DE102007055387A1

DE102007055387A1 - Verfahren zur Nachbearbeitung von Detektorrohsignalen, Computerprogrammprodukt und Strahlungserfassungseinrichtung

Info

Publication number: DE102007055387A1
Application number: DE102007055387A
Authority: DE
Inventors: Rainer Dr. Raupach; Karl Dr. Stierstorfer
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 2007-11-20
Filing date: 2007-11-20
Publication date: 2009-06-04
Also published as: US20090141857A1; US8121251B2

Abstract

Die Erfindung betrifft Verfahren zur Nachbearbeitung von Detektorrohsignalen (S_i,j) eines Röntgen- (7) oder Gammadetektors. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, dass die Detektorrohsignale (S_i,j) gefiltert werden, wobei zumindest für eine Teilmenge der Detektorsignale (S_i,j) jeweils ein zugehöriges Filterungssignal

ermittelt wird, und dass im Anschluss daran diejenigen Filterungssignale

deren Signalwert kleiner Null ist, durch jeweils einen Signalwert größer Null ersetzt werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Nachbearbeitung von zu einzelnen Bildpunkten eines Strahlungsdetektors, insbesondere eines Röntgen- oder Gammadetektors, korrespondierenden elektrischen Detektorrohsignalen, ein Computerprogrammprodukt mit Programmcode zur Durchführung des Verfahrens, sowie eine zur Durchführung des Verfahrens ausgebildete Strahlungserfassungseinrichtung.
Detektorrohsignale einzelner Bildpunkte, z. B. einer Bildpunktmatrix, eines Strahlungsdetektors weisen in der Regel Bildpunktrauschen, auch Pixelrauschen genannt, auf. Das Pixelrauschen wird unter Normalbedingungen durch die endliche Anzahl der auf den Strahlungsdetektor treffenden Strahlungsquanten, und damit durch die Quantenstatistik, sowie durch elektronisches Rauschen elektronischer Bauelemente bestimmt. Bei hoher Schwächung der Strahlung durch ein zu untersuchendes Objekt, d. h. bei im Mittel geringen Quantenenergien der auf den Strahlungsdetektor treffenden Quanten, bildet das Elektronikrauschen einen signifikanten Anteil am Pixelrauschen.
Im Gegensatz zum Quantenrauschen, welches Poisson-verteilt ist und damit stets zu Detektorrohsignalen mit positiven Signalwerten führt, kann Elektronikrauschen zu Signalwerten kleiner Null führen. Negative Signalwerte führen zu Bildqualitätsproblemen, welche z. B. unter dem Begriff "Clipping" bekannt sind.
Zur Rauschreduktion und zur Vermeidung des Clippings sind Verfahren bekannt, bei welchen die negativen Signalwerte durch physikalisch sinnvolle Werte ersetzt werden, z. B. durch einen oder eine Kombination mehrerer Signalwerte benachbarter Bildpunkte. Aus den auf diese Weise nachbearbeiteten Signalwerten werden jeweilige Schwächungswerte, auch Projektionen genannt, berechnet. Zur Ermittlung des Schwächungswerts wird – vereinfacht ausgedrückt – jeweils der Logarithmus des Verhältnisses von "ungeschwächtem Signalwert" zu geschwächtem, d. h. gemessenem, Signalwert des Bildpunkts berechnet. Zur Rauschreduktion werden die Schwächungswerte dann einer rauschreduzierenden Filterung unterzogen. Die gefilterten Schwächungswerte bilden die Grundlage zur Ermittlung eines Schwächungsbilds, welches im Falle der Röntgen-Computertomografie z. B. durch eine gefilterte Rückprojektion erhalten wird.
Ein Nachteil dabei ist, dass die Schwächungsbilder verfälschte quantitative Informationen aufweisen. Das wiederum beeinträchtigt z. B. die Befundung bei radiologischen Untersuchungen eines Objekts.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Nachbearbeitung von zu einzelnen Bildpunkten eines Strahlungsdetektors, insbesondere eines Röntgen- oder Gammadetektors, korrespondierenden elektrischen Detektorrohsignalen bereitzustellen, bei welchem eine Verfälschung der quantitativen Informationen weitestgehend vermieden wird, und welches in einfacher Weise implementierbar ist. Weiterhin sollen ein zur Durchführung des Verfahrens geeignetes Computerprogrammprodukt und eine Strahlungserfassungseinrichtung bereitgestellt werden.
Diese Aufgabe wird gelöst durch die Merkmale der Ansprüche 1, 18 und 19. Vorteilhafte Ausgestaltungen ergeben sich aus den Ansprüchen 2 bis 17.
Ein erster Aspekt der Erfindung betrifft ein Verfahren zur Nachbearbeitung von zu einzelnen Bildpunkten eines Strahlungsdetektors, insbesondere eines Röntgen- oder Gammadetektors, korrespondierenden elektrischen Detektorrohsignalen, mit folgenden Schritten:

a) Bereitstellen der Detektorrohsignale
b) Filtern der Detektorrohsignale, wobei zumindest für eine Teilmenge der Detektorrohsignale ein zugehöriges Filterungssignal ermittelt wird, und
c) Ersetzen derjenigen Filterungssignale, deren Signalwert kleiner Null ist, durch einen Signalwert größer Null.

