DE102009051635A1

DE102009051635A1 - Verbesserte Streustrahlkorrektur auf Rohdatenbasis bei der Computertomographie

Info

Publication number: DE102009051635A1
Application number: DE102009051635A
Authority: DE
Inventors: Thomas Dr. Flohr
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 2009-11-02
Filing date: 2009-11-02
Publication date: 2011-05-05
Also published as: CN102048551A; US20110103543A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (I_t ^k), wobei die Messdaten (I_t ^k) zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden. Es wird eine Streustrahlenkorrekturgröße

ermittelt, die einer Tiefpassfilterung (FILT) unterzogen wird. Es erfolgt eine Verknüpfung (ADD) der gefilterten Streustrahlenkorrekturgröße

mit den Messdaten (I_t ^k), und aus den derart korrigierten Messdaten

werden Bilddaten (f, PIC) rekonstruiert.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, welche zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden.
Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System sind allgemein bekannt. Hierbei werden beispielsweise Kreisabtastungen, sequentielle Kreisabtastungen mit Vorschub oder Spiralabtastungen verwendet. Auch andersartige Abtastungen, die nicht auf Kreisbewegungen beruhen, sind möglich, so z. B. Scans mit linearen Segmenten. Es werden mit Hilfe mindestens einer Röntgenquelle und mindestens eines gegenüberliegenden Detektors Absorptionsdaten des Untersuchungsobjektes aus unterschiedlichen Aufnahmewinkeln aufgenommen und diese so gesammelten Absorptionsdaten bzw. Projektionen mittels entsprechender Rekonstruktionsverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet.
Zur Rekonstruktion von computertomographischen Bildern aus Röntgen-CT-Datensätzen eines Computertomographiegeräts (CT-Geräts), d. h. aus den erfassten Projektionen, wird heutzutage als Standardverfahren ein so genanntes gefiltertes Rückprojektionsverfahren (Filtered Back Projection; FBP) eingesetzt. Nach der Datenerfassung wird üblicherweise ein so genannter ”Rebinning”-Schritt durchgeführt, in dem die mit dem fächerförmig sich von der Quelle ausbreitenden Strahl erzeugten Daten so umgeordnet werden, dass sie in einer Form vorliegen, wie wenn der Detektor von parallel auf den Detektor zulaufenden Röntgenstrahlen getroffen würde. Die Daten werden dann in den Frequenzbereich transformiert. Im Frequenzbereich findet eine Filterung statt, und anschließend werden die gefilterten Daten rücktransformiert. Mit Hilfe der so umsortierten und gefilterten Daten erfolgt dann eine Rückprojektion auf die einzelnen Voxel innerhalb des interessierenden Volumens.
Ein mit zunehmender Anzahl von Detektorzeilen, d. h. mit zunehmender Detektorbreite, vermehrt auftretendes Problem ist die Streustrahlung. Es ist nämlich möglich, dass ein Röntgenquant von dem Untersuchungsobjekt nicht absorbiert, sondern gestreut, d. h. in seiner Richtung abgelenkt wird. Dies bedeutet, dass ein bestimmtes Detektorelement auch Röntgenquanten misst, welche nicht aus dem Strahl stammen, welcher die Röntgenquelle mit dem jeweiligen Detektorelement verbindet. Dieser Effekt wird als Vorwärtsstreuung bezeichnet. Er führt in den rekonstruierten CT-Bildern zu unerwünschten Artefakten.
Es existieren auch CT-Gerät mit zwei Röntgenquellen, so genannte Dual-Source Geräte. Werden beide Röntgenquellen mit gleichem Röntgenspektrum betrieben, so vergrößert dies die Zeitauflösung der CT-Bilder erheblich. Denn aufgrund der beiden Röntgenquellen halbiert sich die Zeit für die Datenerfassung. Dies ist insbesondere bei bewegten Untersuchungsobjekten wünschenswert. Andererseits ist es auch möglich, die beiden Röntgenquellen mit verschiedenen Beschleunigungsspannungen und damit verschiedenen Röntgenspektren zu betreiben, so dass eine Dual-Energy Aufnahme erfolgt. Dies ermöglicht es, Aussagen über die Zusammensetzung des erfassten Gewebes zu treffen.
