DE102007046941B4

DE102007046941B4 - Verfahren zur Darstellung von medizinischen Bildern sowie Röntgendiagnostikeinrichtung

Info

Publication number: DE102007046941B4
Application number: DE102007046941.3A
Authority: DE
Inventors: Boris Stowasser; Peter Durlak; Stefan Böhm
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2007-09-28
Filing date: 2007-09-28
Publication date: 2017-12-28
Anticipated expiration: 2027-09-29
Also published as: DE102007046941A1; US20090097732A1; US8126248B2

Abstract

Verfahren zur Darstellung von medizinischen Bildern durch eine Wiedergabevorrichtung einer Diagnostikeinrichtung mit einer Unterdrückung des Rauschens mit dem Schritt a) einer einmaligen Kalibrierung des signalabhängigen Rauschens, gekennzeichnet durch folgende Schritte: b) Trennung der Signal- und Rauschanteile im Bild, c) Anpassung der beiden Komponenten entsprechend eingestellter Parameter und d) Zusammensetzung der angepassten Komponenten.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Darstellung von medizinischen Bildern durch eine Wiedergabevorrichtung einer Diagnostikeinrichtung mit einer Unterdrückung des Rauschens sowie eine Röntgendiagnostikeinrichtung zur Durchführung des Verfahrens.
Aus der US 2006/0120507 A1 ist eine derartige Röntgendiagnostikeinrichtung zur Durchführung des Verfahrens für Angiographie bekannt, die beispielsweise in der 1 dargestellt ist, die einen an einem Ständer 1 drehbar gelagerten C-Bogen 2 aufweist, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise ein Röntgenstrahler 3, und ein Röntgenbilddetektor 4 angebracht sind.
Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt ist.
Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich ein Patientenlagerungstisch 5 zur Aufnahme beispielsweise eines Herzen eines zu untersuchenden Patienten. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist ein Bildsystem 6 angeschlossen, das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt und verarbeitet. Die Röntgenbilder können dann auf einem Monitor 7 betrachtet werden.
Bei der Aufnahme derartiger 2-D-Daten entstehen häufig Röntgenbilder, die einen sehr hohen Rauschanteil besitzen und in denen somit auch das Signal/Rausch-Verhältnis schlecht ist. Dadurch kann die Diagnose erschwert werden.
Sollen 3-D-Datensätze erstellt werden, wird der drehbar gelagerte C-Bogen 2 mit Röntgenstrahler 3 und Röntgenbilddetektor 4 derart gedreht, dass, wie die 2 schematisch in Aufsicht auf die Drehachse zeigt, sich der hier bildlich durch seinen Strahlenfokus dargestellte Röntgenstrahler 3 sowie der Röntgenbilddetektor 4 um ein zu untersuchendes Objekt 9 auf einer Umlaufbahn 8 bewegen. Die Umlaufbahn 8 kann zur Erstellung eines 3-D-Datensatzes vollständig oder teilweise durchfahren werden.
Bei dem zu untersuchenden Objekt 9 kann es sich beispielsweise um einen tierischen oder menschlichen Körper aber auch einen Phantomkörper handeln.
Der Röntgenstrahler 3 emittiert ein von einem Strahlenfokus seiner Röntgenstrahlungsquelle ausgehendes Strahlenbündel 10, das auf den Röntgenbilddetektor 4 trifft.
Der Röntgenstrahler 3 und der Röntgenbilddetektor 4 laufen jeweils so um das Objekt 5 herum, dass sich der Röntgenstrahler 3 und der Röntgenbilddetektor 4 auf entgegengesetzten Seiten des Objekts 9 gegenüberliegen.
Bei der normalen Radiographie oder Fluoroskopie mittels einer derartigen Röntgendiagnostikeinrichtung werden die medizinischen 2-D-Daten des Röntgenbilddetektors 4 im Bildsystem 6 ggf. zwischengespeichert und anschließend auf dem Monitor 7 wiedergegeben.
In der 3 ist nun der bekannte Ablauf der Aufnahme von 3-D-Daten schematisch dargestellt, die mittels eines in den 1 und 2 beschriebenen Röntgengeräts 11 erstellt werden. Die Rohdaten 12 werden einer Rekonstruktion 13 zugeführt, die daraus den Volumendatensatz oder 3-D-Datensatz 14 berechnet.