Die Erfinder haben erkannt, dass bei den oben beschriebenen Verfahren nach dem Stand der Technik ein systematischer Fehler dadurch induziert wird, dass die der Filterung vorausgehende Ersetzung der negativen Signalwerte eine Verschiebung des, insbesondere quantenstatistischen, Mittelwerts der jeweiligen Detektorrohsignale verursacht. Das wiederum führt bei kleinen Signalstärken der Detektorrohsignale zu systematischen Signalüberschätzungen und damit zu systematischen Fehlern. Die systematischen Fehler führen zu einer Verfälschung des quantitativen Informationsgehalts, welche sich in die Schwächungsbilder fortpflanzt.
Gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren werden die Detektorrohsignale vor Ersetzen negativer Signalwerte der Detektorrohsignale gefiltert, wobei zumindest für eine Teilmenge der Detektorrohsignale jeweils ein zugehöriges Filterungssignal ermittelt wird. Es bleibt der quantenstatistische Mittelwert der Signalwerte der Detektorrohsignale der betroffenen Bildpunkte erhalten. Gleichzeitig wird der Anteil negativen Signalwerte drastisch verringert.
Die vergleichsweise wenigen nach der Filterung verbleibenden negativen Signalwerte werden nach der Filterung jeweils durch positive Signalwerte ersetzt. Da die Anzahl der negativen Signalwerte erheblich reduziert ist, können die systematischen Fehler im Vergleich zu den Verfahren nach dem Stand der Technik erheblich verringert werden. Das pflanzt sich in die Schwächungsbilder fort, welche demzufolge einen höheren quantitativen Informationsgehalt aufweisen.
Nach der Filterung und Ersetzung der negativen Signalwerte liegt also ein Datensatz vor, welcher eine optimale Grundlage zur Ermittlung der Schwächungsbilder bildet. Zur Ermittlung der Schwächungsbilder können aus den Filterungssignalen, bzw. den ersetzten Filterungssignalen, welche im Rahmen dieser Erfindung auch als Filterungssignale bezeichnet werden, logarithmische Schwächungswerte ermittelt werden. Solche Schwächungswerte sind auch unter den Bezeichnungen logarithmische Projektionswerte oder Linienintegrale bekannt. Die Schwächungswerte bilden im Falle computertomografischer Untersuchungen die Grundlage zur Rekonstruktion eines zwei- oder dreidimensionalen Schwächungsbilds.
Im Rahmen der Erfindung erfolgt die Ersetzung eines negativen Signalwerts durch einen Wert größer Null. Zwar ist es im Prinzip auch möglich, dass ein negativer Signalwert durch Null ersetzt wird. Jedoch würde das physikalisch bedeuten, dass die Röntgen- oder Gammastrahlung zu 100% absorbiert wird, was bei realen Strahlungserfassungssystemen unwahrscheinlich ist. Insoweit stellt die Ersetzung durch einen Wert größer Null eine für konkrete Anwendungen physikalisch sinnvolle Ersetzung dar. Ferner wäre eine Ersetzung durch Null bei der Berechnung der Schwächungswerte problematisch, da diese in der Regel durch Logarithmierung des Verhältnisses von ungeschwächter zu gemessener Signalstärke erhalten wird.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren kann bei stark absorbierenden Untersuchungsobjekten, z. B. bei dicken Patienten im Falle der Röntgen-Computertomografie, des Weiteren das Kontrast-zu-Rausch- bzw. das Schärfe-zu-Rauschverhältnis gegenüber herkömmlichen Verfahren verbessert werden. Das liegt darin begründet, dass bei starker Absorption der Strahlung das Elektronikrauschen einen signifikanten Anteil am Gesamtrauschen hat, so dass bei starker Absorption wesentlich mehr Detektorrohdaten mit negativen Signalwerten auftreten.
Im Sinne der Erfindung bezeichnen die Detektorrohsignale unmittelbare elektronische Ausgangssignale der jeweiligen Bildpunkte des Detektors, welche auch als Pixel oder Detektorelemente bezeichnet werden. Das bedeutet insbesondere, dass auf die Detektorrohsignale vor dem Schritt lit. b) noch keine, insbesondere rauschreduzierende, Filterung oder mathematische Operation, wie z. B. eine Logarithmierung, angewandt worden ist. Dabei fällt eine Digitalisierung, ein Rebinning bzw. eine Umsortierung der Detektorrohdaten nicht unter den Begriff der mathematischen Operation.
Bei der Filterung im Schritt lit. b) kann es sich beispielsweise um eine Filterung mit einem rauschreduzierenden Filterkern handeln. Insbesondere kann die Filterung eine Faltung der Detektorrohsignale mit einem Faltungskern mit Tiefpasswirkung umfassen.
Beim Strahlungsdetektor können die Bildpunkte in zwei Dimensionen, in einer Zeilenrichtung und einer Kanalrichtung ange ordnet sein. In diesem Fall kann als Faltungskern ein Tensor zweiter Stufe verwendet werden. Der Tensor kann folgende Form aufweisen: κ = 1η (ai,j),wobei gilt:

