 3 zeigt eine Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Röntgeneinrichtung 5, hier einer C-Bogen-Röntgeneinrichtung, die mithin einen an einem Stativ 6, welches mobil sein kann, gelagerten C-Bogen 7 umfasst, an dessen Enden sich gegenüberliegend ein Röntgenstrahler 8 und ein Röntgendetektor 9 als Aufnahmeanordnung angeordnet sind. Aufgrund von Bewegungsfreiheitsgraden des C-Bogens 7 kann die Aufnahmeanordnung in unterschiedliche Aufnahmegeometrien bezüglich eines auf einem Patiententisch 10 gelagerten Patienten gebracht werden.
• Der Betrieb der Röntgeneinrichtung 5 wird durch eine Steuereinrichtung 11 gesteuert, welche auch zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet ist.
• 4 zeigt den funktionalen Aufbau der Steuereinrichtung 11 genauer. Neben einer für die allgemeine Steuerung für die Aufnahme von Projektionsbildern und sonstigen Röntgenbildern verwendeten Aufnahmesteuereinheit 12 umfasst die Steuereinrichtung 11 zunächst auch eine Rekonstruktionseinheit 13 zur Rekonstruktion dreidimensionaler Computertomographiedatensätze aus Projektionsbildern. In einer ersten und einer zweiten Filtereinheit 14, 15 werden die zweidimensionalen ersten und zweiten Filter gemäß den Schritten S3 und S4 angewandt. Die Ergebnisse, der erste und der zweite Zwischendatensatz, werden dann an eine Gewichtsbestimmungseinheit 16 weitergegeben, um den ersten Gewichtungsdatensatz gemäß Schritt S5 zu bestimmen. Eine Gewichtungseinheit 17 ermittelt gemäß Schritt S6 den Ergebnisdatensatz. Falls eine eindimensionale Filterung vorgesehen ist, kann auch eine weitere Filtereinheit 18 zur Durchführung des Schrittes S7 vorgesehen sein; die Schritte S8 und S9 können wiederum durch die Gewichtsbestimmungseinheit 16 und die Gewichtungseinheit 17 durchgeführt werden, so dass am Ende der rauschreduzierte Computertomographiedatensatz erhalten wird. Sollte im Übrigen auf eine eindimensionale Filterung verzichtet werden, ergibt sich der rauschreduzierte Computertomographiedatensatz unmittelbar als der Ergebnisdatensatz.

Claims (10)

1. Verfahren zur Rauschreduzierung in einem dreidimensionalen Computertomographiedatensatz, der aus zweidimensionalen, mit einer Röntgeneinrichtung (5), insbesondere einer C-Bogen-Röntgeneinrichtung (5), unter Verwendung unterschiedlicher Aufnahmegeometrien aufgenommenen Projektionsbildern rekonstruiert ist, dadurch gekennzeichnet, dass in einem nach der Rekonstruktion des Computertomographiedatensatzes (S) folgenden Nachbearbeitungsabschnitt - zum Erhalt eines ersten Zwischendatensatzes (Z1) ein erster, kantenerhaltender Filter auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz (S) angewendet wird, - zum Erhalt eines zweiten Zwischendatensatzes (Z2) ein zweiter, morphologischer Filter auf den rekonstruierten Computertomographiedatensatz (S) angewendet wird, - ein Kanten stärker gewichtender erster Gewichtungsdatensatz (W) aus einem Subtraktionsdatensatz (D) des ersten und des zweiten Zwischendatensatzes (Z1, Z2) ermittelt wird, und - ein rauschreduzierter Ergebnisdatensatz (E) als gewichtete Summe des ersten Zwischendatensatzes (Z1) und des zweiten Zwischendatensatzes (Z2) ermittelt wird, wobei der erste Zwischendatensatz (Z1) mit dem ersten Gewichtungsdatensatz (W) gewichtet wird und der zweite Zwischendatensatz (Z2) mit Eins minus dem ersten Gewichtungsdatensatz (W), - wobei der rauschreduzierte Computertomographiedatensatz (E, EZ) als der oder aus dem Ergebnisdatensatz (E) ermittelt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass als der kantenerhaltende Filter ein Guided Filter (G) oder ein bilateraler Filter und/oder als der morphologische Filter ein bitonischer Filter (B) verwendet wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Filter zweidimensional auf in einer Bildrichtung aufeinanderfolgende Schnittbilder des rekonstruierten Computertomographiedatensatzes (S) angewendet werden.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass auf den Ergebnisdatensatz (E) der zweidimensionalen Filterung eine eindimensionale Filterung in der Bildrichtung angewendet wird.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass zur eindimensionalen Filterung ein eindimensionaler, insbesondere dem zweiten, morphologischen Filter entsprechender Filter (B1) zum Erhalt eines dritten Zwischendatensatzes (Z3) auf den Ergebnisdatensatz (E) angewendet wird, ein Kanten stärker gewichtender zweiter Gewichtungsdatensatz (WZ) aus einem Subtraktionsdatensatz (DZ) des dritten Zwischendatensatzes (Z3) und des Ergebnisdatensatzes (E) ermittelt wird, und der rauschreduzierte Computertomographiedatensatz (EZ) als gewichtete Summe des Ergebnisdatensatzes (E) und des dritten Zwischendatensatzes (Z3) ermittelt wird, wobei der Ergebnisdatensatz (E) mit dem zweiten Gewichtungsdatensatz (WZ) gewichtet wird und der dritte Zwischendatensatz (Z3) mit Eins minus dem zweiten Gewichtungsdatensatz (WZ).
6. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung des ersten und/oder des zweiten Gewichtungsdatensatzes (W, WZ) jeweils ein maximaler und ein minimaler Subtraktionswert definiert werden, wobei bei den minimalen Subtraktionswert unterschreitendem Subtraktionsdatum des Subtraktionsdatensatzes (D, DZ) das entsprechende Gewicht des Gewichtsdatensatzes (W, WZ) auf Null gesetzt wird, bei den maximalen Subtraktionswert überschreitendem Subtraktionsdatum des Subtraktionsdatensatzes (D, DZ) das entsprechende Gewicht des Gewichtsdatensatzes (W, WZ) auf Eins gesetzt wird und ansonsten ein Gewicht zwischen Null und eins für einen stetigen Übergang gewählt wird, insbesondere als Quotient des Betrags des Abstands zwischen dem Subtraktionsdatum und dem minimalen Subtraktionswert und des Betrags des Abstands zwischen dem maximalen und dem minimalen Subtraktionswert.
7. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Computertomographiedatensatz (S, E, EZ) den Kopf eines Patienten zeigt.
8. Röntgeneinrichtung (5), insbesondere C-Bogen-Röntgeneinrichtung (5), aufweisend eine zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorangehenden Ansprüche ausgebildete Steuereinrichtung (11).
9. Computerprogramm, welches die Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 7 durchführt, wenn es auf einer Recheneinrichtung ausgeführt wird.
10. Elektronisch lesbarer Datenträger, auf dem ein Computerprogramm gemäß Anspruch 9 gespeichert ist.

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