DE102008048682A1 - Method for use in computed tomography system for mixing two object-identical computed tomography-images of test object, involves scanning and reconstructing two object-identical computed tomography-images with x-ray spectrums - Google Patents

Method for use in computed tomography system for mixing two object-identical computed tomography-images of test object, involves scanning and reconstructing two object-identical computed tomography-images with x-ray spectrums Download PDF

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Abstract

The method involves scanning and reconstructing two object-identical computed tomography-images with the x-ray spectrums. Each computed tomography-image comprises multiple image values arranged in pixels or voxels. Another computed tomography-image is computed by a weighted linear combination of the image values of the former computed tomography-images. The latter computed tomography-image has an optimized signal-to-noise ratio with a computed tomography value.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Mischung von mindestens zwei objektidentischen CT-Bildern eines Untersuchungsobjektes, aufgenommen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, enthaltend die Verfahrensschritte:

  • – Scan und Rekonstruktion von mindestens zwei objektidentischen CT-Bildern mit sich unterscheidenden Röntgenspektren, wobei jedes CT-Bild aus einer Vielzahl von in Pixeln oder Voxeln angeordneten Bildwerten besteht und aufgrund der verwendeten Dosis und des Röntgenspektrums unterschiedliche CT-Werte und unterschiedliches Rauschen aufweist, und
  • – pixel- oder voxelweise Kombination der mindestens zwei CT-Bilder durch Linearkombination der Bildwerte, wobei ein neues CT-Bild mit neuen CT-Werten entsteht.
The invention relates to a method for mixing at least two object-identical CT images of an examination subject, recorded with different X-ray energy spectra, comprising the method steps:
  • Scanning and reconstruction of at least two object-identical CT images with differing X-ray spectra, each CT image consisting of a plurality of image values arranged in pixels or voxels and having different CT values and noise due to the dose used and the X-ray spectrum;
  • - pixel or voxelwise combination of the at least two CT images by linear combination of the image values, whereby a new CT image is created with new CT values.

Untersuchungen mit neuen Dual-Energy-Computertomographen, welche mit zwei Röntgenröhren synchron CT-Projektionen mit zwei verschiedenen Röhrenspannungen aufnehmen, sind bekannt. Das Vorhandensein zweier objektidentischer Datensätze, die mit unterschiedlichen Röntgenspektren aufgenommen wurden, ermöglicht neue Verarbeitungs- und Visualisierungsvarianten, welche die diagnostischen Fragestellungen unterstützen. Neben der Berechnung von Materialzerlegungen eines Untersuchungsobjektes steht nach wie vor jedes der mit einer einzelnen Spannung aufgenommenen SE-CT-Bilder (SE = Single-Energy) zur Verfügung. Die Ärzte, die an die SE-Bilder der herkömmlichen CT gewöhnt sind, legen auch bei Dual-Energy-Aufnahmen (DE = Dual-Energy) Wert auf die Visualisierung in Form von SE-Bildern.investigations with new dual-energy computed tomography, which synchronizes with two x-ray tubes CT projections with two different tube voltages are known. The presence of two object-identical datasets, the with different X-ray spectra recorded new processing and visualization variants, which the diagnostic Support questions. In addition to the calculation of material decomposition of an examination object is still each of the recorded with a single tension SE-CT images (SE = single-energy) are available. The doctors attached to the SE pictures the conventional one Used to CT are synonymous with dual-energy recordings (DE = dual-energy) value the visualization in the form of SE images.

Bei der herkömmlichen CT wird die gesamte Dosis für die Aufnahme eines SE-Datensatzes appliziert. Bei DE-CT wird die Dosis auf zwei SE-Datensätze verteilt, so dass bei gleicher Ge samtdosis jedes der beiden einzelnen rekonstruierten SE-Bilder einen höheren Rauschpegel aufweist.at the conventional one CT will take the entire dose for applied the recording of an SE dataset. In DE-CT, the Dose on two SE records distributed so that at the same total dose each of the two individual reconstructed SE images has a higher noise level.

Üblicherweise wird eine Linearkombination der beiden SE-Bilder mit einer konstanten Gewichtung verwendet, z. B. mit gleichem Gewicht 0.5 oder z. B. den Gewichten 0.3 und 0.7; die Gewichte werden in der Regel einmal empirisch bestimmt und dann konstant festgelegt.Usually becomes a linear combination of the two SE images with a constant Weighting used, for. B. with the same weight 0.5 or z. B. the weights 0.3 and 0.7; The weights are usually once determined empirically and then set constant.