Auch bei Dual-Source Aufnahmen ist das Vorhandensein von Streustrahlung ein bekanntes Problem. Neben der oben beschriebenen Vorwärtsstreuung tritt bei Dual-Source Geräten auch Querstreuung auf. Dies bedeutet, dass Strahlung einer Röntgenquelle, welche an der Oberfläche oder im Inneren des Untersuchungsobjektes gestreut wird, zu dem Detektor gelangt, welcher nicht dieser Röntgenquelle zugeordnet ist. Dies ist unerwünscht, da man nur an der Auswertung der transmittierten Strahlung der dem jeweiligen Detektor zugeordneten Röntgenquelle interessiert ist.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aufzuzeigen, wobei die unerwünschten Effekte der Streustrahlung reduziert werden sollen. Ferner sollen eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt aufgezeigt werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst. Es wird eine Streustrahlenkorrekturgröße ermittelt, welche einer Tiefpassfilterung unterzogen wird. Es erfolgt eine Verknüpfung der gefilterten Streustrahlenkorrekturgröße mit den Messdaten, und aus den derart korrigierten Messdaten werden Bilddaten rekonstruiert.
Die Streustrahlenkorrekturgröße dient der Beseitigung oder Vermeidung von unerwünschten Einflüssen, die die Streustrahlung auf die aus den von Streustrahlung kontaminierten Messdaten rekonstruierten Bilder hat. Dies betrifft bei Single-Source Geräten die Vorwärtsstreuung, und bei Dual-Source Geräten sowohl die Vorwärtsstreuung als auch die Querstreuung.
Bei dem vorliegenden Verfahren werden die Auswirkungen der Streustrahlung nicht erst nach erfolgter Bildrekonstruktion, sondern bereits vor der Bildrekonstruktion beseitigt oder reduziert. D. h. die Streustrahlenkorrekturgröße wirkt direkt auf die Messdaten ein. Dies erfolgt, indem eine Verknüpfung der Streustrahlenkorrekturgröße mit den Messdaten vorgenommen wird. Die Verknüpfung entspricht einer mathematischen Operation, für die es verschiedene mögliche Ausgestaltungen gibt.
Die Streustrahlenkorrekturgröße wird zuerst bestimmt, dann gefiltert, und erst im Anschluss mit den Messdaten verknüpft. Dies bedeutet, dass durch die Filterung ein Einwirken auf die Streustrahlenkorrekturgröße möglich ist, welche nicht die unkorrigierten Messdaten betrifft. Die Tiefpassfilterung bewirkt, dass die Informationen niedriger Frequenzen der Streustrahlenkorrekturgröße beibehalten werden, und entsprechend die Informationen hoher Frequenzen der Streustrahlenkorrekturgröße beseitigt werden. Hierdurch können direkt die Eigenschaften der Streustrahlenkorrekturgröße beeinflusst werden.
Die Tiefpassfilterung bezieht sich vorzugsweise auf die Ortsfrequenz, wobei die Ortsfrequenz die fouriertransformierte Größe zum Ort ist. Dieser Ort bezeichnet die Positionen auf dem Detektor; wird ein mehrzeiliger Detektor verwendet, so liegen pro Projektionswinkel eine Matrix von Messwerten vor, wobei jeder Messwert zu einem Detektorelement mit einer bestimmten Ortskoordinate gehört.
In Ausgestaltung der Erfindung erfolgt zur Ermittlung der Streustrahlenkorrekturgröße eine Messung von Streustrahlung. Die Streustrahlenkorrekturgröße muss nicht direkt diesen Messwerten entsprechen, sie kann auch durch Berechnung aus den Messungen gewonnen werden. Die Messung der Streustrahlung kann insbesondere während der Messdatenerfassung stattfinden.
Ferner ist es möglich, dass zur Ermittlung der Streustrahlenkorrekturgröße eine Berechnung von Streustrahlung erfolgt. Diese Berechnung kann in Kombination mit einer Messung von Streustrahlung vorgenommen werden. Vorzugsweise jedoch wird gemäß dieser Ausgestaltung die Streustrahlung nicht gemessen, sondern ausschließlich auf dem Weg der Berechnung bestimmt.
Vorteilhaft ist es, wenn zur Ermittlung der Streustrahlenkorrekturgröße eine Normierung und Logarithmierung einer gemessenen oder berechneten Streustrahlungsintensität erfolgt. Auf diese Weise wird die Streustrahlenkorrekturgröße in der Form zur Verfügung gestellt, in welcher üblicherweise Intensitätsmessdaten in die Bildrekonstruktion eingehen.
Einer Ausgestaltung der Erfindung gemäß wird die Streustrahlenkorrekturgröße pro Detektorelement ermittelt. Dies bedeutet, dass die Streustrahlenkorrekturgröße nicht aus einem einzigen Wert besteht, sondern eine Mehrzahl von Werten umfasst, wobei je ein Wert einem Detektorelement zugeordnet ist. Insbesondere kann für jeden Projektionswinkel, zu welchem Messdaten erfasst wurden, für jedes Detektorelement ein Wert der Streustrahlenkorrekturgröße ermittelt werden.
Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß bewirkt die Tiefpassfilterung eine Glättung von Rauschen der Streustrahlenkorrekturgröße. Beseitigt man dieses Rauschen, so sind auch die um die Streustrahlung korrigierten Messdaten weniger rauschbehaftet, so dass die Qualität der hieraus rekonstruierten Bilder erhöht ist.
Einer Ausgestaltung der Erfindung gemäß wird die Tiefpassfilterung in Detektorkanalrichtung durchgeführt. Unter der Kanalrichtung versteht man die Richtung entlang einer Detektorzeile; man wandert in diesem Fall also über die verschiedenen Detektorelemente einer Zeile. Durch die Tiefpassfilterung in Detektorkanalrichtung werden also Werte der Streustrahlenkorrekturgröße, welche zu verschiedenen Detektorelementen einer Zeile gehören, miteinander verknüpft.
Alternativ oder zusätzlich zur Filterung in Detektorkanalrichtung kann die die Tiefpassfilterung in Detektorzeilenrichtung durchgeführt werden. Diese Richtung ist senkrecht zur Kanalrichtung. Man wandert also von einem Detektorelement zu den Detektorelementen der gleichen Kanalposition der anderen Zeilen. Es ist also möglich, eine eindimensionale Filterung in Detektorkanalrichtung vorzunehmen, oder eine eindimensionale Filterung in Detektorzeilenrichtung, oder eine zweidimensionale Filterung in Kanal- und Zeilenrichtung.
Besonders eignet sich das Verfahren für Messdaten, die bei einer Dual-Source CT-Messung erfasst wurden. Hier stellt die Streustrahlung aufgrund der Querstreuung ein besonders großes Problem dar.
Die Verknüpfung der gefilterten Streustrahlenkorrekturgröße mit den Messdaten kann durch eine detektorelementweise Addition oder Subtraktion erfolgen. Gegebenenfalls kann bei schließen diese Rechenoperationen eine Wichtung der Streustrahlenkorrekturgröße und/oder der Messdaten ein.
Die erfindungsgemäße Steuer- und Recheneinheit dient der Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten eines CT-Systems. Sie umfasst einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode, wobei hierin – gegebenenfalls unter anderem – Programmcode vorliegt, der geeignet ist, ein Verfahren der oben beschriebenen Art auszuführen. Das erfindungsgemäße CT-System umfasst eine solche Steuer- und Recheneinheit. Ferner kann es sonstige Bestandteile enthalten, welche z. B. zur Erfassung von Messdaten benötigt werden.
Das erfindungsgemäße Computerprogramm verfügt über Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Das erfindungsgemäße Computerprogrammprodukt umfasst auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigen:
1: eine erste schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
2: eine zweite schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
3: eine Dual-Source CT-Datenerfassung mit Querstreuung,
4: ein Ablaufdiagramm.
In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. In dem Gantrygehäuse C6 befindet sich eine hier nicht gezeichnete geschlossene Gantry, auf der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden Detektor C3 angeordnet sind. Optional ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet, so dass durch die zusätzlich zur Verfügung stehende Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung erreicht werden kann, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy”-Untersuchungen durchgeführt werden können.
Das CT-System C1 verfügt weiterhin über eine Patientenliege C8, auf der ein Patient bei der Untersuchung entlang einer Systemachse C9, auch als z-Achse bezeichnet, in das Messfeld geschoben werden kann, wobei die Abtastung selbst sowohl als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfinden kann. Hierbei rotiert jeweils die Röntgenquelle C2 bzw. C4 um den Patienten. Parallel läuft dabei gegenüber der Röntgenquelle C2 bzw. C4 der Detektor C3 bzw. C5 mit, um Projektionsmessdaten zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Schnittbildern genutzt werden. Alternativ zu einem sequentiellen Scan, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird, ist selbstverständlich auch die Möglichkeit eines Spiralscans gegeben, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre C2 bzw. C4 und Detektor C3 bzw. C5 geschoben wird. Durch die Bewegung des Patienten entlang der Achse C9 und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenquelle C2 bzw. C4 ergibt sich bei einem Spiralscan für die Röntgenquelle C2 bzw. C4 relativ zum Patienten während der Messung eine Helixbahn. Diese Bahn kann auch dadurch erreicht werden, indem die Gantry bei unbewegtem Patienten entlang der Achse C9 verschoben wird. Ferner ist es möglich, den Patienten kontinuierlich und periodisch zwischen zwei Punkten hin- und her zu bewegen.