Bei der Erstellung derartiger 3-D-Daten kann sich aufgrund von verrauschten Rohdaten die Rekonstruktion verschlechtern, was zu einer verringerten Erkennbarkeit von Kontrasten und Strukturen im 3-D-Datensatz führt.
Bei einer Rekonstruktion der 3-D-Daten enthalten diese einen Datensatz, der beispielsweise Dichteinformationen des Ortes (x, y, z) enthält. Diese Dichteinformationen können nun einen Rauschanteil enthalten, der die 3-D-Bildqualität verringert.
Dem Arzt steht zur Steigerung des Signal/Rausch-Verhältnisses (S/N-Verhältnis) und damit der Bildqualität nur eine Steigerung der Dosis zur Verfügung, was aber zu einer höheren Strahlenexposition des Patienten und des Untersuchers führt. Außerdem existieren gesetzliche Vorschriften, die die Gesamtdosis nach oben limitieren.
Das S/N-Verhältnis lässt sich zwar auch durch ein Glättungsfilter, beispielsweise Crispy1, verbessern, das Kanten im Bild findet und entlang dieser Kanten das Signal glättet, aber eine zweckmäßige Rauschunterdrückung ist damit nicht gewährleistet.
Aus der Druckschrift DE 100 10 279 A1 ist eine Zerlegung mittels einer Wavelet-Transformation bekannt. Es wird von einem weißen Rauschen ausgegangen und eine Zerlegung in Signal- und Rauschanteile ist nicht offenbart. Vielmehr werden bei jedem der durch die Wavelet-Transformation erzeugten Anteile eine Rauschunterdrückung und eine Verstärkung ausgewählter Bildstrukturen durchgeführt bevor die Anteile wieder zusammengesetzt werden.
Aus der Druckschrift DE 693 31 719 T2 ist eine Zerlegung in Teilbilder verschiedener Auflösungsniveaus bekannt. Nach der Zerlegung wird in jedem der Teilbilder das Rauschen unterdrückt, bevor die Teilbilder wieder zusammengesetzt werden. Eine Zerlegung in Signal- und Rauschanteile ist nicht offenbart.
Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Verfahren und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass sowohl bei 2-D- als auch 3-D-Aufnahmen auf einfache Weise eine effektive Rauschunterdrückung bewirkt wird.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren nach Anspruch 1 gelöst.
Durch diese getrennte Verarbeitung der Signal- und Rauschanteile kann man effektiv und einfach die Rauschanteile zumindest verringern.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Trennung der Bildanteile durch ein Filter mit nichtlinearer Wavelet-Zerlegung durchgeführt wird.
In vorteilhafter Weise kann das Verfahren folgende Schritte aufweisen:
S1 Einmalige Kalibrierung des signalabhängigen Rauschens,
S2 Zerlegung des Bildes in Bandpass-Bilder,
S3 Verwendung eines lokalen Signalschätzers zur Bestimmung des lokalen Signalanteils in dem Bild,
S4 Anpassung der lokalen Signalstärke in Abhängigkeit der lokal gemessenen Signalstärke und des kalibrierten Rauschanteiles und
S5 Rekonstruktion des Bildes.
Erfindungsgemäß kann die einmalige Kalibrierung gemäß Schritt a) oder S1 Ortsfrequenz- und intensitätsabhängig sein.
Besonders vorteilhaft kann die einmalige Kalibrierung gemäß Schritt a) oder S1 eine signalabhängige Kalibrierung des Quantenrauschens und des elektrischen Rauschens sein.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Zerlegung des Bildes in Bandpass-Bilder gemäß Schritt S2 mittels nichtlinearer Tiefpass-Filter unterschiedlicher Filterfrequenzen erfolgt, deren Ausgangssignale voneinander subtrahiert werden.
In vorteilhafter Weise kann sich der lokale Signalanteil gemäß S3 aus einem Rauschanteil und einem Nutzsignal zusammensetzen.
Besonders vorteilhaft kann der lokale Signalschätzer ein lokaler Kernel sein, der die Standardabweichung (σ) in diesem Kernel bestimmt, so dass sich die totale Standardabweichung (σ_total) messen und sich die Signal-Standardabweichung σ_signal aufgrund der aus der Kalibrierung bekannten Standardabweichung des Rauschanteils (σ_noise)abschätzen lässt.