Alternativ dazu wurde vorgeschlagen, die lineare Gewichtung für jede Schicht in z-Richtung so durchzuführen, dass der Kontrastmittelkontrast erhalten bleibt, obwohl das in ”single energy scans” sichtbare Enhancement in peripheren Gefäßen häufig abnimmt. Weiterhin wurde vorgeschlagen, eine nicht-lineare Überblendung der beiden SE-Bilder durchzuführen, wobei die Gewichtung im Limes großer und kleiner CT-Werte nicht vom Bildrauschen in der jeweiligen Schicht abhängt, sondern nur empirisch bestimmt wird.alternative For this purpose, the linear weighting was proposed for each layer in the z-direction, that the contrast contrast is maintained, although that in "single energy scans "visible Enhancement in peripheral vessels often decreases. Furthermore, a non-linear transition of the two SE images was proposed perform, where the weighting in the limit of large and small CT scores is not depends on the image noise in the respective layer, but only empirically is determined.

Es ist daher Aufgabe der Erfindung, eine Variante zur Bild-Kombination der beiden mit der DE-Technik gewonnenen SE-Bilder zu einem virtuellen SE-Bild zu finden, welche optimal in dem Sinne ist, dass es maximales Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR), zumindest für die Materialien von Interesse, aufweist.It is therefore an object of the invention, a variant of the image combination of the two with the DE technology obtained SE images to a virtual SE image which is optimal in the sense that it has maximum signal-to-noise ratio (SNR), at least for the materials of interest.

Diese Aufgabe wird durch die Merkmale des unabhängigen Patentanspruches 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.These The object is solved by the features of independent claim 1. Advantageous developments The invention are subject matter of the subordinate claims.

Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, bei der Kombination zweier oder mehrerer SE-CT-Bilder die verwendeten Gewichtungsfaktoren für die Linearkombination pixelabhängig derart zu wählen beziehungsweise diese derart zu variieren, dass jeweils ein Gütemaß (Figure of Merit), vorzugsweise das quadrierte Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR2), für das entstehende neue Bild maximiert wird. Hierdurch wird ein neues Bild erzeugt, welches gegenüber einer SE-Aufnahme mit gleicher Gesamtdosis von der zusätzlich gewonnenen Information durch die Aufnahme zweier SE-Bilder mit unterschiedlichen Röntgenspektren profitiert.The inventors have recognized that it is possible, when combining two or more SE-CT images, to select the weighting factors used for the linear combination in a pixel-dependent manner or to vary them such that in each case a figure of merit, preferably the squared one Signal-to-noise ratio (SNR 2 ) is maximized for the resulting new image. In this way, a new image is generated which, in comparison to an SE image with the same total dose, benefits from the additional information obtained by taking two SE images with different X-ray spectra.

Dieser Grundgedanke der Erfindung wird nachfolgend eingehend begründet, wobei vorausgesetzt wird, dass vor der Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens die Grauwerte in den SE-Bildern durch Kalibrierung und durch Korrekturen, wie etwa Korrektur der Streustrahlung, den physikalischen Schwächungskoeffizienten der Materialien entsprechen.This Basic idea of the invention will be explained in detail below, wherein It is assumed that prior to the application of the method according to the invention the gray values in the SE images through calibration and corrections, such as correction of scattered radiation, the physical attenuation coefficient correspond to the materials.

Ohne Beschränkung der Allgemeinheit wird nachfolgend eine Kombination aus zwei CT-Bildern I1 und I2 betrachtet, wobei das niederenergetischere Spektrum S1, entsprechend der niedrigeren Röhrenspannung, und das höherenergetische Spektrum S2, entsprechend der höheren Röhrenspannung, mit 1 oder 2 indiziert ist.Without limiting the generality, a combination of two CT images I 1 and I 2 is considered below, wherein the lower energy spectrum S 1 , corresponding to the lower tube voltage, and the higher energy spectrum S 2 , corresponding to the higher tube voltage, with 1 or 2 is indicated ,

Es sind:
x Ortskoordinate im Bild(Volumen), kennzeichnet auch einen materialspezifischen Bildbereich;
μ linearer Schwächungskoeffizient [cm–1];
μ/ρ Massenschwächungskoeffizient [cm2/g];
ρ Dichte [g/cm3];
μ1 linearer Schwächungskoeffizient zur niederen Spannung
μ2 linearer Schwächungskoeffizient zur höheren Spannung
μk,W linearer Schwächungskoeffizient für Wasser; k = 1,2
Δμk = μk – μk,W Differenz des linearen Schwächungskoeffizienten zu Wasser mit k = 1,2

