DE102021201809A1

DE102021201809A1 - Erzeugen von Röntgenbilddaten auf Basis einer ortsabhängig variierenden Gewichtung von Basismaterialien

Info

Publication number: DE102021201809A1
Application number: DE102021201809.2A
Authority: DE
Inventors: Thomas Allmendinger; Bernhard Schmidt
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2021-02-25
Filing date: 2021-02-25
Publication date: 2022-08-25
Also published as: US20220270251A1; CN114947899A

Abstract

Es wird ein Röntgenbildgebungsverfahren, vorzugsweise ein CT-Röntgenbildgebungsverfahren, zum Erzeugen von Bilddaten (BD) von einem Untersuchungsbereich (FOV) eines zu untersuchenden Objekts (O) beschrieben. Bei dem Verfahren werden erste Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1) mit einem ersten Röntgenenergiespektrum (RE1) und mindestens zweite Röntgenprojektionsmessdaten (PMD2) mit einem zweiten Röntgenenergiespektrum (RE2), welches sich von dem ersten Röntgenenergiespektrum (RE1) unterscheidet, von dem Untersuchungsbereich (FOV) erfasst. Weiterhin werden a-priori-Bilddaten (A-BD) auf Basis mindestens der ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1) rekonstruiert und es wird eine ortsabhängige Verteilung von Röntgenschwächungswerten (R-HU) in dem Untersuchungsbereich (FOV) ermittelt. Auf Basis der ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1) und der mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD2) wird eine Basismaterialzerlegung durchgeführt. In Abhängigkeit von der ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte (R-HU) wird eine ortsabhängige Gewichtung (W(E3) der Basismaterialien ermittelt. Schließlich wird ein Gesamtbild (G-BD) für den Untersuchungsbereich (FOV) durch Rekonstruieren von ortsabhängig unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten (V-BD) ermittelt. Es wird auch eine Bilddatenerzeugungseinrichtung (20) beschrieben. Weiterhin wird ein Computertomographiesystem (1) beschrieben.

Description

Die Erfindung betrifft ein Röntgenbildgebungsverfahren zum Erzeugen von Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts. Weiterhin betrifft die Erfindung eine Bilddatenerzeugungseinrichtung. Überdies betrifft die Erfindung ein Computertomographiesystem.
Mit Hilfe moderner bildgebender Verfahren werden häufig zwei- oder dreidimensionale Bilddaten erzeugt, die zur Visualisierung eines abgebildeten Untersuchungsobjekts und darüber hinaus auch für weitere Anwendungen genutzt werden können.
In vielen Fällen basieren die bildgebenden Verfahren auf der Erfassung von Röntgenstrahlung, wobei sogenannte Projektionsmessdaten erzeugt werden. Beispielsweise können Projektionsmessdaten mit Hilfe eines Computertomographie-Systems (CT-Systems) akquiriert werden. Bei CT-Systemen läuft gewöhnlich eine an einer Gantry angeordnete Kombination aus Röntgenstrahlquelle und gegenüberliegend angeordnetem Röntgenstrahldetektor um einen Messraum um, in dem sich das Untersuchungsobjekt (das im Folgenden ohne Beschränkung der Allgemeinheit meist als Patient bezeichnet wird) befindet. Das Drehzentrum (auch „Isozentrum“ genannt) fällt dabei mit einer sogenannten Systemachse z zusammen. Bei einem oder mehreren Umläufen wird der Patient mit einem Röntgenstrahl der Röntgenstrahlquelle durchstrahlt, wobei mit Hilfe des gegenüberliegenden Röntgenstrahldetektors Projektionsmessdaten bzw. Röntgenprojektionsmessdaten erfasst werden.
Die erzeugten Projektionsmessdaten sind insbesondere von der Bauart des Röntgenstrahldetektors abhängig. Röntgenstrahldetektoren weisen gewöhnlich eine Mehrzahl an Detektionseinheiten auf, die meist in Form eines regelmäßigen Pixelarrays angeordnet sind. Die Detektionseinheiten erzeugen jeweils für auf die Detektionseinheiten auftreffende Röntgenstrahlung ein Detektionssignal, welches zu bestimmten Zeitpunkten hinsichtlich Intensität und spektraler Verteilung der Röntgenstrahlung analysiert wird, um Rückschlüsse auf das Untersuchungsobjekt zu erhalten und Projektionsmessdaten zu erzeugen.
Bei CT-Untersuchungen wird häufig die Röhrenspannung an Patientenparameter, wie zum Beispiel dessen Größe und Gestalt, sowie an die Art einer geplanten Untersuchung angepasst. Beispielsweise kann eine native Bildgebung ohne Kontrastmittel oder eine Untersuchung eines Parenchymorgans, wie der Leber, mit Kontrastmittel oder ein CT-Angiographieverfahren durchgeführt werden.
Bei der CT-Bildgebung mit spektral aufgelösten CT-Daten, die zum Beispiel durch die Anwendung von photonenzählenden Detektoren, Dual-Source-CT-Systemen bzw. CT-Systemen mit zwei Röntgenstrahlen erzeugt werden, werden mit Hilfe einer Multi-Materialzerlegung, auch Basismaterialzerlegung genannt, virtuelle monoenergetische Bilddaten berechnet. Dabei entspricht zum Beispiel ein bei einer mittleren Röntgenenergie von 65keV rekonstruiertes monoenergetisches CT-Bild in etwa einem 120-kV-Bild mit einer klassischen Bildrekonstruktion. Ein solcher Wert einer mittleren Röntgenenergie wird im Folgenden auch kurz als keV-Wert bezeichnet. Der Energiebereich zur Berechnung derartiger virtueller monoenergetischer Bilddaten liegt ungefähr zwischen 45 keV und 190 keV. Die Wahl der Energie für die Berechnung virtueller monoenergetischer Bilddaten kann dazu genutzt werden, Bildserien mit unterschiedlichen Materialkontrasten zu berechnen und damit eine verbesserte Grundlage für die spätere Diagnostik zu bieten.
Das Problem bei der Erstellung solcher Bilderserien besteht darin, dass es in einem Bild keinen global allgemein gültigen keV-Wert gibt, der eine optimale Bildqualität in allen Teilbereichen eines solchen Bildes gewährleisten könnte. Beispielsweise ist die Kontrastbildung regional von den jeweiligen Organen abhängig. Ein günstiger keV-Wert für die Leber ist zum Beispiel ungünstig für die Abbildung der an die Leber angeschlossenen arteriellen Gefäße, da er dort einen viel zu hohen Kontrast erzeugt. Beispielsweise führt ein für das ganze Bild konstanter sogenannter Center/Width-Fenster-Wert dazu, dass die Gefäße „anschlagen“ und nur noch weiß leuchten. Damit ist gemeint, dass die Röntgenschwächungswerte der Gefäße, auch kurz HU-Werte genannt, über den Maximalwert der Röntgenschwächungswerte des festgelegten Fensters weit hinausgehen.
Bisher werden eine Vielzahl von zusätzlichen monoenergetischen Serien erzeugt und der Arzt springt bei der Befundung der Bilder abhängig von der aktuell zu befundenden Region im Bild zwischen den Serien hin und her. Alternativ gibt es die Möglichkeit, dass Bilder vom CT-System in einer Form rekonstruiert werden, die es erlaubt, an einer Workstation in interaktiver Form monoenergetische Bilder zu berechnen. Auf diese Weise wird eine Bilddarstellung bei der Befundung durch das Betätigen eines als „Slider“ bezeichneten Schiebers, der den keV-Wert ändert und eine Neuberechnung des Bildes auslöst, angepasst. Mithin kann der keV-Wert vom Arzt nach Bedarf nachjustiert werden. Allerdings muss für die häufige Neuberechnung der Bilder ein hoher Rechenaufwand getätigt werden, so dass hohe Anforderungen an die Rechnereinheit des CT-Systems gestellt werden. Meistens muss der Arzt daher bei einem Wechsel des keV-Wertes länger warten, bis das entsprechende Bild neu berechnet wurde und ihm angezeigt wird.
Es besteht mithin das Problem, ein Röntgenbildgebungsverfahren sowie eine entsprechende Bilddatenerzeugungseinrichtung anzugeben, welche eine vereinfachte Bilddarstellung ausgedehnter Körperbereiche bei guter Bildqualität ermöglichen.