Erfindungsgemäß können die Verfahrensschritte auf 2-D-Daten oder auf 3-D-Daten angewandt werden, wobei das Verfahren auf Rohdaten, die nach der Filterung zu einem Volumendatensatz rekonstruiert werden, oder alternativ auf Volumendaten angewandt werden, die nach der Filterung zu einem Volumendatensatz zusammengesetzt werden.
Die Aufgabe wird für eine Vorrichtung erfindungsgemäß durch die Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 13 gelöst.
Dadurch wird erreicht, dass 2-D- oder 3-D-Datensätze frequenzmäßig getrennt, getrennt gefiltert und korrigiert sowie anschließend zusammengesetzt werden, so dass man einen zumindest rauschreduzierten Datensatz erhält.
In vorteilhafter Weise kann das Rauschfilter das Bildsignal durch eine nichtlineare Wavelet-Zerlegung in Nutzsignal und Rauschsignal trennen.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn das Rauschfilter ein 3-dimensionales Rauschfilter ist, das einen Volumendatensatz in Bandpass-Volumendaten unter Verwendung eines nichtlinearen Tiefpass-Filters trennt.
Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
1 eine bekannte Röntgendiagnostikeinrichtung zur Durchführung des Verfahrens,
2 eine Ansicht der Bahn eines Detektors und einer Strahlungsquelle um ein zu untersuchendes Objekt in axialer Blickrichtung,
3 eine schematische Darstellung eines bekannten Gesamtablaufs,
4 eine schematische Darstellung eines ersten erfindungsgemäßen Gesamtablaufs,
5 eine schematische Darstellung eines weiteren erfindungsgemäßen Gesamtablaufs,
6 einen erfindungsgemäßen Verfahrensablauf,
7 ein Stufenphantom zur Kalibrierung der Röntgendiagnostikeinrichtung gemäß 1,
8 einen Ausschnitt aus einem Röntgenbild eines Stufenphantoms,
9 eine erfindungsgemäße Ausführungsform mit Bandpässen und
10 eine erfindungsgemäße Ausführungsform realisiert mit Tiefpässen.
In der 4 ist nun der erfindungsgemäße Ablauf der Aufnahme von 3-D-Daten schematisch dargestellt, die mittels eines in den 1 und 2 beschriebenen Röntgengeräts 11 erstellt werden. Die Rohdaten 12 werden erst einer Rauschfilterung 15 der Rohdaten 12 und dann der Rekonstruktion 13 zugeführt, die daraus den Volumendatensatz oder 3-D-Datensatz 14 berechnet.
In der 5 ist ein weiterer erfindungsgemäßer Ablauf der Verarbeitung von 3-D-Daten schematisch dargestellt, die mittels eines in den 1 und 2 beschriebenen Röntgengeräts 11 erstellt und gemäß dem Ablauf nach 3 verarbeitet worden sind. Der 3-D-Datensatz 14 wird einer Rauschfilterung 16 unterworfen und dann einer Zusammensetzung 17 zugeführt, die daraus den gefilterten 3-D-Datensatz 18 berechnet.
In der 6 ist der Verfahrensablauf der Filterung näher beschrieben. Im Schritt S1 erfolgt eine einmalige, insbesondere Ortsfrequenz- und intensitätsabhängige Kalibrierung des signalabhängigen Rauschens, beispielsweise des Quanten- und des elektrischen Rauschens. Anschließend wird im Schritt S2 das Bild in Bandpass-Bilder beispielsweise unter Verwendung von nichtlinearen Tiefpass-Filtern zerlegt. Mittels eines lokalen Signalschätzers wird im Schritt S3 der lokale Signalanteil bestimmt, der sich aus einem Rauschanteil und einem Nutzsignal zusammensetzt. Im Schritt S4 wird die lokale Signalstärke in Abhängigkeit der lokal gemessenen Signalstärke und des kalibrierten Rauschanteiles angepasst. Abschließend wird im Schritt S5 das Bild durch additive Zusammensetzung rekonstruiert.
Der Signalschätzer ist ein lokaler Kernel, beispielsweise hier 3 × 3, der die Standardabweichung (σ) in diesem Kernel bestimmt. Dadurch lässt sich die totale Standardabweichung (σ_total) messen; die Standardabweichung des Rauschanteils (σ_noise) ist aus der Kalibrierung bekannt und somit lässt sich die Signal-Standardabweichung σ_signal abschätzen.