a_i,j ∊ IR, d. h. die a_i,j sind reelle Zahlen,
i, j ∊ IN, d. h. i, j sind natürliche Zahlen,
η ist die Summe aller a_i,j: η = Σa_i,j, und
i, j oder j, i sind kleiner als eine jeweilige Anzahl der Bildpunkte des Detektors in Zeilen- bzw. Spaltenrichtung.

Mit einem derartigen Tensor kann die Filterung einfach und schnell durchgeführt werden. Beispielsweise kann es sich um einen Binomial- oder Gauß-Filter handeln. Ein einfaches Beispiel dafür ist – zumindest drei Zeilen und drei Kanäle, was bei Röntgen-Computertomografen der jüngeren Generation üblich ist, vorausgesetzt – beispielsweise gegeben durch:
Beim Schritt lit. c) des erfindungsgemäßen Verfahrens kann das Ersetzen eines Filterungssignals kleiner Null auf der Grundlage zumindest eines weiteren Filterungssignals mit einem Signalwert größer oder gleich Null erfolgen. Damit können die tatsächlichen Gegebenheiten besonders genau nachgebildet werden, was der Erhaltung des quantitativen Informationsge halts förderlich ist. Beim Ersetzen kann zumindest ein weiteres Filterungssignal eines, vorzugsweise in Kanalrichtung, benachbarten Bildpunkts verwendet werden, was besonders einfach implementiert werden kann.
Die Filterung kann ferner in Zeitrichtung, d. h. der Richtung der aufeinander folgenden Projektionen, oder einer Kombination einer Filterung in Zeit-, Zeilen- und Spaltenrichtung durchgeführt werden. In diesem Fall kann als Faltungskern ein Tensor dritter Stufe verwendet werden, der folgende Form aufweisen kann, κ' = 1η' (bi,j,k).
Dabei gilt:

b_i,j,k ∊ IR, d. h. die b_i,j,k sind reelle Zahlen,
i, j, k ∊ IN, d. h. i, j, k sind natürliche Zahlen,
η' ist die Summe aller b_i,j,k: η' = Σb_i,j,k, und
i, j, k sind kleiner als eine jeweilige Anzahl der Bildpunkte des Detektors in Zeilen- bzw. Spaltenrichtung bzw. kleiner als die Anzahl der aufgenommenen Projektionen

Der Tensor kann beispielsweise durch ein Tensorprodukt aus eindimensionalen Tiefpassfiltern, z. B. mit Gauss-Charakteristik, aufgebaut werden,
Nach einer Ausgestaltung des Verfahrens ist die Filterung in ein adaptives Filterverfahren eingebettet. Der Begriff adaptiv soll dabei bedeuten, dass zumindest eine Teilmenge der Detektorrohsignale in Abhängigkeit von deren Signalstärke und/oder der Signalstärke aus den Datenrohsignalen abgeleiteter Präfilterungssignale gefiltert wird. Damit ist es möglich, bezüglich der Kanal- und Zeilenrichtung lokale Verhältnisse in den Detektorrohsignalen zu berücksichtigen. Der Verlust an quantitativer Information, sowie z. B. auch an Bildschärfe, kann dabei auf ein Minimum reduziert werden.
Beim adaptiven Filterverfahren können für zumindest eine Teilmenge der Detektorrohsignale Präfilterungssignale ermittelt werden, wobei die Filterungssignale dadurch erhalten werden, dass die Präfilterungssignale mit den Datenrohsignalen gemischt werden. Die Präfilterungssignale können aus den Detektorrohsignalen z. B. durch Filterung mit einem rauschreduzierenden Filterkern oder einem anderen beliebigen Filterkern erhalten werden.
Bei der Mischung verwendete Mischungsgewichte können aus den jeweiligen Detektorrohsignalen und/oder Präfilterungssignalen ermittelt werden, wobei es insbesondere möglich ist, dass für jedes bei der Mischung berücksichtigte Detektorrohsignal und/oder Präfilterungssignal ein individuelles Mischungsgewicht ermittelt wird. Dazu können die Mischungsgewichte entsprechend einer jeweils vorgegebenen Funktion für größer werdende Signalwerte der Präfilterungssignale kleiner und für kleiner werdende Signalwerte der Präfilterungssignale größer werden. Insbesondere können sich die Mischungsgewichte für größer werdende Signalwerte der Präfilterungssignale an Null und für kleiner werdende Signalwerte der Präfilterungssignale an Eins annähern.
Die Mischung kann für einen Bildpunkt mit dem jeweils zugeordneten Detektorrohsignal und Präfilterungssignal gemäß der folgenden Vorschrift berechnet werden: S ~ = (1 – w)·S + w·SF,wobei

S ~: das Ergebnis der Mischung, d. h. das Filterungssignal,
w: das jeweilige Mischungsgewicht,
S: das Detektorrohsignal des Bildpunkts und
S^F: das Präfilterungssignal des Bildpunkts bezeichnen.