Gesteuert wird das CT-System 10 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n. Es wird darauf hingewiesen, dass selbstverständlich diese Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können. Von der Steuer- und Recheneinheit C10 aus können über eine Steuerschnittstelle 24 Akquisitionssteuersignale AS übertragen werden, um das CT-System C1 gemäß bestimmter Messprotokolle anzusteuern.
Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p (im Folgenden auch Rohdaten genannt) werden über eine Rohdatenschnittstelle C23 an die Steuer- und Recheneinheit C10 übergeben. Diese Rohdaten p werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 weiterverarbeitet. Der Bildrekonstruktionsbestandteil C21 ist bei diesem Ausführungsbeispiel in der Steuer- und Recheneinheit C10 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert, z. B. in Form einer oder mehrerer der Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n. In Bezug auf die Bildrekonstruktion gilt wie bereits in Bezug auf die Steuerung des Messvorgangs erläutert, dass die Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können.
Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 rekonstruierten Bilddaten f werden dann in einem Speicher C22 der Steuer- und Recheneinheit C10 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 ausgegeben. Sie können auch über eine in 1 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem C1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), eingespeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder als Bilder ausgegeben werden.
Die Steuer- und Recheinheit C10 kann zusätzlich auch die Funktion eines EKGs ausführen, wobei eine Leitung C12 zur Ableitung der EKG-Potenziale zwischen Patient und Steuer- und Recheneinheit C10 verwendet wird. Zusätzlich verfügt das in der 1 gezeigte CT-System C1 auch über einen Kontrastmittelinjektor C11, über den zusätzlich Kontrastmittel in den Blutkreislauf des Patienten injiziert werden kann, so dass z. B. die Gefäße des Patienten, insbesondere die Herzkammern des schlagenden Herzens, besser dargestellt werden können. Außerdem besteht hiermit auch die Möglichkeit, Perfusionsmessungen durchzuführen, für die sich das vorgeschlagene Verfahren ebenfalls eignet.
Die 2 zeigt ein C-Bogen-System, bei dem im Gegensatz zum CT-System der 1 das Gehäuse C6 den C-Bogen C7 trägt, an dem einerseits die Röntgenröhre C2 und andererseits der gegenüberliegende Detektor C3 befestigt sind. Der C-Bogen C7 wird für eine Abtastung ebenfalls um eine Systemachse C9 geschwenkt, so dass eine Abtastung aus einer Vielzahl von Abtastwinkeln stattfinden kann und entsprechende Projektionsdaten p aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 der 2 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 der zu 1 beschriebenen Art.
Die Erfindung ist in beiden der in den 1 und 2 gezeigten Systeme anwendbar. Ferner ist sie grundsätzlich auch für andere CT-Systeme einsetzbar, z. B. für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor.
Für CT-Geräte mit in Patientenlängsrichtung, d. h. in z-Richtung, ausgedehnten Detektoren limitiert die Streustrahlung aufgrund der Vorwärtsstreuung die Bildqualität. Vorwärtsstreuung bedeutet, dass ein Röntgenquant nicht im Untersuchungsobjekt absorbiert, sondern unter Richtungsänderung gestreut wird, und im Anschluss in den zu der Röntgenquelle gehörenden Detektor gelangt. Dies ist nachteilig, da das Röntgenquant durch die Streuung „aus der Bahn geworfen” wird und somit in dem falschen Detektorelement gemessen wird. Für die Bildrekonstruktion sind nur diejenigen Röntgenquanten erwünscht, welche von der Röntgenquelle gemäß einem geraden Strahl zu dem jeweiligen Detektorelement gelangen. Dementsprechend trägt ein Röntgenquant, welches sich nicht auf einer derartigen geraden Bahn bewegt hat, da durch Streuung seine Richtung geändert wurde, eine für die Bildrekonstruktion falsche Information.
Die Vorwärtsstreuung nimmt etwa linear mit der z-Abdeckung des Detektors zu. Dies ist darin begründet, dass mit zunehmender Breite der abgetasteten Schicht – dies entspricht der z-Abdeckung des Detektors – die Wahrscheinlichkeit steigt, dass ein Röntgenquant im Untersuchungsobjekt gestreut wird.