Diese Aufgabe wird durch ein Röntgenbildgebungsverfahren zum Erzeugen von Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts gemäß Patentanspruch 1, eine Bilddatenerzeugungseinrichtung gemäß Patentanspruch 12 und ein Computertomographiesystem gemäß Anspruch 13 gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Röntgenbildgebungsverfahren, vorzugsweise einem CT-Röntgenbildgebungsverfahren, zum Erzeugen von Bilddaten von einem Untersuchungsbereich eines zu untersuchenden Objekts werden zunächst erste Röntgenprojektionsmessdaten mit einem ersten Röntgenenergiespektrum und mindestens zweite Röntgenprojektionsmessdaten mit einem zweiten Röntgenenergiespektrum von dem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts erfasst, wobei sich das zweite Röntgenenergiespektrum von dem ersten Röntgenenergiespektrum unterscheidet.
Die Röntgenprojektionsmessdaten können zum Beispiel von einem Datenspeicher eines Computertomographiesystems oder eines Datennetzes eines Kliniksystems empfangen werden. Die Röntgenprojektionsmessdaten können aber auch direkt im Rahmen eines CT-Messverfahrens gewonnen werden und mit dem erfindungsgemäßen Verfahren weiterverarbeitet werden. Zur Erfassung der Röntgenprojektionsmessdaten kann in diesem Fall zum Beispiel ein sogenanntes Multi-Energie-Messverfahren, vorzugsweise ein Dual-Energie-Messverfahren eingesetzt werden, bei dem Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren in Richtung eines zu untersuchenden Bereichs emittiert werden, von diesem teilweise absorbiert werden und der transmittierte Anteil der Röntgenstrahlen anschließend von unterschiedlichen Röntgenstrahldetektoren erfasst wird.
Die Röntgenstrahldetektoren können, müssen aber nicht spektralauflösend sein. Im Fall der Dual Source, einem Verfahren, bei dem zwei separate Röntgenstrahlquellen mit unterschiedlichen Röntgenenergien verwendet werden, oder des kV-Switchings, bei dem die elektrische Spannung der Röntgenstrahlquelle zwischen verschiedenen Werten umgeschaltet wird, werden auch heute konventionelle Röntgenstrahldetektoren verwendet. Hier erfolgt die Aufnahme mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren. Alternativ können die spektralen Daten auch mit einem spektral auflösenden Röntgenstrahldetektor aufgenommen werden. In diesem Fall reicht dann die Aufnahme mit nur einem Röntgenstrahl mit einem einzigen Röntgenenergiespektrum. Die Energieseparation erzielt man in diesem Fall am Röntgenstahldetektor, im Gegensatz zu den vorgenannten Verfahren, bei denen Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren emittiert werden. Generell ist es jedoch auch möglich, diese Verfahren mit einem spektralen Röntgenstrahldetektor zu kombinieren.
Weiterhin werden a-priori-Bilddaten auf Basis mindestens der ersten Röntgenprojektionsmessdaten rekonstruiert. Alternativ kann auch ein Mischbild aus dem ersten und dem zweiten Röntgenprojektionsmessdatensatz erzeugt werden, welches einem klassischen CT-Bild bzw. einem Nativbild entspricht. Bei einem solchen Mischbild werden üblicherweise die Bilddaten unterschiedlicher Röntgenspektren ungefähr gleich gewichtet gemischt. Ein solches Mischbild entspricht typischerweise einem 120-kV-Bild, welches für den Kontrast von Wasser optimiert ist, insbesondere, was das Kontrast-Rausch-Verhältnis betrifft. Diese a-priori-Bilddaten werden also vor der eigentlichen multienergetischen Bildrekonstruktion erzeugt, um die spätere Bildrekonstruktion vorzubereiten.
Auf Basis der rekonstruierten a-priori-Bilddaten wird dann eine ortsabhängige Verteilung von Röntgenschwächungswerten in dem Untersuchungsbereich ermittelt. Hierzu können zum Beispiel regionale Röntgenschwächungswerte für einzelne Teilbereiche des Untersuchungsbereichs ermittelt werden. Dabei werden vorzugsweise einzelne Teilbereiche mit einer jeweils beschränkten Bandbreite von Schwächungswerten identifiziert und segmentiert. Im Extremfall können diese Teilbereiche auch jeweils nur einen Bildpunkt bzw. ein Bildpixel umfassen. Die den einzelnen zugeordneten regionalen Bandbreiten von Schwächungswerten dienen dann als Richtwert, um nach einer Basismaterialzerlegung auf Basis der ersten Röntgenprojektionsmessdaten und der mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten eine ortsabhängige bzw. regional spezifische Gewichtung der Basismaterialien in Abhängigkeit von der ermittelten ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte zu ermitteln, die für eine Rekonstruktion von Bilddaten auf Basis der Basismaterialzerlegung benötigt wird. Schließlich wird ein Gesamtbild für den Untersuchungsbereich durch Rekonstruieren von ortsabhängig, beispielsweise regional unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten und deren Kombination in dem genannten Gesamtbild erzeugt. Hierzu können zunächst Teilbilder mit ortsspezifischen Teilbilddaten durch Rekonstruieren von ortsabhängig unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten erzeugt werden und schließlich kann das Gesamtbild durch Kombination der Teilbilddaten erzeugt werden.
Ein Verfahren zur Rekonstruktion bzw. Berechnung von virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten, insbesondere pseudo-monoenergetischen Bilddaten, ist aus Alvarez R.E. and Macovski A. „Energy-selective reconstructions in x-ray computed tomography“, Phys. Med. Biol. 21, 733-744 (1976) bekannt.
Ein besonders geeignetes Verfahren zur Rekonstruktion bzw. Berechnung von derartig rekonstruierten Bilddaten, insbesondere pseudo-monoenergetischen Bilddaten, ist in K.L. Grant et al. „Assessment of an Advanced Image-Based Technique to Calculate Virtual Monoenergetic Computed Tomographie Images From a Dual-Energy Examination to Improve Contrast-To-Noise Ratio in Examinations Using Iodinated Contrast Media“, Investigative Radiology 2014; 00: 00-00, beschrieben.
Bei der Rekonstruktion und Kombination der unterschiedlich rekonstruierten Bilddaten können Filterungsverfahren und Glättungsverfahren zum Einsatz kommen, um insbesondere die Übergangsbereiche zwischen den einzelnen Teilbereichen zu harmonisieren bzw. Rauscheffekte zu reduzieren.
Eine derart lokal optimierte Bilderzeugung mit unterschiedlicher Gewichtung bei der Gewichtung der Basismaterialien, beispielsweise durch die ortsabhängige bzw. bereichsabhängige Verwendung sogenannter keV-Stufen, ermöglicht eine verbesserte Darstellung stark unterschiedlicher Materialkontraste in einem einzigen Bild. Vorteilhaft kann ein Mediziner die komplette Befundung anhand einer einzigen Bildserie vornehmen und muss nicht zwischen verschiedenen Rekonstruktionen hin- und herspringen. Außerdem wird die Anzahl der für eine Untersuchung notwendigen Bilder reduziert, was in Bezug auf die Rechenzeit für die Bildrekonstruktion, den benötigten Speicherplatz für die Bilddaten und die Verwaltung der Bilddaten Ressourcen spart. Die keV-Werte können auch kontinuierlich variiert werden. Auf diese Weise können Artefakte aufgrund von Unstetigkeiten der Variation der keV-Werte vermieden werden.
Die erfindungsgemäße Bilddatenerzeugungseinrichtung weist eine Steuereinheit zum Ansteuern einer oder mehrerer Röntgenstrahlquellen eines CT-Systems auf, derart, dass Röntgenstrahlen mit einem ersten Röntgenenergiespektrum und einem zu dem ersten Röntgenenergiespektrum unterschiedlichen zweiten Röntgenenergiespektrum erzeugt werden. Vorzugsweise werden die unterschiedlichen Röntgenenergiespektren dafür jeweils mit einer ersten bzw. einer zweiten mittleren Energie erzeugt. Die beiden Energiewerte können voreingestellte Standardwerte sein.
Die erfindungsgemäße Bilddatenerzeugungseinrichtung umfasst überdies eine Projektionsmessdatenerfassungseinheit zum Erfassen von ersten Röntgenprojektionsmessdaten mit dem ersten Röntgenenergiespektrum und der mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten mit dem zweiten Röntgenenergiespektrum von einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts.
Teil der erfindungsgemäßen Bilddatenerzeugungseinrichtung ist auch eine Vorbild-Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren von a-priori-Bilddaten auf Basis mindestens der ersten Röntgenprojektionsmessdaten.
Außerdem umfasst die erfindungsgemäße Bilddatenerzeugungseinrichtung eine Wertermittlungseinheit zum Ermitteln einer ortsabhängigen Verteilung von Röntgenschwächungswerten in dem Untersuchungsbereich.