Das Gewicht für S ergibt sich aus der Bedingung, dass die Mischung von S und S^F normiert sein muss, hat also den Wert 1 – w.
Die Mischung gemäß der vorangehenden Vorschrift kann besonders einfach und im Hinblick auf die für eine Rechnereinheit zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens zu veranschlagende Rechenzeit besonders effektiv durchgeführt werden.
Das Mischungsgewicht w kann dabei z. B. eine Funktion des Signalwerts der Detektorrohsignale sein, und für Signalwerte der Detektorrohsignale kleiner oder gleich einem ersten Schrankenwert Eins, für Signalwerte größer oder gleich einem zweiten Schrankenwert Null, und für zwischen dem ersten und zweiten Schrankenwert liegende Signalwerte stetig von Eins auf Null abfallen. Bei dem stetigen Abfall kann es sich um einen linearen Abfall handeln. In diesem Fall hat die das Mischungsgewicht w beschreibende Funktion die Form einer abfallenden Rampe.
Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein Computerprogrammprodukt umfassend Programmcode, dessen Ausführung auf einer Rechnereinheit das erfindungsgemäße Verfahren bewirkt.
Ein dritter Aspekt der Erfindung betrifft eine Strahlungserfassungseinrichtung, insbesondere einen Röntgen-Computertomografen, umfassend eine zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildete Rechnereinheit.
Wegen Vorteilen und vorteilhaften Wirkungen des Computerprogrammprodukts und der Strahlungserfassungseinrichtung wird auf die Ausführungen zum erfindungsgemäßen Verfahren verwiesen, welche in analoger Weise gelten.
Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand von näher erläutert. Es zeigen:
1 einen Röntgen-Computertomografen mit einer Rechnereinheit zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
2 ein schematisches Ablaufdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens;
3 ein Diagramm zur Illustration des Verhältnisses von Gesamtrauschen zu Quantenrauschen;
4 ein schematisches Ablaufdiagramm einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
5 bis 7 auf Simulationen basierende Schwächungsbilder zur Verdeutlichung der vorteilhaften Wirkungen des erfindungsgemäßen Verfahrens, und
8 ein Diagramm zur Illustration systematischer Fehler bei Verfahren nach dem Stand der Technik;
In den Figuren sind gleiche oder funktionsgleiche Elemente durchwegs mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet. Auf den Röntgen-Computertomografen wird im Folgenden nur insoweit eingegangen als es zum Verständnis der Erfindung erforderlich ist.
1 zeigt einen Röntgen-Computertomografen 1 mit einem Patientenlagerungstisch 2 mit einem darauf zur Untersuchung befindlichen Patienten 3. Der Röntgen-Computertomograf 1 weist eine Gantry 4 auf, in deren Gehäuse ein um eine Systemachse 5 drehbar gelagertes Röhren-Detektor-System aufgenommen ist. Das Röhren-Detektor-System umfasst eine Röntgenröhre 6 und einen dieser gegenüber liegend angeordneten Röntgendetektor 7. Bei einer Untersuchung des Patienten 3, z. B. einer Abtastung eines Teilbereichs des Patientenkörpers, geht von der Röntgenröhre 6 Röntgenstrahlung 8 in Richtung des Röntgendetektors 7 aus. Die Röntgenstrahlung 8 wird beim Durchtritt durch den Patientenkörper geschwächt. Der vom Patientenkörper nicht absorbierte Anteil der Röntgenstrahlung 8 wird mittels des Röntgendetektors 7 erfasst. Zur Nachbearbeitung von mittels des Röntgendetektors erzeugten elektrischen Signalen ist eine Rechnereinheit 11 vorgesehen.
Der Röntgendetektor 7 weist zweidimensional in einer Zeilenrichtung z und einer Kanalrichtung ϕ angeordnete Detektorelemente auf, welche auch als Detektorpixel bezeichnet werden und in ihrer Gesamtheit die Bildpunktmatrix ausbilden. Im Folgenden werden die Detektorpixel in Zeilenrichtung mit i und die Anzahl der Detektorpixel in Kanalrichtung ϕ mit j indiziert. Die Detektorpixel liefern elektrische Signale, welche sich in weiten Bereichen linear zur einfallenden Röntgenstrahlung 8 verhalten. Im Rahmen dieser Erfindung bilden die se elektrischen Signale die Detektorrohsignale aus, welche mit S_i,j bezeichnet werden.