Das Filter-Verfahren zur Entrauschung, der Unterdrückung des Rauschens, besteht aus folgenden Schritten:
S1 Einmalige Ortsfrequenz- und intensitätsabhängige Kalibrierung des signalabhängigen Quantenrauschens und des elektrischen Rauschens,
S2 Zerlegung des Bildes in Bandpass-Bilder unter Verwendung von nichtlinearen Tiefpass-Filtern,
S3 Verwendung eines lokalen Signalschätzers zur Bestimmung des lokalen Signalanteils, der sich aus einem Rauschanteil und einem Nutzsignal zusammensetzt,
S4 Anpassung der lokalen Signalstärke in Abhängigkeit der lokal gemessenen Signalstärke und des kalibrierten Rauschanteiles und
S5 Rekonstruktion des Bildes.
Das Filter-Verfahren basiert auf einer Zerlegung des Bildes in einzelne Bandpass-Bilder. Es wird eine Wavelet-Zerlegung verwendet, bei der die Anzahl der Bandpass-Koeffizienten identisch zu der des Eingangsbildes ist.
Um die Tiefpass-Bilder zu berechnen, wird ein Unschärfefilter verwendet, dessen Kernel je nach Band durch die Einfügung von Löchern vergrößert wird.
Die Differenz zweier aufeinanderfolgender Tiefpass-Bilder ergibt das Bandpass-Bild.
Es sei l₀ das Eingangsbild und l_i+1 das Tiefpass-gefilterte Bild von l_i. Dann ist das Bandpass-Bild h_i definiert als: h_i = l_i – l_i+1 für i ≥ 0.
Es folgt nun eine genaue Beschreibung der Verfahrensschritte für die 2-D-Bildgebung:
Zerlegung des Bildes in Bandpass-Bilder unter Verwendung eines nichtlinearen Tiefpass-Filters
Im Folgenden wird ein Bildpixel als I(x, y) bezeichnet, wobei (x, y) die Koordinaten des Pixels sind.
Es wird ein 2-D-Fenster (3 × 3) um das zentrale Pixel (x, y) berücksichtigt. Dieses Fenster besteht aus den Pixeln (x', y'), mit |x' – x| ≤ 1, |y – y'| ≤ 1. Dieses Fenster wird dazu verwendet, um den gefilterten Wert I'(x, y) zu berechnen. Diese Operation geschieht für alle Pixel der Bildmatrix.
Der gefilterte Pixelwert im Einzelnen wird folgendermaßen bestimmt:
Im ersten Schritt werden alle Werte des 2-D-Fensters in ein eindimensionales Feld übertragen: x_K = (x₁, x₂, ...,x_N)^t
Hier ist N = 9.
Nun werden alle Pixel in dem Feld x_K nach ihrer Differenz zu I(x, y) sortiert und man erhält ein neues 1-D-Feld: x_k = (x₍₁₎, x₍₂₎, ..., x_(N))^t, wobei x₍₁₎ = I(x, y) das zentrale Pixel im 2-D-Fenster ist, und x_(i), i = 2...N mit |x₍₁₎ – x_(i)| ≤ |x₍₁₎ – x_(j)|, j = i...N.
Der zweite Schritt besteht aus der Filterung. Der gefilterte Pixelwert wird folgendermaßen berechnet:
Mit a = (a₁, a₂, ..., a_N)^t: Gewichtungsfaktoren und
Hier wird a_i = 1 für i = 1...M und a_i = 0 für i > N verwendet. Dies impliziert γ = M.
Der Wert M und damit auch γ sind Parameter und beschreiben die Glättung der Zerlegung.
Nachdem das Bild durch obige Schritte gefiltert und dadurch das Band l_m=0 erzeugt wurde, wird nun das Band l_m+1 rekursiv erzeugt. Dies geschieht durch Vergrößerung des Kernels, d. h., für das Fenster werden nun die Koordinaten x·2^m, y·2^m mit x ∊ {–1; 0; 1} und y ∊ {-1; 0; 1} mit den gefilterten Daten aus l_m verwendet.
Diese Operationen werden rekursiv bis m = 4 durchgeführt.
Das bandpassgefilterte Bild der Stufe m berechnet sich wie folgt: h_m = l_m – l_m+1.
Bestimmung der kalibrierten Rauschwerte
Der Dynamikbereich des Detektors habe n Elemente [0, ..., n – 1], auf den die Intensitätswerte linear abgebildet werden. Durch das in 7 dargestellte Stufenphantom 21, das mit ungeschwächter Röntgenstrahlung 20 beaufschlagt wird, werden nun die kalibrierten Rauschanteile bestimmt.