Die erfindungsgemäße Bilddatenerzeugungseinrichtung umfasst überdies eine Gewichtungseinheit zum Ermitteln einer ortsabhängigen Gewichtung der Basismaterialien in Abhängigkeit von der ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte. Hierzu wird vorzugsweise ein geeignetes drittes Röntgenenergiespektrum mit einer regional spezifischen, geeigneten dritten mittleren Energie, vorzugsweise einem einzelnen dritten Energiewert, auch als keV-Wert bezeichnet, auf Basis eines jeweils ermittelten regionalen Röntgenschwächungswertes ermittelt, wobei dieses dritte Röntgenenergiespektrum bzw. die mittlere Energie für eine Gewichtung bei einer Rekonstruktion von basismaterialgewichteten Bilddaten genutzt werden kann.
Es ist auch möglich, bei der Rekonstruktion auf Basis von Basismaterialien ein spektral variables Gewicht anstatt eines konstanten Gewichts zu nutzen. Das Gewicht kann als ein beliebiger, funktioneller Zusammenhang w = f(E(keV), x, y) ermittelt werden. Dabei sind x, y Ortskoordinaten und E ist eine spektrale Energie in der Einheit keV. Anstatt einer Multiplikation des Gewichts mit der jeweiligen Röntgenschwächung der Basismaterialanteile kann beispielsweise auch eine Faltung eines spektral variablen Gewichts mit einer spektral aufgelösten Röntgenschwächung durchführt werden. Hierzu wäre ein spektral hochauflösender röntgenzählender Detektor nötig. Damit kann eine verbesserte Genauigkeit der Rekonstruktion, eventuell mit noch weniger Artefakten, erreicht werden.
Teil der erfindungsgemäßen Bilddatenerzeugungseinrichtung ist auch eine Bilderzeugungseinheit zur Erzeugung eines Gesamtbildes für den Untersuchungsbereich durch Rekonstruieren von ortsabhängig unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten. Vorzugsweise erfolgt eine bereichsweise Rekonstruktion von regionalen, vorzugsweise pseudo-monoenergetischen Bilddaten, welche dem jeweiligen dritten Röntgenenergiespektrum mit der jeweiligen dritten mittleren Energie, vorzugsweise einem einzelnen dritten Energiewert, zugeordnet sind, auf Basis der erfassten ersten und mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten. Die regional rekonstruierten Bilddaten werden von der Bilderzeugungseinheit zu einem Gesamtbild kombiniert. Hierzu kann die Funktion der Bilderzeugungseinheit auch in eine Teilbilderzeugungseinheit und eine Gesamtbilderzeugungseinheit aufgeteilt werden. Die Teilbilderzeugungseinheit erzeugt zunächst Teilbilder mit ortsspezifischen Teilbilddaten durch Rekonstruieren von ortsabhängig unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten und die Gesamtbilderzeugungseinheit erzeugt schließlich das Gesamtbild durch Kombination der Teilbilddaten. Die erfindungsgemäße Bilddatenerzeugungseinrichtung teilt die Vorteile des erfindungsgemäßen Röntgenbildgebungsverfahrens.
Das erfindungsgemäße Computertomographiesystem weist eine erfindungsgemäße Bilddatenerzeugungseinrichtung auf. Die erfindungsgemäße Bilddatenerzeugungseinrichtung kann insbesondere Teil einer Steuereinrichtung des Computertomographiesystems sein. Das erfindungsgemäße Computertomographiesystem teilt die Vorteile der erfindungsgemäßen Bilddatenerzeugungseinrichtung.
Die wesentlichen Komponenten der erfindungsgemäßen Bilddatenerzeugungseinrichtung können zum überwiegenden Teil in Form von Softwarekomponenten ausgebildet sein. Dies betrifft insbesondere die Vorbild-Rekonstruktionseinheit, die Wertermittlungseinheit, die Zerlegungseinheit, die Gewichtungseinheit und die Bilderzeugungseinheit. Grundsätzlich können diese Komponenten aber auch zum Teil, insbesondere, wenn es um besonders schnelle Berechnungen geht, in Form von softwareunterstützter Hardware, beispielsweise FPGAs oder dergleichen, realisiert sein. Ebenso können die benötigten Schnittstellen, beispielsweise, wenn es nur um eine Übernahme von Daten aus anderen Softwarekomponenten geht, als Softwareschnittstellen ausgebildet sein. Sie können aber auch als hardwaremäßig aufgebaute Schnittstellen ausgebildet sein, die durch geeignete Software angesteuert werden.
Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Rechnereinheiten oder Steuereinrichtungen von Computertomographiesystemen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein entsprechendes Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm gelöst, welches direkt in eine Speichereinrichtung einer Rechnereinheit oder einer Steuereinrichtung eines Computertomographiesystems ladbar ist und Programmabschnitte umfasst, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Computerprogramm in der Rechnereinheit oder Steuereinrichtung des Computertomographiesystems ausgeführt wird.
Ein solches Computerprogrammprodukt kann neben dem Computerprogramm gegebenenfalls zusätzliche Bestandteile wie z.B. eine Dokumentation und/oder zusätzliche Komponenten, auch Hardware-Komponenten, wie z.B. Hardware-Schlüssel (Dongles etc.) zur Nutzung der Software, umfassen.
Zum Transport zur Speichereinrichtung einer Rechnereinheit eines Computertomographiesystems und/oder zur Speicherung an der Rechnereinheit des Computertomographiesystems kann ein computerlesbares Medium, beispielsweise ein Memorystick, eine Festplatte oder ein sonstiger transportabler oder fest eingebauter Datenträger dienen, auf welchem die von einer Rechnereinheit einlesbaren und ausführbaren Programmabschnitte des Computerprogramms gespeichert sind. Die Rechnereinheit kann z. B. hierzu einen oder mehrere zusammenarbeitende Mikroprozessoren oder dergleichen aufweisen.
Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten jeweils besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung. Dabei können insbesondere die Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein. Zudem können im Rahmen der Erfindung die verschiedenen Merkmale unterschiedlicher Ausführungsbeispiele und Ansprüche auch zu neuen Ausführungsbeispielen kombiniert werden.
Bevorzugt umfasst das Ermitteln einer ortsabhängigen Gewichtung ein automatisiertes Ermitteln eines geeigneten dritten Röntgenenergiespektrums mit einer regional spezifischen, geeigneten dritten mittleren Energie, vorzugsweise einem einzelnen dritten Energiewert, auf Basis der ermittelten ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte. Dieser dritte mittlere Energiewert bzw. ein diesem Wert zugeordneter keV-Wert dient dann als Grundlage für die jeweilige Rekonstruktion von regionalen, vorzugsweise pseudo-monoenergetischen Bilddaten in den einzelnen Segmenten bzw. Regionen. Die Bilddaten werden auf Basis der erfassten ersten und mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten mit dem jeweiligen dritten Röntgenenergiespektrum mit der jeweiligen dritten mittleren Energie vorzugsweise einem einzelnen dritten Energiewert rekonstruiert. Dieser dritte Energiewert bzw. das dritte Röntgenenergiespektrum kann nun für jedes Segment bzw. jede Region unterschiedlich sein und wird vorteilhaft an das Kontrastverhalten bzw. die HU-Werte in der jeweiligen Region angepasst, um die lokale Bildqualität in den einzelnen Teilbereichen bzw. Segmenten des Untersuchungsbereichs zu verbessern. Vorteilhaft werden zur Wahl des dritten Röntgenenergiespektrums vorab bekannte Informationen über den Zusammenhang zwischen den Röntgenschwächungswerten und einem für eine optimale Bildqualität geeigneten keV-Wert bzw. einem dafür geeigneten Röntgenenergiespektrum verwendet. Details hierzu werden weiter untenstehend erläutert.
Das dritte Röntgenenergiespektrum weist vorzugsweise eine einzige Röntgenenergie auf. D. h., es liegt vorzugsweise ein monoenergetisches Röntgenenergiespektrum als drittes Röntgenenergiespektrum vor, wobei die dritte „mittlere“ Energie dann die Einzelenergie des monoenergetischen Röntgenenergiespektrums repräsentiert. Wenn im Folgenden von einem dritten Röntgenenergiespektrum mit einer dritten mittleren Energie gesprochen wird, soll darin besonders bevorzugt auch immer die spezielle Ausführungsform enthalten sein, bei der pseudo-monoenergetische Röntgenbilder auf Basis einer Einzelenergie erzeugt werden; die „mittlere“ Energie entspricht dann diesem Einzelenergiewert bzw. keV-Wert.