Auf die Detektorrohsignale wird das erfindungsgemäße Verfahren angewandt. Es erfolgt keine zwischengeschaltete mathematische Operation in dem weiter oben genannten Sinne.
Ein schematisches Ablaufdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens ist in 2 gezeigt. Die Detektorrohsignale S_i,j werden zunächst einer rauschreduzierenden Filterung F unterzogen. Es kann auch lediglich eine Teilmenge der Detektorrohdaten S_i,j der Filterung unterzogen werden. Durch Filterung erhaltene Filterungssignale S ~_i,j werden in analoger Weise mit i bzw. j indiziert.
Die Detektorrohsignale S_i,j weisen einen Rauschanteil auf. Der Rauschanteil umfasst Quantenrauschen, welches durch die endliche Anzahl der Quanten der Röntgenstrahlung 8 bedingt ist und einer Poisson-Verteilung unterliegt, und Elektronikrauschen, welches durch elektronische Bauelemente und dgl. verursacht ist. Dazu ist in 3 ein Diagramm zur Illustration des prinzipiellen Verlaufs des Verhältnisses von Gesamtrauschen zu Quantenrauschen am Beispiel eines Wasserphantoms bei einem angenommenen typischen, konstanten Röhrenstrom I der Röntgenröhre 6 dargestellt. In dem Diagramm ist in Ordinatenrichtung das Verhältnis von Gesamtrauschen zu Quantenrauschen gegen die im Strahlengang der Röntgenstrahlung gemessene Dicke D des Wasserphantoms in cm aufgetragen. Unter Berücksichtigung der Tatsache, dass das Gesamtrauschen im Wesentlichen aus Quantenrauschen und Elektronikrauschen zusammensetzt ist, ergibt sich indirekt, dass das Elektronikrauschen im Bereich ab 25 cm Dicke D des Wasserphantoms stark zunimmt. Das liegt darin begründet, dass mit zunehmender Dicke D die Röntgenstrahlung 8 zunehmend stärker absorbiert wird, so dass die auf den Röntgendetektor 7 treffende Intensität der Röntgenstrahlung stark abnimmt. Entsprechend wächst der Anteil des von der Strahlungsintensität im Wesentlichen unabhängigen Elektronikrauschens.
Der Einfluss des Elektronikrauschens sei noch an folgendem Beispiel erläutert. Es wird ein typisches Computertomografie-System zu Grunde gelegt, wobei ein Wasserphantom mit einer Dicke D von 40 cm, eine Röhrenspannung von 120 kV, ein Röhrenstrom I von 150 mA bei einer Messdauer von 0,33 s, Integrationszeit von 107 μs, und 0,6 mm Strahlkollimierung verwendet werden. Die Rekonstruktion der CT-Bilder geschieht mit Hilfe einer gefilterten Rückprojektion und einem typischen Faltungskern für Weichteildarstellung im menschlichen Körper. Unter Annahme eines Poisson-verteilten Quantenrauchens mit zum jeweiligen Detektorrohsignal S_i,j proportionaler Varianz σ² ergibt sich im Schwächungsbild im Zentrum des Wasserphantoms für das Quantenrauschen ein Rauschwert σ = 183 HU (Hounsfield Units). Wird zusätzlich Elektronikrauschen berücksichtigt, so erhöht sich einerseits der Rauschwert auf σ = 730 HU, was eine Zunahme von nahezu 300% darstellt, und andererseits treten bei etwa 1% der Kanäle Detektorrohsignale S_i,j mit negativen Signalwerten auf.
Durch die erfindungsgemäße Filterung der Detektorrohsignale S_i,j kann der Anteil der negativen Signalwerte in den Filterungssignalen S ~_i,j auf 0,0002% verringert werden, wobei vermieden werden kann, dass quantenstatistische Mittelwerte verändert werden.
Die wenigen verbleibenden negativen Signalwerte werden nach der Filterung in einem Ersetzungsschritt E durch positive Signalwerte ersetzt. Nach der Ersetzung erhaltene Signalwerte S ~_i,j* werden ebenfalls als Filterungssignale bezeichnet. Aus den nach Ersetzung erhaltenen Filterungssignalen S ~_i,j* werden Schwächungswerte bzw. Projektionswerte P_i,j zur Rekonstruktion eines tomografischen Schwächungsbilds B berechnet.