Die Streustrahlung verursacht Artefakte in den Bildern. Insbesondere kann man in den rekonstruierten Bildern dunkle Zonen, breite, dunkle Striche und Cupping-Effekte, d. h. Schüsseln oder Beulen, beobachten. Die Streustrahlung bewirkt also keine gleichmäßige Verschlechterung über das gesamte Bild. Der Grund hierfür ist, dass die Streuung nicht gleichmäßig stattfindet, sondern abhängig von der Schwächung des Gewebes ist: je mehr ein Gewebe die Röntgenstrahlung absorbiert, desto mehr streut es diese auch. Außerdem verschlechtert sie das Signal-Rauschverhältnis der Bilder, so dass zur Erreichung eines gewünschten Signal-Rauschverhältnisses eine höhere Strahlendosis aufgewandt werden muss.
Für Dual-Source CT-Geräte kommt zur Vorwärtsstreuung noch die Querstreuung hinzu, was anhand von 3 illustriert wird. Die Darstellung der 3 ist ein Schnitt durch die Aufnahmegeometrie senkrecht zur z-Achse. Es sind die beiden Röntgenquellen C2 und C4 zu sehen, sowie die gegenüberliegenden Detektoren C3 und C5. Die Detektoren sind jeweils als eine Linie dargestellt. Diese Linie entspricht einer Detektorzeile, welche eine Mehrzahl von Detektorelementen bzw. -pixeln aufweist. In z-Richtung benachbart und somit in der Darstellung nicht zu sehen können weitere Detektorzeilen vorhanden sein.
Die Strahlung der Röntgenquelle C2 durchdringt das Untersuchungsobjekt O und gelangt zum Detektor C3, und die Strahlung der Röntgenquelle C4 durchdringt das Untersuchungsobjekt O und gelangt zum Detektor C5. Die Querstreuung tritt besonders an der Oberfläche des Untersuchungsobjektes O auf. Durch den dicken Pfeil ist ein Strahl markiert, welcher von der Röntgenquelle C2 auf die Oberfläche des Untersuchungsobjektes O trifft und von dort nahezu rechtwinklig gestreut wird. Diese Querstreuung wird von dem Detektor C5 erfasst, der eigentlich der Messung der Strahlung der Röntgenquelle C4 dient.
Dual Source CT-Geräte verhalten sich bezüglich Streustrahlung etwa so wie Single Source CT-Geräte mit in z-Richtung doppelt so breitem Detektor. Letztendlich begrenzt die Streustrahlung die maximal mögliche z-Abdeckung des Detektors in einem CT-Gerät.
Zur Reduktion der Streustrahlung werden im Stand der Technik detektorseitig Kollimatoren eingesetzt. Hierbei handelt es sich um Bleche, welche vor dem Detektor angebracht werden und dazu dienen, nur Röntgenstrahlen aus einer bestimmten Richtung zum jeweiligen Detektorelement durchzulassen. Mit zunehmender z-Abdeckung des Detektors und damit zunehmender Streustrahlintensität muss das Schachtverhältnis der Kollimatoren, also das Verhältnis der Höhe der Bleche zur Breite des Detektorelementes, für gleiche Wirksamkeit vergrößert werden, was schnell auf technologische Grenzen stößt. Hier ist insbesondere die mechanische Stabilität der Kollimatorbleche problematisch, da diese selbst bei höchsten Rotationsfrequenzen nicht in Schwingung geraten dürfen. Die Verwendung von gitterartigen Kollimatoren, die sowohl in der Bildebene als auch in der z-Richtung kollimieren, bietet eine bessere Streustrahlunterdrückung, ist aber extrem aufwendig und teuer. Insgesamt sind Kollimatoren von ihrer Wirksamkeit her begrenzt, technisch aufwendig und teuer. Sie alleine können das Streustrahlproblem bei Single-Source CT-Geräten mit in z-Richtung ausgedehntem Detektor und insbesondere bei Dual-Source CT-Geräten nicht lösen. Bei Dual-Source CT-Geräten kommt gegenüber Single-Source CT-Geräten das Problem hinzu, dass bei einem quergestreuten Röntgenquant die Richtung, mit der das Röntgenquant auf den falschen Detektor trifft, die richtige sein kann, so dass es von dem Kollimator nicht abgehalten werden kann.
Als weitere Methode zur Reduktion der Streustrahlung sind rechnerische Streustrahlkorrekturen möglich. Bei diesen wird zunächst das Streustrahlsignal für jedes Detektorelement bestimmt. Dies kann entweder durch direkte Messung erfolgen, indem z. B. in z-Richtung außerhalb des Detektors, gegebenenfalls auf beiden Seiten des Detektors, zusätzliche Detektorelemente angebracht werden. Dieses Vorgehen ist auch für einen mehrzeiligen Detektor geeignet, da die Streustrahlung sich in z-Richtung wenig verändert. Alternativ kann das Streustrahlsignal durch Modellannahmen bestimmt werden; hier werden Berechnungen vorgenommen, wie die Streustrahlung bei bestimmten Objektformen aussehen müsste.