Die Praxis hat gezeigt, dass eine Unterteilung des Dynamikbereichs in acht Stufen 22 bis 29 ausreichend ist; es lässt sich jedoch auch eine feinere Unterteilung verwenden.
Das Material des Stufenphantoms kann Pb, Cu oder Aluminium sein.
Folgende Stufen der Absorption des Einganssignals müssen vorhanden sein (±5%):
Die Stufe 22 weist die volle Absorption von 100%, die Stufe 23 beispielsweise von 87,5%, die Stufe 24 von 75%, die Stufe 25 von 62,5%, die Stufe 26 von 50%, die Stufe 27 von 37,5%, die Stufe 28 von 25%, die Stufe 29 von 12,5% und eine ungeschwächte Fläche 30 keine Absorption (0%) auf.
Die Flächen der Stufen 22 bis 29 müssen so angepasst sein, dass bei vier Bandpässen eine (2·2·2^4-1 =) 64 mal 64 Pixel große homogene Fläche zur Vermessung zur Verfügung steht. Die durch das Stufenphantom 21 geschwächte Röntgenstrahlung 31 wird von dem Röntgenbilddetektor 4 erfasst.
Die 8 zeigt einen Ausschnitt aus einem aufgenommenen Röntgenbild eines Stufenphantoms 21 gemäß 3.
Der Datensatz wird in seine Bandpass-Bilder h_m und Tiefpass-Bilder l_m zerlegt und es werden innerhalb der verschiedenen Absorptionsflächen für das jeweilige Band m die intensitätsabhängigen (I) Rauschwerte bestimmt:
Die n-te (hier n = 1...8) Intensität I^mn des Bandes m wird aus dem Tiefpass-Bild l_m+1 an den Koordinaten (x, y) gemessen: I^mn = l_m+1(x, y);
Aus den diskret gemessenen Intensitäten mit den zugehörigen Rauschwerten werden die fehlenden Intensitäten des Dynamikbereichs mit ihren Rauschwerten durch Interpolation ermittelt. Dazu werden beispielsweise durch die acht gemessenen Punkte Splines gelegt.
Als Splines werden bestimmte Funktionen bezeichnet. Ein Spline n-ten Grades ist eine Funktion, die stückweise aus Polynomen mit maximalem Grad n zusammengesetzt ist. Dabei werden an den Stellen, an denen zwei Polynomstücke zusammenstoßen, die sogenannten Knoten, bestimmte Bedingungen gestellt, etwa dass der Spline (n – 1) mal stetig differenzierbar ist.
Splines werden zur Interpolation benutzt. Durch die stückweise Definition sind Splines flexibler als Polynome und dennoch relativ einfach und glatt.
Handelt es sich bei dem Spline um eine stückweise lineare Funktion, so nennt man den Spline linear (es handelt sich dann um einen Polygonzug); analog gibt es quadratische, kubische usw. Splines.
Anpassung der Bandpasskoeffizienten unter Verwendung eines lokalen Signalschätzers und der kalibrierten Rauschwerte
Der Koeffizient in der Zerlegung setzt sich bedingt durch die nichtlineare Zerlegung additiv aus einem Signal- und einem Rauschanteil zusammen. Durch den oben genannten Signalschätzer lässt sich der Faktor abschätzen, mit dem man den Koeffizienten verkleinern muss, um den Rauschanteil wegzubekommen. Dieser Faktor ist f = (σ_total – σ_noise)/σ_total. Der Bandpasskoeffizient wird nun mit diesem Faktor multipliziert.
Also werden die Bandpasskoeffizienten an den kalibrierten Rauschanteil und das mittels lokalen Signalschätzers gemessene Signal (σ_signal) das sich zusammensetzt aus einem Rauschanteil und einem Signalanteil, angepasst.