Bei der Erzeugung von virtuellen monoenergetischen Bilddaten, auch pseudo-monoenergetische Bilddaten genannt, erfolgt eine Zerlegung der erfassten Projektionsmessdaten im Rohdatenraum oder der daraus rekonstruierten Bilddaten im Bilddatenraum. Beispielsweise wird bei der Anwendung eines Jod-Kontrastmittels in eine Jod/Kalk-Komponente und in eine Wasser/Weichgewebe-Komponente zerlegt und dann mit Hilfe von tabellierten Werten für einen vom Benutzer gewählten Röntgenenergiewert (keV-Wert) basierend auf Dichtewerten ein Abschwächungswert (HU-Wert) für das jeweilige Voxel berechnet. Vorzugsweise handelt es sich bei den erfassten ersten und/oder zweiten Projektionsmessdaten um Projektionsmessdaten, welche bei Anwesenheit eines Kontrastmittels erzeugt werden. Beispielsweise kann mit einem Kontrastmittel ein Blutgefäß oder eine blutdurchtränkte Gewebekomponente besonders gut sichtbar gemacht werden.
In einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Röntgenbildgebungsverfahrens wird der ortsabhängige dritte Energiewert bzw. keV-Wert unter Anwendung einer Look-up-Tabelle auf die ermittelte ortsabhängige Verteilung der Röntgenschwächungswerte in den a-priori-Bilddaten ermittelt. Vorteilhaft kann der Zusammenhang zwischen dem keV-Wert und der Verteilung der Röntgenschwächungswerte experimentell oder auch modellbasiert ermittelt werden und in einer Tabelle gespeichert werden, auf die jederzeit ohne Rechenaufwand oder erneuten experimentellen Aufwand zugegriffen werden kann.
Alternativ kann der ortsabhängige dritte Energiewert unter Anwendung einer Zielfunktion ermittelt werden, welche Röntgenschwächungswerte auf geeignete keV-Werte abbildet. Eine solche Zielfunktion kann zum Beispiel empirisch bestimmt werden. Vorteilhaft kann der Zusammenhang zwischen den ermittelten Röntgenschwächungswerten und den keV-Werten theoretisch bzw. modellbasiert ohne experimentelles Vorgehen ermittelt werden.
Besonders vorteilhaft wird der jeweilige dritte Energiewert bzw. keV-Wert derart gewählt, dass im Vergleich zu einer Bilddarstellung mit dem ersten oder zweiten Energiewert ein verbessertes Kontrast-Rauschverhältnis erreicht wird.
Bevorzugt werden in den a-priori-Bilddaten einzelne abgebildete Organregionen segmentiert und klassifiziert. Dann wird in Abhängigkeit von der unterschiedlichen ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte in den unterschiedlichen Segmenten jeweils eine spezifische Basismaterialgewichtung festgelegt. Hierbei kann zum Beispiel eine regional spezifische, geeignete dritte mittlere Energie in Abhängigkeit von der Klassifizierung der einzelnen Segmente nach Organtypen ermittelt werden. Für das Gesamtbild werden dann jeweils segmentspezifisch gewichtete virtuelle basismaterialgewichtete Bilddaten rekonstruiert. Vorteilhaft können vorbekannte Informationen über die optimale Darstellung unterschiedlicher Organe bei der Wahl der dritten mittleren Energie verwendet werden. Beispielsweise ist bekannt, dass die Leber bei Werten der mittleren Energie von 45 keV, die Niere bei Werten von 55 keV, die Arterien bei Werten von 70 keV und die Venen bei Werten von 65 keV besonders detailreich und kontrastreich darstellbar sind.
Zusätzlich zu den Schwächungswerten können auch spektrale Informationen in die Rekonstruktion der virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten mit einfließen. Die spektrale Information kann insbesondere zusätzlich zu den a-priori-Bilddaten für die Ermittlung einer regional spezifischen, geeigneten dritten mittleren Energie genutzt werden. Diese Information kann zum Beispiel als sogenanntes Dual-Energy-Ratio zur Verfügung gestellt werden. Vorteilhaft kann die spektrale Information dazu verwendet werden, spezielle körperfremde Materialien in dem Untersuchungsbereich, beispielsweise Materialien von Prothesen, zu identifizieren und in Abhängigkeit von den identifizierten Materialien eine regional spezifische, geeignete dritte mittlere Energie festzulegen, um so Bildartefakte, welche insbesondere durch Metallteile im Körper eines Patienten verursacht werden, zu reduzieren. Beispielsweise können Gefäß-Stents in einer Koronarangiographieuntersuchung identifiziert werden. Typischerweise erzeugen Metalle entweder Artefakte oder beeinflussen den Bildeindruck negativ, so dass in den von Metallen belegten Bildbereichen hohe keV-Werte nicht erwünscht sind.
Bevorzugt wird bei der Rekonstruktion von segmentspezifisch gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten der dritte Energiewert in mindestens einem Segment kontinuierlich ortsabhängig variiert und es wird in einem Grenzbereich zwischen mindestens zwei Segmenten ein kontinuierlicher Übergang der dritten Energiewerte bzw. keV-Werte erzeugt, indem sich die dritten Energiewerte der beiden Segmente in dem Grenzbereich einander annähern.
Diese Vorgehensweise wirkt wie ein Glättungsverfahren auf die Übergänge zwischen den einzelnen Regionen bzw. Segmenten. Dadurch erfolgt eine Kompensation der Einteilung des Untersuchungsbereichs in Segmente, so dass es insbesondere in den Übergangsbereichen zwischen den einzelnen Segmenten nicht zu Sprüngen zwischen den einzelnen mittleren Energiewerten und damit auch den Bildkontrasten kommt. Vorteilhaft wird durch diese Art der Modifikation die Bildqualität weiter verbessert.
Bei dem Rekonstruieren von ortsabhängig unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten kann vorteilhaft mindestens eine der folgenden Materialzerlegungen angewendet werden:

- eine Materialzerlegung nach Jod und Wasser,
- eine Materialzerlegung für ein virtuelles Nicht-KontrastBild
- eine Materialzerlegung für ein virtuelles Nicht-Kalzium-Bild,
- eine Kombination aus regional unterschiedlichen Materialzerlegungen für unterschiedliche Regionen des Untersuchungsbereichs.

Eine Materialzerlegung nach Jod und Wasser erlaubt die deutliche Darstellung von mit Kontrastmitteln beaufschlagten Blutgefäßen.
Eine Materialzerlegung für ein virtuelles Nicht-Kontrastbild umfasst eine Materialzerlegung nach Jod und Wasser, wobei dann auf Basis dieser Basismaterialien das virtuelle Nicht-Kontrastbild durch geeignete Gewichtung rekonstruiert wird. Das Nicht-Kontrastbild entspricht dabei dem Wasseranteil der Basismaterialien.
Eine Materialzerlegung für ein Nicht-Kalzium-Bild umfasst zunächst eine Zerlegung nach Jod und Kalzium. Anschließend wird das Kalziumbild von einem Standardmischbild, wie es obenstehend bereits beschrieben wurde, subtrahiert, so dass ein Bild ohne Kalziumanteile entsteht. Vorteilhaft werden Strukturen, die von dem sehr dichten, stark absorbierenden Kalzium verdeckt bzw. überstrahlt werden, besser sichtbar.
Eine Kombination aus regional unterschiedlichen Materialzerlegungen für unterschiedliche Regionen des Untersuchungsbereichs erlaubt eine besonders effektive Anpassung der Bildrekonstruktion an regionale Materialverteilungen.
In einer speziellen Variante des erfindungsgemäßen Röntgenbildgebungsverfahrens wird in Bereichen mit geringer Dichte für den Fall, dass eine Aufnahme ohne Kontrastmittel erfolgt, als dritter mittlerer Energiewert ein möglichst hoher Energiewert gewählt. Vorteilhaft können bei dieser Vorgehensweise Aufhärtungsartefakte und Metallartefakte reduziert werden. Da in diesem Fall kein Kontrastmittel genutzt wird, führt eine Wahl einer niedrigeren mittleren Energie auch nicht zu einem besseren Kontrast-Rauschverhältnis. Mithin ist es in diesem Fall vorteilhaft, einen höheren dritten mittleren Energiewert bzw. keV-Wert für die Erzeugung pseudo-monoenergetischer Bilddaten zu verwenden, bei dem die genannten Artefakte reduziert sind und so eine verbesserte Bildqualität erreicht wird.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:

1 ein Flussdiagramm, welches ein Röntgenbildgebungsverfahren gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht,
2 ein Blockdiagramm, mit dem eine Bilddatenerzeugungseinrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt wird,
3 eine schematische Darstellung eines Computertomographiesystems gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,
4 ein a-priori-Röntgenbild eines Torsos eines Patienten,
5 ein Ziel-keV-Bild, welches auf Basis des in 4 gezeigten a-priori-Bildes erzeugt wurde,
6 ein Gesamtbild, welches durch ein Röntgenbildgebungsverfahren gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung erzeugt wurde.