Das bestimmte Streustrahlsignal wird dann bei der Datenaufnahme oder bei der Bildrekonstruktion ganz oder teilweise vom Messsignal abgezogen. Insbesondere wenn das Streustrahlsignal während der Untersuchung direkt gemessen wird, sind derartige Methoden zur Streustrahlkorrektur sehr wirksam zur Artefaktunterdrückung. Sie haben allerdings einen entscheidenden Nachteil: es werden auf diese Weise die Mittelwerte des Messsignals um die Streustrahlung korrigiert, so dass diese Mittelwerte tatsächlich den ohne Streustrahlung vorhandenen mittleren Messwerten entsprechen. Dieses Abziehen der Streustrahlung wirkt sich zwar vorteilhaft auf die mittleren Messwerte auf, nicht jedoch auf das Rauschen. Denn trotz Korrektur bleibt das Quantenrauschen der Streustrahlung in dem nach Korrektur erhaltenen Signal enthalten: das durch die Streustrahlung eingebrachte zusätzliche Quantenrauschen kann nicht subtrahiert werden.
Deshalb können alle algorithmischen Verfahren zur Streustrahlkorrektur zwar die durch die Streustrahlung verursachten Artefakte (Abdunkelungen, Schüsseln etc.) deutlich reduzieren, allerdings immer um den Preis von erhöhtem Bildrauschen. Für die Aufrechterhaltung eines gewünschten Signal-Rauschverhältnisses ist deshalb eine höhere Strahlendosis für das Untersuchungsobjekt erforderlich als bei einem CT-Gerät mit in z-Richtung nur wenig ausgedehntem Detektor. Engel et al (Medical Physics 2008, 35(1): 318–332) berichten, dass für ein Standard-Thoraxphantom bei einem Single-Source CT-Gerät mit 16 cm z-Abdeckung im Drehzentrum bei Anwendung einer rechnerischen Streustrahlenkorrektur im Vergleich zu einem Single-Source CT-Gerät mit 2 cm z-Abdeckung die Strahlendosis um 54% erhöht werden muss, um das Signal-Rauschverhältnis aufrecht zu erhalten.
Bei einem Dual-Source CT-Gerät mit 4 cm z-Abdeckung ist im Vergleich zu einem Single-Source CT-Gerät mit 2 cm z-Abdeckung 20% mehr Dosis erforderlich. Ein fiktives Dual-Source CT-Gerät mit z. B. 8 cm z-Abdeckung für beide Detektoren würde eine Dosiserhöhung um 47% bei einer Standard Thorax Untersuchung notwendig machen. Die Situation wird noch dramatischer, wenn nicht ein relativ gering schwächender Standard Thorax, sondern ein CT-Scan im Abdomenbereich betrachtet wird, insbesondere bei adipösen Patienten.
Dem im folgenden beschriebenen Vorgehen liegt die Erkenntnis zu Grunde, dass die streustrahlkorrigierten, logarithmierten CT-Rohdaten, die die Eingangsdaten für die Bildrekonstruktion darstellen, durch geeignete mathematische Umformungen in die gemessenen logarithmierten Rohdaten und logarithmierte Korrekturdaten aufgespalten werden können. Auf die logarithmierten Korrekturdaten wird dann eine geeignete Tiefpassfilterung angewendet, um das Rauschen zu reduzieren.
Es sei I k / t = I k / p + I k / s die in einem Detektorkanal k gemessene Intensität nach Durchstrahlung des Untersuchungsobjekts. I k / p ist die ideale geschwächte Intensität, d. h. das Messergebnis, welches ohne Streustrahlung zustande kommen müsste. I k / s der in dem Detektorelement k vorhandene Streustrahlanteil. Dieser umfasst direkte Streuung, d. h. Vorwärtsstreuung, und bei Dual-Source CT Geräten die Querstreuung. I k / s wird wie oben beschrieben gemessen oder durch Modellannahmen berechnet. Zur Streustrahlenkorrektur wird I k / s von der gemessenen Intensität I k / t abgezogen, um die erwünschte ideale geschwächte Intensität I k / p = I k / t – I k / s zu erhalten.
Eingangsdaten für die CT-Bildrekonstruktion sind die logarithmierten Werte f k / p = –ln(I k / p /I₀), wobei I₀ eine Normierungsintensität ist, nämlich die Intensität des ungeschwächten Röntgenstrahls.