Es wird dabei von folgender Annahme ausgegangen:
Das gesamte Signal in einem Bandpass setzt sich zusammen aus einem Nutzsignal und einem Rauschanteil: σ m / total(x, y) = σ m / signal(x, y) + σ m / noise(I);
Gemessen werden kann das Gesamtsignal:
Die Intensität wird dabei aus dem Tiefpass-Bild l_m+1 an den Koordinaten (x, y) gemessen: I = l_m+1(x, y);
Der Faktor f_m, mit dem das Gesamtsignal multipliziert werden muss, um das Nutzsignal zu erhalten, ist:
Der neue Koeffizient des Bandpasses m berechnet sich wie folgt: h'_m(x, y, z) = f_m(x, y, z)·h_m(x, y, z);
Das Bild wird dann aus den m = 1...n Bandpässen wieder rekonstruiert:
In der 9 ist das Prinzip der Verarbeitungsschaltung näher dargestellt. Die Kalibrierungswerte werden in einem Speicher 40 nach erfolgter Kalibrierung eingelesen (S1). Die spektrale Bildzerlegung (S2) erfolgt durch Bandpässe 41 bis 44, denen das Eingangssignal zugeführt wird. Die Ausgänge der Bandpässe 41 bis 44 sind mit Multiplikationsstufen 45 bis 48 verbunden, die eine Anpassung der lokalen Signalstärke (S4) durch Multiplikation des Bandpass-Signales mit der Intensität Imn bewirken. Die Ausgänge der Multiplikationsstufen sind mit einer Additionsstufe 49 zur Rekonstruktion (S5) verbunden. Das Ausgangssignal der Additionsstufe 49 kann über den Monitor 7 erfolgen.
Der Aufbau der Verarbeitungsschaltung gemäß 10 entspricht im Wesentlichen dem der 9. Lediglich die vier Bandpässe 41 bis 44 wurden durch fünf Tiefpässe 50 bis 54 ersetzt, deren Ausgangssignale von jeweils benachbarten Tiefpässen 50 bis 54 durch Subtraktionsstufen 55 bis 58 in ein Bandpass gefiltertes Signal umgewandelt werden, das dann aufgrund der Multiplikationsstufen 45 bis 48 und Additionsstufen 49 weiter verarbeitet und mittels des Monitors 7 wiedergegeben wird.
Das Verfahren lässt sich auch auf ein 3-D-Volumen anwenden. Es basiert auch hier auf einer einmaligen Kalibrierung des Rauschens des rekonstruierten Volumens und eines nachfolgenden 3-dimensionalen Rauschfilters.
Der Rauschfilter beinhaltet folgende Schritte:

– Zerlegung des 3-D-Volumens in Bandpass-Volumen unter Verwendung eines nichtlinearen Tiefpass-Filters.
– Verwendung eines lokalen Signalschätzers zur Bestimmung des lokalen Signalanteils, der sich aus einem Rauschanteil und einem Nutzsignal zusammensetzt.
– Anpassung der lokalen Signalstärke in Abhängigkeit von der lokal gemessenen Signalstärke und des kalibrierten Rauschanteiles.
– Zusammensetzung des Volumens.

Zerlegung des 3-D-Volumens in Bandpass Volumen
Zur Zerlegung des 3-D-Volumens wird eine Wavelet-Zerlegung verwendet, bei der die Anzahl der Bandpasskoeffizienten identisch zu der des Eingangsvolumens ist.
Um die Tiefpass-Volumen zu berechnen, wird ein Unschärfefilter verwendet, dessen Kernel je nach Band durch die Einfügung von Löchern vergrößert wird.
Die Differenz zweier aufeinander folgender Tiefpass-Volumen ergibt das Bandpassvolumen.
Falls l_o das Eingangsvolumen ist und l_i+1 das Tiefpass-gefilterte Volumen von I,. Dann ist das Bandpassvolumen h_i definiert als: h_i = l_i – l_i+1 für i ≥ 0.
Im Zerlegungsschritt wird sie Summe der absoluten Abweichung vom zentralen Pixel von 4 Pixeln entlang von 11 verschiedenen Richtungen im Band k berechnet:
Aus diesen wird die minimale Abweichung bestimmt: S_min ≔ min(S k / 1(x, y, z), S k / 2(x, y, z), S k / 3(x, y, z), S k / 4(x, y, z), S k / 5(x, y, z), S k / 6(x, y, z), S k / 7(x, y, z), S k / 8(x, y, z), S k / 9(x, y, z), S k / 10(x, y, z), S k / 11(x, y, z))
Der Pixelwert des m-ten Bandes I_m(x, y, z) wird aus dem vorausgehenden Pixelwert I_m-1(x, y, z) wie folgt bestimmt:
Das Gewicht w m / ijk des m-ten Bandes berechnet sich wie folgt:
Das bandpassgefilterte Volumen der Stufe m berechnet sich wie folgt: h_m = l_m – l_m+1
Nun erfolgt die Bestimmung der kalibrierten Rauschwerte wie bereits oben beschrieben.