In 1 ist ein Flussdiagramm 100 gezeigt, welches ein CT-Bildgebungsverfahren mit Hilfe der sogenannten Dual-Energie-Technik, bei dem kontrastverstärke Bilddaten von einem Patienten erzeugt werden, gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht.
Bei einem Bildgebungsverfahren mit Hilfe der Dual-Energie-Technik erfolgt eine Aufnahme von zwei Projektionsmessdatensätzen PMD1, PMD2, welche jeweils durch Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 mit unterschiedlichen mittleren Energiewerten E₁, E₂ erzeugt werden. Zur Erzeugung der Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 können beispielsweise zwei Röntgenstrahlquellen 15a, 15b (siehe 3) genutzt werden, welche Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen mittleren Röntgenenergiewerten E₁, E₂ bzw. Röntgenenergiespektren R_E1. R_E2 emittieren.
Im Rahmen des Bildgebungsverfahrens werden bei dem Schritt 1. I zunächst von zwei unterschiedlichen Röntgenstrahlquellen Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen ersten und zweiten Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 erzeugt. Diese Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 werden mit Hilfe von einer relativ niedrigen ersten Röhrenspannung LU_RE1 von 80 kV und einer relativ hohen zweiten Röhrenspannung HU_RE2 von 150 kV erzeugt. Mit Hilfe der ersten und zweiten Röhrenspannungen LU_RE1 und HU_RE2 werden die Röntgenröhren der Röntgenquellen dazu angeregt, Röntgenstrahlen mit vorbestimmten ersten und zweiten mittleren Energiewerten E₁, E₂ zu erzeugen. Die mittleren Energiewerte E₁, E₂ der so erzeugten Röntgenspektren betragen für das erste Röntgenenergiespektrum R_E, etwa 45 keV und für das zweite Röntgenenergiespektrum R_E2 etwa 80 keV. Bei dem Schritt 1.1 werden außerdem die von den beiden Röntgenstrahlquellen erzeugten Röntgenstrahlen von zwei den jeweiligen Röntgenstrahlquellen gegenüberliegend angeordneten Röntgenstrahldetektoren 16a, 16b (siehe 3) erfasst. Diese auch als Dual-Energie-CT-Messverfahren bekannte Bildgebungsmethode wird bei dem in 1 angewandten Verfahren zur Erzeugung von ersten und zweiten Projektionsmessdatensätzen PMD1, PMD2 verwendet, welche den jeweiligen unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 zugeordnet sind.
Bei dem Schritt 1.II werden dann a-priori-Bilddaten A-BD auf Basis der ersten Röntgenprojektionsmessdaten PMD1, welche mit der niedrigeren ersten Energie E₁ = 45 keV aufgenommen wurden, rekonstruiert. Die Rekonstruktion der a-priori-Bilddaten A-BD ist erheblich weniger aufwändig als eine Rekonstruktion auf Basis beider Bilddatensätze PMD1, PMD2.
Bei dem Schritt 1.III werden regionale Röntgenschwächungswerte R-HU anhand der a-priori-Bilddaten A-BD im Untersuchungsbereich ermittelt. Eine Darstellung einer CT-Bildaufnahme von einem Torso eines Patienten mit einer niedrigen Energie von 45 keV ist in 4 gezeigt. Ein solches Bild eignet sich als Basis für eine nachfolgende Segmentierung in Abhängigkeit von auftretenden HU-Werten und Artefakten. Darin sind beispielsweise auch besonders schwach absorbierende Bereiche wie die Lunge zu erkennen.
Bei dem Schritt 1.IV wird eine Segmentierung des Untersuchungsbereichs auf Basis der ermittelten Röntgenschwächungswerte R-HU vorgenommen. Dabei werden die Segmente bzw. Regionen R nach den ermittelten Röntgenabschwächungswerten festgelegt und klassifiziert.
Anschließend wird bei dem Schritt 1.V für jede der Regionen automatisiert ein geeignetes drittes Röntgenenergiespektrum R_E3 mit einer regional spezifischen geeigneten dritten mittleren Energie E₃ bzw. einem entsprechenden keV-Wert auf Basis der jeweils ermittelten regionalen Röntgenschwächungswerte R-HU festgelegt. Die Festlegung erfolgt in diesem spezifischen Beispiel durch Anwendung einer Lookup-Tabelle, welche die ermittelten regionalen HU-Werte R-HU in Beziehung mit geeigneten keV-Werten für eine Bildrekonstruktion setzt. Alternativ können die Segmente auch organspezifisch festgelegt werden und organspezifische keV-Werte für die einzelnen Organe ermittelt werden. Hierfür wird auf Basis der a-priori-Bilddaten A-BD ein Ziel-keV-Bild erzeugt, wie es in 5 dargestellt ist.
Bei dem Schritt 1.VI werden dann virtuelle monoenergetische Bilddaten V-BD für die einzelnen Segmente mit den jeweils ermittelten Ziel-keV-Werten E₃ auf Basis der erfassten ersten und zweiten Röntgenprojektionsmessdaten PMD1, PMD2 mit einer segmentspezifischen Gewichtung W(E₃) rekonstruiert.
Schließlich wird bei dem Schritt 1.VII ein Gesamtbild G-BD auf Basis der regionalen virtuellen monoenergetischen Bilddaten V-BD erzeugt.
Außerdem wird auf die Grenzbereiche zwischen den einzelnen Segmenten bzw. Regionen R eine starke Glättung der Bilddaten durchgeführt, um in diesen Bildbereichen ein starkes Rauschen und/oder starke Sprünge wischen den einzelnen Ziel-keV-Werten bzw. Energien E₃ zu reduzieren.
Wichtig ist hier, dass man keine Glättung der einzelnen Teilbilder vornimmt oder einplant, sondern dass diese Glättung und damit die glatten Übergänge sich nur auf die Gewichtungsfunktion W(E₃), die die Einzelteile zusammenfügt, bezieht. Man kann das auch als Eigenschaft der Gewichtungsfunktion sehen, dass diese hinreichend glatt ist.
In 2 ist eine Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung schematisch dargestellt.
Die Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 umfasst eine Eingabeschnittstelle 25, mit der Informationen, welche Auskunft über das Absorptionsverhalten eines zu untersuchenden Bereichs FOV eines Patienten geben, insbesondere Abmessungsparameterwerte A, sowie Informationen hinsichtlich der Art des angewendeten Bildgebungsverfahrens AB und des vor einem Bildgebungsverfahren vorab dem Patienten verabreichten Kontrastmittels KM erfasst werden. Von der Eingabeschnittstelle 25 werden die erfassten Daten A, AB, KM an eine Energiespektrum-Ermittlungseinheit 26 übermittelt.
Die Energiespektrum-Ermittlungseinheit 26 ermittelt mit Hilfe eines auto-keV-Algorithmus auf Basis der eingegebenen keV-Werte dementsprechende mittlere Energiewerte E₁, E₂ eines ersten Röntgenenergiespektrums R_E1 und eines zweiten Röntgenenergiespektrums R_E2.
Eine Steuereinheit 27, die ebenfalls Teil der Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 ist, erzeugt nun auf Basis der empfangenen Energiewerte E₁, E₂ Ansteuerungssignale AS, die an eine Steuerschnittstelle 34 (siehe 3) des zugehörigen CT-Systems 1 (siehe 3) übermittelt werden. Weiterhin werden die ermittelten Werte der ersten und zweiten mittleren Energien E₁, E₂ an eine noch zu erläuternde Rekonstruktionseinheit 24 übermittelt.