Es gilt:
f k / t = –ln(I k / t /I₀) sind die im Detektorkanal k gemessenen, logarithmierten und normierten Rohdaten einschließlich Streustrahlung. f k / s = –ln(1 – I k / s /I k / t ) sind logarithmierte und normierte „Korrekturdaten”, die die kanalabhängige Streustrahlkorrektur darstellen.
Die für die Bildrekonstruktion erwünschten idealen logarithmierten Daten f k / p ergeben sich also gemäß obiger Umformung durch Addition der gemessenen, logarithmierten Rohdaten f k / t = –ln(I k / t /I₀) einschließlich Streustrahlung, und der Korrekturdaten f k / s = –ln(1 – I k / s /I k / t ), die den Streustrahlanteil entfernen. Es wird jedoch durch die Korrekturdaten f k / s nicht nur die Streustrahlung korrigiert, sondern zusätzliches, hochfrequentes Rauschen ins Bild gebracht, und zwar im Wesentlichen durch die notwendige Division der modellmäßig oder durch zusätzliche Messungen abgeschätzten Streustrahlintensität I k / s und der verrauschten gemessenen Intensität I k / t .
Die durch Streustrahlung verursachten Bildartefakte wie Abdunkelungen, breite Striche, Schüsseln etc. sind räumlich niederfrequent und enthalten praktisch keine hochfrequenten Anteile. Dem gegenüber liegt das durch die Streustrahlkorrektur verursachte Bildrauschen im hochfrequenten Bereich. Wenn Informationen im räumlich niederfrequenten Bereich angesiedelt sind, so bedeutet dies, dass keine feinen Details enthalten sind. Hohe Ortsfrequenzen hingegen bedeuten feinstrukturierte Informationen, wie z. B. sehr kleine Objekte, scharfe Kanten oder feinkörniges Rauschen. Die Ortsfrequenz ist hierbei die Fourier-Transformierte Größe zum Ort. Man kann sich diese Größe als Linien pro Zentimeter veranschaulichen, welche zur Verfügung stehen, um das im Ortsraum abgebildete Objekt darzustellen.
Es ist also wünschenswert, die durch die Streustrahlkorrektur im niederfrequenten Teil beigesteuerten Informationen beizubehalten; denn diese dienen der Beseitigung der niederfrequenten Bildartefakte. Demgegenüber bringt die Streustrahlkorrektur im hochfrequenten Teil unerwünschte Informationen, nämlich das Rauschen, welches man gerne ausschließen möchte.
4 zeigt ein Ablaufdiagramm eines Verfahrens zur Bildrekonstruktion. Dieses ist sowohl auf Single-Source als auch auf Dual-Source Aufnahmen anwendbar. Zuerst werden die Messdaten I k / t erfasst. Zeitlich versetzt oder gleichzeitig wird die Streustrahlung I k / s bestimmt. Aus den Messdaten I k / t wird auf die oben beschriebene Weise durch Normierung und Logarithmierung f k / t und aus I k / s wird f k / s .
Vor der Addition von f k / t und f k / s Schritt KORR wird im Schritt FILT ein Tiefpassfilter T^k auf die Korrekturdaten f k / s angewendet, um gefilterte Korrekturdaten f k / s korr zu erhalten.
Die Filterung wird in Kanalrichtung durchgeführt, d. h. die einzelnen Messergebnisse der Detektorelemente einer Detektorzeile werden durch die Filteroperation miteinander verknüpft. Führt man die Filterung im Ortsraum durch, so handelt es sich um eine Faltung. Man kann diese Berechnung alternativ als Multiplikation im Frequenzraum durchführen: hierzu werden die Daten f k / s zuvor fouriertransformiert und mit dem Faltungskern in der Frequenzdomäne, d. h. der ebenfalls fouriertransformierten Faltungsfunktion, bearbeitet. Die Berechnung erfolgt im Frequenzraum gemäß Tf k / s = Σ mT^k-mf m / s, d. h. es werden kanalweise gefilterte Korrekturdaten Tf k / s = f k / s korr berechnet.
Die Abbildung des Filters T^k in 4 entspricht der Darstellung im Frequenzraum. Zur Darstellung der Filterfunktion T^k im Ortsraum gelangt man, indem man eine Fouriertransformation durchführt.
Der Tiefpassfilter T^k ist so konstruiert, dass seine Fouriertransformierte bei der Frequenz Null den Wert 1 hat. Unterhalb einer wählbaren Grenzfrequenz bleibt die Fouriertransformierte nahe bei 1, oberhalb dieser wählbaren Grenzfrequenz ist sie Null oder praktisch Null.