Durch das erfindungsgemäße Verfahren kann der Rauschwert von σ = 730 HU im Zentrum des Wasserphantoms auf σ = 214 HU reduziert werden. Letzterer liegt nur etwa 17% über dem Wert für reines Quantenrauschen. Darüber hinaus können durch negative Signalwerte verursachte systematische Fehler, welche zu einer Verminderung des quantitativen Informationsgehalts im Schwächungsbild B führen, drastisch reduziert werden.
Das vorangehende Beispiel beruht auf einer Filterung der Detektorrohsignale S_i,j mit einem Gauß-Filter
Dabei ist die Filterung keineswegs auf diese Filterart beschränkt.
Zum Ersetzen der negativen Signalwerte der Filterungssignale S ~_i,j kann – bezüglich der Bildpunkte – zumindest ein benachbarter weiteres Filterungssignal S ~_i,j mit physikalisch sinnvollen Signalwerten herangezogen werden. Physikalisch sinnvoll bedeutet dabei z. B., dass lediglich Signalwerte größer Null verwendet werden.
4 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Bei der Ausgestaltung ist die Filterung der Detektorrohsignale S_i,j als adaptives Filterverfahren ausgebildet. Das bedeutet, dass die Filterung in Abhängigkeit lokaler Gegebenheiten der Bildpunktmatrix durchgeführt werden kann.
Ausgangspunkt sind wiederum die Detektorrohsignale S_i,j. Die Detektorrohsignale S_i,j werden einer Filterung F unterzogen. Aus der Filterung werden zu den Detektorrohsignalen S_i,j jeweils korrespondierende Präfilterungssignale S F / i,j erhalten. Die Präfilterungssignale S F / i,j können aus den Detektorrohsignalen S_i,j durch Filterung mit dem oben angegebenen Filterkern κ ermittelt werden. Auch beliebige andere als der vorgeschlagene Filterkern sind möglich.
Denkbar ist ebenfalls eine Filterung in Zeitrichtung oder einer Kombination einer Filterung in Zeit-, Zeilen- und Spaltenrichtung, z. B. mit dem oben angegebenen Faltungskern κ'.
Nach Ermittlung der Präfilterungssignale S F / i,j werden diese mit den Detektorrohsignalen S_i,j gemischt. Dabei werden zur Mischung M verwendete Mischungsgewichte w_i,j für die Detektorrohsignale S_i,j bzw. die Präfilterungssignale S F / i,j auf der Grundlage der Präfilterungssignale S F / i,j ermittelt. Es ist auch denkbar, dass zur Ermittlung der Mischungsgewichte w_i,j zusätzlich oder ausschließlich die Detektorrohsignale S_i,j herangezogen werden.
Die Mischung M der Detektorrohsignale S_i,j und der Präfilterungssignale S F / i,j kann gemäß der folgenden Vorschrift erfolgen: S ~i,j = (1 – wi,j)·Si,j + w_i,j·S F / i,j, wobei als Ergebnis der Mischung M die jeweiligen Filterungssignale S ~_i,j werden.
Sofern in den so erhaltenen Filterungssignalen S ~_i,j negative Signalwerte auftreten werden diese in analoger Weise wie oben beschrieben ersetzt.
Zur Ermittlung der Mischungsgewichte w_i,j kann eine von den Präfilterungssignalen S F / i,j abhängige Funktion verwendet werden. Beispielsweise kann für die Mischungsgewichte w_i,j die folgende fallende Rampenfunktion verwendet werden:
Dabei bezeichnen Sa einen ersten Schrankenwert und S_b > S_a einen zweiten Schrankenwert. Qualitativ erfüllt diese Rampenfunktion die Eigenschaft, dass die Mischungsgewichte w_i,j der Präfilterungssignale S F / i,j für kleine Signalstärken gegen Eins und für große Signalstärken gegen Null gehen. Ein derartiger tendenzieller Verlauf ist deswegen sinnvoll, da das Problem negativer Signalwerte gerade bei kleinen Signalstärken der Detektorrohsignale S_i,j auftritt, und der Rauschanteil höher ist als bei großen Signalstärken. Abgesehen von der obigen Rampenfunktion sind auch beliebige andere Funktionen denkbar, welche vorzugsweise die vorgenannte Eigenschaft aufweisen.
Zur Verdeutlichung der vorteilhaften Wirkungen des erfindungsgemäßen Verfahren sind in 5 bis 7 auf Simulationen beruhende Schwächungsbilder gezeigt. Mit Ausnahme von 5 wurden bei der Simulation Randbedingungen verwendet, welche denen eines realen Röntgen-Computertomografiesystems entsprechen, wobei als Untersuchungsobjekt ein elliptisches, an die Form des menschlichen Körpers angenähertes Phantom 9 mit mehreren Objekten mit höheren Absorptionskoeffizienten als der des Basismaterials (Wasser) 10 diente. Bei den Schwächungsbildern handelt es sich um simulierte zweidimensionale tomografische Rekonstruktionsbilder, wobei jeweils die gleiche Schicht bzw. Schnittebene dargestellt ist.