Die in 2 gezeigte Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 umfasst außerdem eine Projektionsmessdatenerfassungseinheit 21. Die Projektionsmessdatenerfassungseinheit 21 dient dem Erfassen von Röntgenprojektionsmessdaten PMD1, PMD2 mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 von einem Untersuchungsbereich FOV eines Untersuchungsobjekts O während des eigentlichen Bildgebungsprozesses oder auch aus einer Datenbank, in der die Röntgenprojektionsmessdaten PMD1, PMD2 abgespeichert wurden. Die Röntgenprojektionsmessdaten PMD1, PMD2 werden bei dem Bildgebungsprozess dadurch erzeugt, dass der Untersuchungsbereich FOV mit Röntgenstrahlen mit ersten und zweiten Röntgenenergiespektren R_E1, R_E2 beaufschlagt wird und die transmittierten Röntgenstrahlen von voneinander getrennten Röntgenstrahldetektoren (siehe Detektoren 16a, 16b in 3) erfasst werden. Die von den Röntgenstrahldetektoren erzeugten und von der Projektionsmessdatenerfassungseinheit 21 erfassten Röntgenprojektionsmessdaten PMD1, PMD2 werden anschließend an die bereits erwähnte Bilddatenrekonstruktionseinheit 24 weitergeleitet, welche später daraus pseudo-monoenergetische Bilddaten V-BD rekonstruieren soll. Die ersten Röntgenprojektionsmessdaten PMD1 werden zusätzlich auch an eine Vorbild-Rekonstruktionseinheit 22a übermittelt, welche dazu eingerichtet ist, a-priori-Bilddaten A-BD auf Basis der ersten Röntgenprojektionsmessdaten PMD1 zu rekonstruieren. Die a-priori-Bilddaten A-BD werden an eine Wertermittlungseinheit 22b übermittelt, welche dazu eingerichtet ist, regionale Röntgenschwächungswerte R-HU für einzelne Segmente in dem Untersuchungsbereich FOV zu ermitteln. Die regionalen Röntgenschwächungswerte R-HU werden an eine Energiewert-Ermittlungseinheit 23 übermittelt, die dazu eingerichtet ist, für jedes Segment einen keV-Wert E₃ auf Basis der jeweils für die einzelnen Segmente ermittelten regionalen Röntgenschwächungswerte R-HU zu ermitteln.
Die ermittelten mittleren keV-Werte E₃ werden an die bereits erwähnte Rekonstruktionseinheit 24 übermittelt. Die Rekonstruktionseinheit 24 umfasst eine Zerlegungseinheit 24a, welche eine Basismaterialzerlegung auf Basis der erfassten ersten und zweiten Röntgenprojektionsmessdaten PMD1, PMD2 durchführt, wobei jeweils erste und zweite Röntgenschwächungswerte für die Basismaterialien, beispielsweise für Jod und Wasser, ermittelt werden. Es wird mit den ersten Röntgenschwächungswerten quasi ein Jodbild J-BD erzeugt und mit den zweiten Röntgenschwächungswerten ein Non-Kontrastbild NK-BD erzeugt. Teil der Rekonstruktionseinheit 24 ist auch eine Gewichtungseinheit 24b, die nun für jedes Segment bzw. jeden der den einzelnen Segmenten zugeordneten keV-Werte E₃ einen Gewichtungsfaktor W(E₃) ermittelt, mit dem die Röntgenschwächungswerte einzelner Basismaterialien bzw. das Jodbild J-BD und das Non-Kontrastbild NK-BD später gewichtet werden sollen.
Aus dem keV-Wert E₃ kann man einen zugeordneten Gewichtungsfaktor berechnen, indem man eine Physik-NIST-Tabelle benutzt. Dabei handelt es sich um eine Lookup-Tabelle, die den Physikzusammenhang zwischen keV-Wert und Gewicht herstellt. Dieser Zusammenhang kann aus der Materialzerlegung und den zugehörigen Energie-Effekten Compton-Effekt-Streuung versus PhotoEffekt-Streuung berechnet werden.
Der Gewichtungsfaktor W(E₃) wird an eine Teilbilderzeugungseinheit 24c übermittelt, welche ebenfalls Teil der Rekonstruktionseinheit 24 ist und durch gewichtete Kombination der Röntgenschwächungswerte des Jodbilds J-BD und des Non-Kontrastbilds NK-BD regionale virtuelle monoenergetische Bilddaten V-BD erzeugt.
Die Erzeugung der regionalen virtuellen monoenergetischen Bilddaten V-BD erfolgt also nach folgender Formel: $I_{V - BD} = W (E_{3}) \cdot I_{J - BD} + (1 - W (E_{3})) \cdot I_{NK - BD} .$
Dabei ist die Gewichtung W(E₃) eine Funktion einer virtuellen Energie E₃ bzw. des keV-Werts und die Röntgenabschwächungswerte I_V-BD, I_K-BD, I_NK-BD sind die Röntgenabschwächungswerte der regionalen virtuellen monoenergetischen Bilddaten V-BD, der Jodbilddaten J-BD und der Non-Kontrastbilddaten NK-BD. Die Rekonstruktionseinheit 24 umfasst eine Filterfunktion und eine Glättungsfunktion, mit denen die Gewichtungsfaktoren W(E₃) bzw. die keV-Werte E₃ so angepasst werden, dass Grenzbereiche zwischen den einzelnen Segmenten harmonisiert und Rauscheffekte reduziert werden. Anders ausgedrückt, können die keV-Werte E₃ innerhalb eines Segments auch variieren. Beispielsweise können sich die keV-Werte E₃ von aneinander angrenzenden Segmenten an den Grenzlinien bzw. Grenzflächen der Segmente aneinander annähern, so dass Artefakte aufgrund von Sprüngen der keV-Werte E₃ in den Grenzbereichen der Segmente vermieden werden können.
Ein Filterverfahren ist in DE 10 2011 083 727 A1 beschrieben. Auch in den Anmeldungen mit den Anmeldenummern 10 2015 223 601.4 und in 10 2015 223 606.4 beim Deutschen Patent- und Markenamt sind Filterverfahren zur Reduktion des Rauschens in Röntgenbildern beschrieben.
Die regional rekonstruierten Bilddaten V-BD werden an eine Gesamtbilderzeugungseinheit 28 übermittelt, die dazu eingerichtet ist, ein Gesamtbild G-BD auf Basis der regionalen virtuellen monoenergetischen Bilddaten V-BD zu erzeugen.
Die kombinierten und gefilterten, vom Rauschen weitgehend befreiten Gesamtbilddaten G-BD werden anschließend an eine Ausgabeschnittstelle 29 übermittelt, von der die Gesamtbilddaten G-BD beispielsweise an eine Datenspeichereinheit (siehe 3, Datenspeichereinheit 32) ausgegeben oder an eine Anzeigeeinheit übermittelt werden, auf der sie bildlich dargestellt werden.
In 3 ist ein Computertomographiesystem 1, kurz CT-System 1 genannt, gezeigt, welches die in 2 gezeigte Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 umfasst. Das CT-System 1, welches als Dual-Energie-CT-System ausgebildet ist, besteht dabei im Wesentlichen aus einer üblichen Scaneinheit 10, in welcher an einer Gantry 11 eine Projektionsmessdatenakquisitionseinheit 5 mit zwei Röntgenstrahldetektoren 16a, 16b und zwei den Detektoren 16a, 16b gegenüberliegenden Röntgenstrahlquellen 15a, 15b um einen Messraum 12 umläuft. Vor der Scaneinheit 10 befindet sich eine Patientenlagerungseinrichtung 3 bzw. ein Patiententisch 3, dessen oberer Teil 2 mit einem darauf befindlichen Patienten O zum Scanner 10 verschoben werden kann, um den Patienten O durch den Messraum 12 hindurch relativ zum Detektorsystem 16a, 16b zu bewegen. Angesteuert werden die Scaneinheit 10 und der Patiententisch 3 durch eine Steuereinrichtung 30, von der aus über eine übliche Steuerschnittstelle 34 Akquisitionssteuersignale AS kommen, um das gesamte System gemäß vorgegebener Messprotokolle in der herkömmlichen Weise anzusteuern. Im Fall einer Spiralakquisition ergibt sich durch eine Bewegung des Patienten O entlang der z-Richtung, welche der Systemachse z längs durch den Messraum 12 entspricht, und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenstrahlquellen 15a, 15b für die Röntgenstrahlquellen 15a, 15b relativ zum Patienten O während der Messung eine Helixbahn. Parallel laufen dabei immer gegenüber den Röntgenstrahlquellen 15a, 15b die Detektoren 16a, 16b mit, um Projektionsmessdaten PMD1, PMD2 zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Volumen- und/oder Schicht-Bilddaten genutzt werden. Ebenso kann auch ein sequentielles Messverfahren durchgeführt werden, bei dem eine feste Position in z-Richtung angefahren wird und dann während eines Umlaufs, eines Teilumlaufs oder mehrerer Umläufe an der betreffenden z-Position die erforderlichen Projektionsmessdaten PMD1, PMD2 erfasst werden, um ein Schnittbild an dieser z-Position zu rekonstruieren oder um aus den Projektionsmessdaten mehrerer z-Positionen Bilddaten zu rekonstruieren. Das erfindungsgemäße Verfahren ist grundsätzlich auch an anderen CT-Systemen, z. B. mit nur einer einzigen Röntgenstrahlquelle und mit einem gegenüberliegenden röntgenzählenden Detektor oder mit einer einzigen Röntgenstrahlquelle mit einer kV-Switching-Funktion oder einem einen vollständigen Ring bildenden Röntgenstrahldetektor, einsetzbar. Beispielsweise lässt sich das erfindungsgemäße Verfahren auch auf ein System mit unbewegtem Patiententisch und in z-Richtung bewegter Gantry (einer sogenannten Sliding Gantry) anwenden.