Die Tiefpassfilterung FILT bewirkt, dass der Rauschanteil von f k / s reduziert wird. Bei geeignet gewählter Grenzfrequenz bleiben die niederfrequenten Korrekturanteile im gefilterten Korrekturterm f k / s korr erhalten, während das hochfrequente Rauschen unterdrückt wird. Die Wahl der Grenzfrequenz hängt im Wesentlichen von der Detektorgeometrie ab.
Im Schritt ADD wird die Summe f k / t + f k / s korr aus den gemessenen, logarithmierten Rohdaten f k / t und den kanalweise gefilterten Korrekturdaten f k / s korr gebildet. Das Resultat, f k / p , sind die Eingangsdaten für eine Standard CT-Bildrekonstruktion. Aus f k / p wird durch einen Bildrekonstruktionsalgorithmus das CT-Bild PIC bestimmt.
Alternativ kann die Filterung statt in Kanalrichtung k in Zeilenrichtung (z-Richtung) erfolgen. Ferner kann die Filterung auch mehrdimensional, z. B. zweidimensional sowohl in Kanalrichtung k als auch in Zeilenrichtung (z-Richtung) erfolgen.
Eine weitere Möglichkeit ist es, den Korrekturterm f k / s nicht exakt als f k / s = –ln(1 – I k / s /I k / t ) anzugeben, sondern z. B. durch eine Taylorentwicklung anzunähern. Dies kann vorteilhaft sein, da die ln-Berechnung aufwendig ist, so dass Rechenzeit gespart werden kann.
Das hier vorgeschlagene Verfahren ermöglicht die Reduzierung von typischen Streustrahlartefakten (dunkle Zonen, breite, dunkle Striche, schüsselförmige Abdunkelungen etc.) durch eine rechnerische Korrektur auch bei hohen Streustrahlintensitäten. Im Gegensatz zu herkömmlichen Streustrahlkorrekturverfahren wird jedoch das Bildrauschen nicht signifikant gegenüber dem unkorrigierten Bild erhöht, wodurch die Dosiseffizienz des CT-Geräts im Vergleich zu herkömmlichen Streustrahlkorrekturverfahren signifikant verbessert wird. Von besonderem Vorteil hierbei ist auch, dass sich nach Berechnung des gefilterten Korrekturterms f k / s korr kein zusätzlicher Aufwand gegenüber herkömmlichen Streustrahlkorrekturverfahren ergibt. Die Streustrahlenkorrektur kann nämlich aufwandsgünstig durch Filterung der Rohdaten mit anschließender einfacher Bildrekonstruktion erfolgen.
Die Erfindung wurde voran stehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

Engel et al (Medical Physics 2008, 35(1): 318–332) [0048]

Claims

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (f, PIC) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p, I k / t ), wobei die Messdaten (p, I k / t ) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden, eine Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s ) ermittelt wird, die Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s ) einer Tiefpassfilterung (FILT) unterzogen wird, eine Verknüpfung (ADD) der gefilterten Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s korr ) mit den Messdaten (p, I k / t ) erfolgt, aus den derart korrigierten Messdaten (f k / p ) Bilddaten (f, PIC) rekonstruiert werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zur Ermittlung der Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s ) eine Messung von Streustrahlung (I k / t ) erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zur Ermittlung der Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s ) eine Berechnung von Streustrahlung (I k / t ) erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zur Ermittlung der Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s ) eine Normierung und Logarithmierung einer gemessenen oder berechneten Streustrahlungsintensität (I k / s ) erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s ) pro Detektorelement ermittelt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Tiefpassfilterung (FILT) eine Glättung von Rauschen der Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s ) bewirkt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Tiefpassfilterung (FILT) in Detektorkanalrichtung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Tiefpassfilterung (FILT) in Detektorzeilenrichtung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Messdaten (p, I k / t ) bei einer Dual-Source Messung erfasst wurden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Verknüpfung der gefilterten Streustrahlenkorrekturgröße (f k / s korr ) mit den Messdaten (p, I k / t ) durch eine detektorelementweise Addition oder Subtraktion erfolgt.
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (f, PIC) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p, I k / t ) eines CT-Systems (C1), enthaltend einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode (Prg₁–Prg_n), wobei in dem Programmspeicher Programmcode (Prg₁–Prg_n) vorliegt, der ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 durchführt.
CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 11.
Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln (Prg₁–Prg_n), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Computerprogrammprodukt, umfassend auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel (Prg₁–Prg_n) eines Computerprogramms, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.