Der Datensatz wird in seine Bandpassvolumen h_m und l_m zerlegt und es werden innerhalb der verschiedenen Absorptionswürfel die intensitätsabhängigen Rauschwerte bestimmt:
Aus den diskreten gemessenen Intensitäten mit den zugehörigen Rauschwerten werden die fehlenden Intensitäten des Dynamikbereichs mit ihren Rauschwerten durch Interpolation ermittelt.
Anpassung der Bandpasskoeffizienten unter Verwendung eines lokalen Signalschätzers und der kalibrierten Rauschwerte
Es wird von folgender Annahme ausgegangen:
Das gesamte Signal setzt sich zusammen aus einem Nutzsignal und einem Rauschanteil: σ m / total(x, y, z) = σ m / signal(x, y, z) + σ m / noise(I);
Gemessen werden kann das Gesamtsignal:
Der Faktor f_m mit dem das Gesamtsignal multipliziert werden muss um das Nutzsignal zu erhalten, ist:
Der neue Koeffizient des Bandpasses m berechnet sich wie folgt: h'_m(x, y, z) = f_m(x, y, z)·h_m(x, y, z)
Das Bild wird dann aus den n Bandpässen wieder rekonstruiert:
Durch die Anwendung eines 3-dimensionalen Entrauschungsfilters steht dem Anwender eine verbesserte 3-D-Qualität zur Verfügung.
Durch das vorgeschlagene Verfahren zur Entrauschung von 2-D-Daten mit Hilfe eines kalibrierten Rauschanteils lässt sich das Rauschen in medizinischen Bildern fast vollständig eliminieren.
Dadurch ergeben sich für den Untersucher und den Patienten folgende Vorteile

– Verbesserung der 2-D-Bildqualität:
– Bessere und schnellere Diagnosen sind möglich.
– Doseinsparung bei gleich bleibender Bildqualität:
– Es lässt sich bei gleicher Bildqualität die Strahlenexposition des Untersuchers und den Patienten verringern.

Durch die Vorschaltung eines signalinvarianten Rauschfilters mit dem oben beschriebenen Verfahren ergeben sich für 3-D-Anwendungen folgende Vorteile:

– Erhöhung der 3-D-Bildqualität durch eine mittels Rauschfilter verbesserte Rekonstruktion:
– In den rekonstruierten Schichten wenige Rauschen und bessere Kontrasterkennbarkeit.
– Doseinsparung bei gleichbleibender Bildqualität:
– Es lässt sich bei gleicher Bildqualität ein für den Untersucher und den Patienten dosisreduziertes Aufnahmeprotokoll verwenden.
– Neue Untersuchungen:
– Bei sehr schnellen Aufnahmeprotokollen (z. B. 200 Bilder/s): Durch physikalische Grenzen von Röntgenröhren lässt sich die erforderliche Dosis nicht applizieren. Die gesteigerte Rekonstruktionsqualität macht diese Option für den Kunden (Arzt und Patient) möglich.
– Bei sehr langen Aufnahmeprotokollen: Durch z. B. die Einführung neuer Trajektorien (z. B. durch Roboterarm) können auch physikalische Grenzen heutiger Röntgenröhren erreicht werden. Durch die gesteigerte Rekonstruktionsqualität wird diese Option möglich.

Im Rahmen der Erfindung kann es sich bei dem tomographischen bildgebenden Gerät beispielsweise um Röntgen-C-Bogen-Systeme, Röntgen-Biplan-Geräte oder Computertomographen handeln.
Anstelle des dargestellten Ständers 1 können auch Boden- und/oder Deckenstative Verwendung finden, an denen die C-Bögen 2 befestigt sind. Der C-Bogen 2 kann auch durch einen so genannten elektronischen C-Bogen 2 ersetzt werden, bei dem eine elektronische Kopplung von Röntgenstrahler 3 und Röntgenbilddetektor 4 erfolgt.
Die C-Bögen 2 können aber auch an Roboterarmen geführt sein, die an Decke oder Boden angebracht sind. Auch lässt sich das Verfahren mit Röntgengeräten durchführen, bei denen die einzelnen, bilderzeugenden Komponenten 3 und 4 jeweils von einem Roboterarm gehalten sind, die an Decke und/oder Boden angeordnet sind.