Die von den Detektoren 16a, 16b akquirierten Projektionsmessdaten PMD1, PMD2 (im Folgenden auch Rohdaten genannt) werden über eine Rohdatenschnittstelle 33 an die Steuereinrichtung 30 übergeben. Diese Rohdaten werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einer Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 weiterverarbeitet, die in diesem Ausführungsbeispiel in der Steuereinrichtung 30 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert ist. Diese Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 rekonstruiert auf Basis der Rohdaten PMD1, PMD2 Gesamtbilddaten G-BD mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens. Der genaue Aufbau einer solchen Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 ist in 2 ausführlich dargestellt.
Die von der Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 erzeugten Gesamtbilddaten G-BD werden dann in einer Datenspeichereinheit 32 der Steuereinrichtung 30 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuereinrichtung 30 ausgegeben. Sie können auch über eine in 3 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem 1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), eingespeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder auf dort angeschlossenen Druckern oder Filming-Stationen als Bilder ausgegeben werden. Die Daten können so in beliebiger Weise weiterverarbeitet und dann gespeichert oder ausgegeben werden. Über die Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 erfolgt auch eine Ermittlung von geeigneten Ansteuerparametern bzw. Ansteuersignalen AS auf der Basis von vorab eingegebenen Daten, insbesondere von Abmessungsparameterwerten A des Untersuchungsobjekts O und Informationen über die Art der Bildgebung. Die Ansteuersignale werden anschließend an die genannte Steuerschnittstelle 34 übermittelt. Von dort werden dann die Ansteuersignale AS direkt an die an der Bildgebung beteiligten Einheiten, wie zum Beispiel die Röntgenstrahlquellen 15a, 15b, die Röntgenstrahldetektoren 16a, 16b, die Patientenliege 3 usw. übermittelt
Zusätzlich ist in 3 auch eine Kontrastmittel-Injektionseinrichtung 35 eingezeichnet, mit der dem Patienten O ein Kontrastmittel vorab, d. h. vor dem Start des CT-Bildgebungsverfahrens injizierbar ist. Der verbesserte Kontrast kann dann zur Ermittlung der oben beschriebenen virtuellen monoenergetischen Bilddaten V-BD auf Basis eines Kontrastmittelbildes und eines zweiten Basismaterialbildes, wie zum Beispiel Wasser oder Knochenmaterial, verwendet werden.
Die Komponenten der Bilddatenerzeugungseinrichtung 20 können überwiegend oder vollständig in Form von Softwareelementen auf einem geeigneten Prozessor realisiert sein. Insbesondere können auch die Schnittstellen zwischen diesen Komponenten rein softwaremäßig ausgebildet sein. Erforderlich ist lediglich, dass Zugriffsmöglichkeiten auf geeignete Speicherbereiche bestehen, in denen die Daten geeignet zwischengelagert und jederzeit wieder aufgerufen und aktualisiert werden können.
In 4 ist ein typisches Bild 40 einer koronalen Schicht eines Patienten gezeigt. Die Darstellung erfolgt hier mit einer Fensterung mit einem Zentrum von 60 HU und einer Fensterbreite von 400 HU, was einem unteren Schwellwert von - 140 HU und einem oberen Schwellwert von 260 HU entspricht. Dabei ist vor allem die Lunge L, welche links oben im Bild zu erkennen ist und niedrige HU-Werte umfasst, besonders detailreich zu erkennen. Das relativ luftreiche Gewebe der Lunge L mit besonders geringer Dichte absorbiert bei niedriger Energie die Röntgenstrahlen relativ gut, so dass diese Bereiche relativ hell erscheinen. Die Nieren N weisen in ihren feinen Gefäßstrukturen viel Blut auf und absorbieren daher auch deutlich härtere Röntgenstrahlung. Wie in 4 zu erkennen ist, sind die Nieren sehr hell dargestellt. Die HU-Werte der Nieren sind bei der ersten Energie E₁ = 45 keV bereits sehr hoch, so dass sie am Rand des für eine detaillierte Darstellung der Lungen L gewählten Fensters liegen und sozusagen an der oberen Schwelle des Fensters fast „anschlagen“ und daher mit maximaler Helligkeit dargestellt werden. Ein Lungenfenster liegt zum Beispiel bei Röntgenschwächungswerten von - 1000 HU bis 200 HU. Das Nierenfenster umfasst dagegen Werte von etwa -120 HU bis 240 HU und liegt daher gerade noch innerhalb des Bereichs der gewählten Fensterung. Für eine detailliertere Darstellung der Nieren N wäre ein höherer keV-Wert E₃ = 55 keV günstiger. Gefäße und Arterien umfassen besonders viel Blut mit entsprechendem Jod-Kontrastmittel und absorbieren die Röntgenstrahlung daher noch stärker als die Nieren N. Für sie wäre bei 45 keV ein Fenster zwischen etwa - 300 HU und 500 HU geeignet. Für diese vom Hintergrund H umfassten Bereiche eignet sich daher ein noch höherer keV-Wert E₃ = 65 keV. Möchte man das Knochengerüst mit den Hüftgelenken HG und der Wirbelsäule WS darstellen, bei dem die obere Fensterschwelle bei etwa 1300 HU liegt und das besonders dicht ist und Röntgenstrahlen extrem stark absorbiert, so eignet sich ein keV-Wert von E₃ = 150 keV.
In 5 ist ein sogenanntes Ziel-keV-Bild 50 von dem in 4 gezeigten Torso dargestellt. Das Ziel-keV Bild 50 ist in Segmente S₁, S₂, S₃, S₄ eingeteilt. Ein erstes links oben in 5 dargestelltes Segment S₁ umfasst die Lunge L und eignet sich für einen keV-Wert von 45 keV. Ein zweites Segment S₂ rechts neben dem ersten Segment S₁ ist in zwei Bereiche aufgeteilt, welche die Nieren N einschließen. Für dieses zweite Segment S₂ eignet sich ein keV-Wert von 55 keV. Ein drittes Segment S₃ umfasst den Hintergrund H beispielsweise mit großen Blutgefäßen und soll mit einem keV-Wert von 65 keV dargestellt werden. Ein viertes Segment S₄ umfasst das Knochengerüst mit den Hüftgelenken HG links und rechts unten im Bild und der Wirbelsäule WS in der Mitte des Bildes. Dieses vierte Segment S₄ soll nun mit einem keV-Wert von 150 keV dargestellt werden. Das Bild zeigt einen weichen unscharfen Übergang zwischen den Segmenten S₁, S₂, S₃, S₄, welcher durch eine Tiefpassfilterung des ursprünglichen Organmappings erreicht wurde. Die unscharfen Übergänge sollen andeuten, dass in diesem Bereich virtuelle monoenergetische Bilddaten mit keV-Werten mit kontinuierlichen Übergängen erzeugt werden, um im späteren Gesamtbild G-BD einen gleitenden Übergang zwischen den einzelnen Segmenten S₁, S₂, S₃, S₄ zu erreichen und Rauscheffekte und Artefakte zu reduzieren.
In 6 ist eine Darstellung 60 des bereits in 4 gezeigten Torsos gezeigt, wobei das gezeigte Bild aus Bildbereichen mit unterschiedlichen organanhängigen keV-Gewichtungen zusammengesetzt ist. Die Darstellung erfolgt hier überall mit derselben Fensterung mit einem Zentrum von 60 HU und einer Fensterbreite von 400 HU, was einem unteren Schwellwert von -140 HU und einem oberen Schwellwert von 260 HU entspricht.