5 unterscheidet sich insoweit von 6 und 7 als in den der simulierten Rekonstruktion zu Grunde liegenden Detektorrohsignalen lediglich Quantenrauschen und kein Elektronikrauschen enthalten ist. Hingegen ist in den den 6 und 7 zu Grunde liegenden Detektorrohsignalen Elektronikrauschen enthalten.
In dem Schwächungsbild der 5 sind horizontal verlaufende Streifenartefakte sichtbar. Diese Streifenartefakte sind bedingt durch die Inhomogenitäten 10 und elliptische Form des Phantoms 9. Diese Streifenartefakte sind nicht simulationsbe dingt, sondern treten auch in realen Schwächungsbildern, z. B. des menschlichen Körpers, auf.
6 zeigt ein zu 5 analoges Schwächungsbild, welches nach dem herkömmlichen Verfahren nach dem Stand der Technik ermittelt worden ist. Es ist offensichtlich, dass die Streifenartefakte um ein Vielfaches deutlicher ausgeprägt sind.
7 zeigt, wie 6, ein analoges Schwächungsbild wie 5. Das Schwächungsbild der 7 ist unter Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens ermittelt worden. Es ist deutlich zu erkennen, dass gegenüber dem Schwächungsbild der 6 die Streifenartefakte deutlich weniger ausgeprägt sind. Das unter Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens ermittelte Schwächungsbild der 7 weist klar erkennbar einen höheren quantitativen Informationsgehalt wie das der 6 auf. Das wiederum bedeutet, dass der diagnostische Wert des Schwächungsbilds der 7 größer ist als der der 6.
8 zeigt ein Diagramm zur Illustration systematischer Fehler bei Verfahren nach dem Stand der Technik. In dem Diagramm ist die Abhängigkeit der Signalwerte W der Detektorrohsignale S_i,j von den Quantenenergien Q der Röntgenstrahlung 8 dargestellt. Im Idealfall, dargestellt durch eine strichlinierte Gerade, sind die Signalwerte W der Detektorrohsignale S_i,j linear von den Quantenenergien Q abhängig. Elektronikrauschen, welches bei realen Systemen immer auftritt, verursacht eine statistische Aufweichung des idealen Verlaufs, was für zwei ausgewählte Quantenenergien Q1 und Q2 durch Verteilungsfunktionen V₁ und V₂ dargestellt ist. Bei kleinen Quantenenergien Q, wie z. B. im Falle der Quantenenergie Q1 können negative Signalwerte W auftreten, was durch den ausgefüllten Teil der Verteilungsfunktion V₁ dargestellt ist.
Werden nun, wie bei den Verfahren nach dem Stand der Technik die negativen Signalwerte W ersetzt, so führt das, bedingt durch die relativ breite Verteilungsfunktion V₁ zu einer systematischen Signalüberschätzung in einem relativ weiten Bereich kleiner Quantenenergien Q. Das wird in 8 aus der abknickenden durchgezogenen Linie deutlich.
Wird hingegen, wie beim erfindungsgemäßen Verfahren, vor der Ersetzung der negativen Signalwerte eine Filterung der – im Wesentlichen linear von den Quantenenergien Q abhängigen – Detektorrohsignale S_i,j durchgeführt, so können die Verteilungsfunktionen V₁ und V₂ um ein Vielfaches verschmälert werden. Die Verteilungsfunktionen nach der erfindungsgemäßen Filterung sind mit VV₁ und VV₂ bezeichnet. Infolgedessen treten negative Signalwerte erst bei weitaus geringeren Quantenenergien Q auf, wodurch der Bereich der systematischen Signalüberschätzung wesentlich verkleinert werden kann. Letzteres ist durch die strichpunktierte Linie in 8 dargestellt und hat zur Folge, dass der quantitative Informationsgehalt in den Schwächungsbildern gegenüber herkömmlichen Verfahren deutlich größer ist.
Zusammenfassend wird deutlich, dass durch das erfindungsgemäße Verfahren der quantitative Informationsgehalt der Schwächungsbilder auf hohem Niveau gehalten werden kann. Das trägt dazu bei, dass auf der Grundlage der Schwächungsbilder genauere Diagnosen erstellt werden können.