Claims

Verfahren zur Darstellung von medizinischen Bildern durch eine Wiedergabevorrichtung einer Diagnostikeinrichtung mit einer Unterdrückung des Rauschens mit dem Schritt a) einer einmaligen Kalibrierung des signalabhängigen Rauschens, gekennzeichnet durch folgende Schritte: b) Trennung der Signal- und Rauschanteile im Bild, c) Anpassung der beiden Komponenten entsprechend eingestellter Parameter und d) Zusammensetzung der angepassten Komponenten.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Trennung der Bildanteile durch ein Filter mit nichtlinearer Wavelet-Zerlegung durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2 gekennzeichnet durch folgende Schritte: S1 Einmalige Kalibrierung des signalabhängigen Rauschens gemäß Schritt a), S2 Zerlegung des Bildes in Bandpass-Bilder, S3 Verwendung eines lokalen Signalschätzers zur Bestimmung des lokalen Signalanteils in dem Bild, S4 Anpassung der lokalen Signalstärke in Abhängigkeit der lokal gemessenen Signalstärke und des kalibrierten Rauschanteiles und S5 Rekonstruktion des Bildes gemäß Schritt d).
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die einmalige Kalibrierung gemäß Schritt a) oder S1 ortsfrequenz- und intensitätsabhängig ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die einmalige Kalibrierung gemäß Schritt a) oder S1 eine signalabhängige Kalibrierung des Quantenrauschens und des elektrischen Rauschens ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Zerlegung des Bildes in Bandpass-Bilder gemäß Schritt S2 mittels nichtlinearer Tiefpass-Filterung unterschiedlicher Filterfrequenzen erfolgt, deren Ausgangssignale voneinander subtrahiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass sich der lokale Signalanteil gemäß Schritt S3 aus einem Rauschanteil und einem Nutzsignal zusammensetzt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der lokale Signalschätzer ein lokaler Kernel ist, der die Standardabweichung (σ) in diesem Kernel bestimmt, so dass sich die totale Standardabweichung (σ_total) messen und sich die Signal-Standardabweichung (σ_signal) aufgrund der aus der Kalibrierung bekannten Standardabweichung des Rauschanteils (σ_noise) abschätzen lässt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfahrensschritte auf 2-D-Daten angewandt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Verfahrensschritte auf 3-D-Daten angewandt werden.
Verfahren nach Anspruch 10 unter Rückbezug auf einen der Ansprüche 2 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren auf Rohdaten angewandt wird, die nach der Filterung zu einem Volumendatensatz rekonstruiert werden.
Verfahren nach Anspruch 10 unter Rückbezug auf einen der Ansprüche 2 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren auf Volumendaten angewandt wird, die nach der Filterung zu einem neuen Volumendatensatz zusammengesetzt werden.
Röntgendiagnostikeinrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 12 mit einem Röntgengerät (1, 2), einem Röntgenstrahler (3) zur Erzeugung von Röntgenstrahlung, einem Röntgenbilddetektor (4) zur Erfassung der Röntgenstrahlung und Umwandlung in eine elektrische Signalfolge, einem Bildsystem (6) zur Verarbeitung der elektrischen Signalfolge, wobei das Bildsystem (6) eine Vorrichtung zur Rauschkalibrierung aufweist, und einer Wiedergabevorrichtung (7), dadurch gekennzeichnet, dass das Bildsystem (6) ein Rauschfilter (41 bis 44, 50 bis 58), das das Bildsignal in Nutzsignal und Rauschsignal trennt, eine Korrekturstufe (45 bis 46), die diese beiden Komponenten entsprechend eingestellter Parameter anpasst, und eine Rekonstruktionsstufe (13, 17, 49) aufweist, die die Daten zu einem Datensatz (14, 18) zusammensetzt.
Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass das Rauschfilter (41 bis 44, 50 bis 58) das Bildsignal durch eine nichtlineare Wavelet-Zerlegung in Nutzsignal und Rauschsignal trennt.
Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass das Rauschfilter (41 bis 44, 50 bis 58) ein 3-dimensionales Rauschfilter ist, das einen Volumendatensatz in Bandpass-Volumendaten (16) unter Verwendung eines nichtlinearen Tiefpass-Filters trennt.