Dabei ist die Lunge L wieder oben links im Bild dargestellt und besonders detailreich zu erkennen. Das Lungensegment ist mit einem keV-Wert von 45 keV dargestellt. Das relativ luftreiche Gewebe der Lunge mit besonders geringer Dichte absorbiert bei niedriger Energie die Röntgenstrahlen relativ gut, so dass diese Bereiche relativ hell erscheinen. Die Nieren N sind mit einem keV-Wert von 55 keV dargestellt, wodurch sie etwas weniger hell und mit etwas mehr Gewebestruktur erscheinen. Weiterhin ist der Hintergrund H mit einem keV-Wert von 65 keV dargestellt. Dadurch werden Gefäße deutlicher in ihrer Struktur und Ausdehnung erkennbar.
Das Knochengerüst mit den Hüftgelenken HG unten links und rechts im Bild sowie der Wirbelsäule WS im Zentrum des Bildes ist mit einem keV-Wert von 150 keV dargestellt. Nun sind auch in den Knochen die Strukturen viel deutlicher sichtbar, da durch die niedrigere Helligkeit Artefakte reduziert sind und der HU-Wertebereich der einheitlich festgelegten Fensterung besser für eine Strukturdarstellung genutzt werden kann.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorbeschriebenen Verfahren und Vorrichtungen lediglich um bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung handelt und dass die Erfindung vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. So wurden das Röntgenbildgebungsverfahren zum Erzeugen von Bilddaten von einem Untersuchungsbereich und die Bilddatenerzeugungseinrichtung in erster Linie anhand eines Systems zur Aufnahme von medizinischen Bilddaten erläutert. Die Erfindung ist jedoch nicht auf eine Anwendung im medizinischen Bereich beschränkt, sondern die Erfindung kann auch grundsätzlich auf die Aufnahme von Bildern für andere Zwecke angewandt werden. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit“ nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 102011083727 A1 [0071]
DE 102015223601 [0071]
DE 102015223606 [0071]

Claims

Röntgenbildgebungsverfahren (100), vorzugsweise CT-Röntgenbildgebungsverfahren, zum Erzeugen von Bilddaten (G-BD) von einem Untersuchungsbereich (FOV) eines zu untersuchenden Objekts (O), aufweisend die Schritte: - Erfassen von ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1) mit einem ersten Röntgenenergiespektrum (R_E1) und von mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD2) mit einem zweiten Röntgenenergiespektrum (R_E2), welches sich von dem ersten Röntgenenergiespektrum (R_E1) unterscheidet, von dem Untersuchungsbereich (FOV), - Rekonstruieren von a-priori-Bilddaten (A-BD) auf Basis mindestens der ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1), - Ermitteln einer ortsabhängigen Verteilung von Röntgenschwächungswerten (R-HU) in dem Untersuchungsbereich (FOV) auf Basis der a-priori-Bilddaten (A-BD), - Durchführen einer Basismaterialzerlegung auf Basis der ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1) und der mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD2), - Ermitteln einer ortsabhängigen Gewichtung (W(E₃)) der Basismaterialien in Abhängigkeit von der ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte (R-HU), - Erzeugen eines Gesamtbildes (G-BD) für den Untersuchungsbereich (FOV) durch Rekonstruieren von ortsabhängig unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten (V-BD).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Ermitteln einer ortsabhängigen Gewichtung (W(E₃)) umfasst: - Ermitteln eines ortsabhängigen dritten Röntgenenergiespektrums (R_E3) mit einer ortsabhängigen dritten mittleren Energie (E₃) in Abhängigkeit von der ermittelten ortsabhängigen Verteilung von Röntgenschwächungswerten (R-HU), - Ermitteln der ortsabhängigen Gewichtung (W(E₃)) auf Basis des ermittelten ortsabhängigen dritten Röntgenenergiespektrums (R_E3) .
Verfahren nach Anspruch 2, wobei das ortsabhängige dritte Röntgenenergiespektrum (R_E3) jeweils einen einzelnen ortsabhängigen dritten Energiewert (E₃) umfasst.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei der ortsabhängige dritte Energiewert (E₃) unter Anwendung einer Look-up-Tabelle auf die ermittelte ortsabhängige Verteilung von Röntgenschwächungswerten (R-HU) ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei der ortsabhängige dritte Energiewert (E₃) unter Anwendung einer Zielfunktion ermittelt wird, welche Röntgenschwächungswerte (HU) auf geeignete dritte Energiewerte (E₃) abbildet.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei - in den a-priori-Bilddaten (A-BD) einzelne abgebildete Organregionen (S₁, S₂, S₃, S₄) segmentiert und klassifiziert werden, - in Abhängigkeit von der unterschiedlichen ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte (R-HU) in den unterschiedlichen Segmenten (S₁, S₂, S₃, S₄) jeweils eine spezifische Basismaterialgewichtung (W(E₃)) festgelegt wird und - für das Gesamtbild (G-BD) jeweils segmentspezifisch gewichtete virtuelle basismaterialgewichtete Bilddaten (V-BD) rekonstruiert werden.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die spezifische Basismaterialgewichtung (W(E₃)) in Abhängigkeit von der Klassifizierung der einzelnen Segmente (S₁, S₂, S₃, S₄) nach Organtypen (L, N, H, HG, WS) ermittelt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Rekonstruieren der virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten (V-BD) in Abhängigkeit von spektralen Informationen der a-priori-Bilddaten (A-BD) erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die spektralen Informationen dazu genutzt werden, körperfremde Materialien zu identifizieren und in Abhängigkeit von den identifizierten Materialien eine spezifische Basismaterialgewichtung für das Rekonstruieren der virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten (V-BD) festzulegen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 9, wobei bei der Rekonstruktion von segmentspezifisch gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten (V-BD) - der dritte Energiewert (E₃) in mindestens einem Segment (S₁, S₂, S₃, S₄) kontinuierlich ortsabhängig variiert wird, - und in einem Grenzbereich zwischen mindestens zwei Segmenten (S₁, S₂, S₃, S₄) ein kontinuierlicher Übergang erzeugt wird, indem sich die dritten Energiewerte (E₃) der beiden Segmente in dem Grenzbereich einander annähern.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei bei dem Rekonstruieren der virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten (V-BD) eine der folgenden Basismaterialzerlegungen angewendet wird: - eine Materialzerlegung nach Jod und Wasser, - eine Materialzerlegung nach Jod und Knochen, - eine Kombination aus regional unterschiedlichen Materialzerlegungen für unterschiedliche Regionen des Untersuchungsbereichs (FOV).
Bilddatenerzeugungseinrichtung (20), aufweisend: - eine Steuereinheit (27) zum Ansteuern einer oder mehrerer Röntgenstrahlquellen eines CT-Systems (1) derart, dass Röntgenstrahlen mit einem ersten Röntgenenergiespektrum (R_E1) und einem unterschiedlichen zweiten Röntgenenergiespektrum (R_E2) erzeugt werden, - eine Projektionsmessdatenerfassungseinheit (21) zum Erfassen von ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1) mit dem ersten Röntgenenergiespektrum (R_E1) und von mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD2) mit dem zweiten Röntgenenergiespektrum (R_E2) von einem Untersuchungsbereich (FOV) eines Untersuchungsobjekts (O), - eine Vorbild-Rekonstruktionseinheit (22a) zum Rekonstruieren von a-priori-Bilddaten (A-BD) auf Basis mindestens der ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1), - eine Wertermittlungseinheit (22b) zum Ermitteln einer ortsabhängigen Verteilung von Röntgenschwächungswerten (R-HU) in dem Untersuchungsbereich auf Basis der ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1), - eine Zerlegungseinheit (24a) zum Durchführen einer Basismaterialzerlegung auf Basis der ersten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD1) und der mindestens zweiten Röntgenprojektionsmessdaten (PMD2), - eine Gewichtungseinheit (24b) zum Ermitteln einer ortsabhängigen Gewichtung der Basismaterialien in Abhängigkeit von der ortsabhängigen Verteilung der Röntgenschwächungswerte (R-HU) - eine Bilderzeugungseinheit (24c, 28) zum Erzeugen eines Gesamtbildes (G-BD) für den Untersuchungsbereich (FOV) durch Rekonstruieren von ortsabhängig unterschiedlich gewichteten virtuellen basismaterialgewichteten Bilddaten (V-BD).
Computertomographiesystem (1), aufweisend eine Bilddatenerzeugungseinrichtung (20) nach Anspruch 12.
Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches direkt in eine Speichereinheit einer Rechnereinheit ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auszuführen, wenn das Computerprogramm in der Rechnereinheit ausgeführt wird.
Computerlesbares Medium, auf welchem von einer Rechnereinheit ausführbare Programmabschnitte gespeichert sind, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auszuführen, wenn die Programmabschnitte von der Rechnereinheit ausgeführt werden.