Claims

Verfahren zur Nachbearbeitung von zu einzelnen Bildpunkten eines Strahlungsdetektors, insbesondere eines Röntgen-(7) oder Gammadetektors, korrespondierenden elektrischen Detektorrohsignalen (S_i,j), umfassend folgende Schritte: 1.1 Bereitstellen der Detektorrohsignale (S_i,j), 1.2 Filtern der Detektorrohsignale (S_i,j), wobei zumindest für eine Teilmenge der Detektorrohsignale jeweils ein zugehöriges Filterungssignal (S ~_i,j) ermittelt wird, und 1.3 Ersetzen derjenigen Filterungssignale (S ~_i,j), deren Signalwert kleiner Null ist, durch jeweils einen Wert (S ~_i,j*) größer Null.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Filterung im Schritt Ziff. 1.2 eine Faltung der Detektorrohsignale (S_i,j) mit einem Faltungskern (κ) mit Tiefpasswirkung umfasst.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei nach Schritt Ziff. 1.3 logarithmische Schwächungswerte (P_i,j) zur Ermittlung eines, insbesondere tomografischen, Schwächungsbilds (B) ermittelt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Bildpunkte in zwei Dimensionen, in einer Zeilenrichtung (z) und einer Kanalrichtung (ϕ) angeordnet sind, und wobei es sich bei dem Faltungskern (κ) um einen, Tensor zweiter Stufe der Form κ = 1η (ai,j)handelt, mit: a ∊ IR, i, j ∊ IN, η = Σa_i,j, wobei i, j oder j, i kleiner sind als eine Anzahl der Bildpunkte in Zeilen- bzw. Spaltenrichtung.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Tensor (κ) folgende Form aufweist:
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei das Ersetzen (E) eines Filterungssignals (S ~_i,j) kleiner Null im Schritt Ziff. 1.3 auf der Grundlage zumindest eines weiteren Filterungssignals (S ~_i,j) mit einem Signalwert größer Null erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei der zu dem weiteren Filterungssignal (S ~_i,j) korrespondierende Bildpunkt zu dem Bildpunkt des zu ersetzenden Filterungssignals (S ~_i,j), vorzugsweise in Kanalrichtung (ϕ), benachbart ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Filterung in Zeitrichtung oder einer Kombination einer Filterung in Zeit-, Zeilen- und Spaltenrichtung durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei als Faltungskern ein Tensor dritter Stufe verwendet wird, welcher folgende Form aufweist: κ' = 1η' (bi,j,k),wobei gilt: b_i,j,k ∊ IR, i, j, k ∊ IN, η' ist die Summe aller b_i,j,k: η' = Σb_i,j,k, und i, j, k sind kleiner als eine jeweilige Anzahl der Bildpunkte des Detektors in Zeilen- bzw. Spaltenrichtung bzw. kleiner als die Anzahl der aufgenommenen Projektionen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die Filterung in ein adaptives Filterverfahren eingebettet ist.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei bei dem adaptiven Filterverfahren für zumindest eine Teilmenge der Detektorrohsignale (S_i,j) Präfilterungssignale (S F / i,j) ermittelt werden, und wobei die Filterungssignale (S ~_i,j) dadurch erhalten werden, dass die Präfilterungssignale (S F / i,j) mit den Detektorrohsignalen (S_i,j) gemischt werden.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei zur Mischung (M) verwendete Mischungsgewichte (w_i,j) aus den jeweiligen Detektorrohsignalen (S_i,j) und/oder den Präfilterungssignalen (S F / i,j) ermittelt werden.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei die Mischungsgewichte (w_i,j) entsprechend einer jeweils vorgegebenen Funktion für größer werdende Signalwerte der Präfilterungssignale (S F / i,j) kleiner und für kleiner werdende Signalwerte der Präfilterungssignale (S F / i,j) größer werden.
Verfahren nach Anspruch 13, wobei sich die Mischungsgewichte (w_i,j) für größer werdende Signalwerte der Präfilterungssignale (S F / i,j) an Null und für kleiner werdende Signalwerte der Präfilterungssignale (S F / i,j) an Eins annähern.
Verfahren nach einem der Ansprüche 11 bis 14, wobei die Mischung (M) des dem gleichen Bildpunkt zugeordneten Detektorrohsignals (S_i,j) und Präfilterungssignals (S F / i,j) gemäß der folgenden Vorschrift durchgeführt wird: S ~ = (1 – w)·S + w·SF,wobei S ~ das Filterungssignal als Mischungswert für den jeweiligen Bildpunkt, w das jeweilige Mischungsgewicht, S das Detektorrohsignal des Bildpunkts und S^F das Präfilterungssignal des Bildpunkts bezeichnen.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Mischungsgewicht w eine Funktion des Signalwerts der Detektorrohsignale (S_i,j) ist, und für Signalwerte der Detektorrohsignale (S_i,j) kleiner oder gleich einem ersten Schrankenwert (S_a) Eins, für Signalwerte größer oder gleich einem zweiten Schrankenwert (S_b) Null, und für Signalwerte zwischen dem ersten (S_a) und zweiten Schrankenwert (S_b) stetig von Null auf Eins abfällt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 oder 16, wobei das Mischungsgewicht (w) zwischen dem ersten (S_a) und zweiten Schrankenwert (S_b) linear abfällt.
Computerprogrammprodukt, umfassend Programmcode, dessen Ausführung auf einer Rechnereinheit (11) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17 bewirkt.
Strahlungserfassungseinrichtung, insbesondere Röntgen-Computertomograf (1), umfassend eine zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 18 ausgebildete Rechnereinheit (11).