Figure 00030001
wird als lokales „Signal” in den beiden SE-Bildern I1, I2 bezeichnet, dabei handelt es sich um CT-Werte gemäß der üblichen Darstellung in CT-Bildern in HU (Hounsfield units).There are:
x spatial coordinate in the image (volume), also identifies a material-specific image area;
μ linear attenuation coefficient [cm -1 ];
μ / ρ mass attenuation coefficient [cm 2 / g];
ρ density [g / cm 3 ];
μ 1 linear attenuation coefficient to the low stress
μ 2 linear attenuation coefficient to higher voltage
μ k, W linear attenuation coefficient for water; k = 1,2
Δμ k = μ k - μ k, W Difference of the linear attenuation coefficient to water with k = 1,2
Figure 00030001
is referred to as a local "signal" in the two SE images I 1 , I 2 , which are CT values according to the usual representation in CT images in HU (Hounsfield units).

Als „Rauschen” (Pixelrauschen) in den beiden SE-Bildern wird die Standardabweichung σk; k = 1,2 (2a)oder die Varianz Vk = σk 2; k = 1,2 (2b)bezeichnet.The "standard noise" (pixel noise) in the two SE images is the standard deviation σ k ; k = 1.2 (2a) or the variance V k = σ k 2 ; k = 1,2 (2b) designated.

Für das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR gilt dann: SNRk = Ck/σk; k = 1,2 (3) For the signal-to-noise ratio SNR then: SNR k = C k / σ k ; k = 1.2 (3)

Es wird nun gezeigt, wie sich der optimale Gewichtungsfaktor bestimmen lässt. Die Kombination der beiden SE-Bilder kann, ohne Einschränkung der Allgemeinheit, angesetzt werden mit: Δμ(γ) = Δμ1 + γ·Δμ2 (4a)oder C(γ) = C1 + γ·C2 (4b) It will now be shown how the optimal weighting factor can be determined. The combination of the two SE images can, without restriction of generality, be set with: Δμ (γ) = Δμ 1 + γ · Δμ 2 (4a) or C (γ) = C 1 + γ · C 2 (4b)

Damit die Formeln nicht zu überladen sind; wird die Ortsabhängigkeit von x nicht explizit gekennzeichnet.In order to not to overload the formulas are; becomes the location dependency not explicitly marked by x.

Da das Rauschen zwischen beiden SE-Bildern unkorreliert ist, gilt für die Varianz des kombinierten Bildes I3: V(γ) = V1 + γ2·V2 (5) Since the noise between both SE images is uncorrelated, the variance of the combined image I 3 is : V (γ) = V 1 + γ 2 · V 2 (5)

Es ist zweckmäßig, als Gütemaß G (Figure of Merit) das quadrierte SNR zu verwenden:

Figure 00040001
It is useful to use the squared SNR as the quality measure G (Figure of Merit):
Figure 00040001

Dieses Gütemaß soll nun optimiert (maximiert) werden.This Gütemaß should now optimized (maximized).

Die Anwendung der Bedingungsgleichung auf (6) ergibt:

Figure 00040002
und führt nach einiger Rechnung zu dem optimalen Gewichtungsfaktor:
Figure 00050001
The application of the conditional equation to (6) yields:
Figure 00040002
and after some calculation leads to the optimal weighting factor:
Figure 00050001

Wenn man beide zu kombinierenden SE-Bilder mit dem Faktor 1/(1+ γ^) multipliziert – wobei das SNR unverändert bleibt –, ergibt sich für die beiden optimalen Gewichte der „optimalen Mischung”

Figure 00050002
If one multiplies both of the SE images to be combined by the factor 1 / (1+ γ ^) - whereby the SNR remains unchanged -, the result for the two optimal weights of the "optimal mixture"
Figure 00050002

Für Kontrastmittel, wie es beispielsweise im Bereich der CT-Angiographie eingesetzt wird, ist das Verhältnis C2/C1 eine Konstante, die von der Chemie des Kontrastmittels, nicht aber von seiner Konzentration im Körper abhängt. Auch für die Differenzierung von Knochen und Weichgewebe lässt sich ein fester Wert für C2/C1 angeben. Ebenso ist es möglich, ideale Werte für C2/C1 zur Differenzierung von Weichgewebe und Fett oder die Differenzierung verschiedener Weichgewebearten anzugeben. Entsprechend können diese festen Werte auch für Bildbereiche übernommen werden, in denen ein entsprechendes Material erkannt wird.For contrast agents, as used for example in the field of CT angiography, the ratio C 2 / C 1 is a constant that depends on the chemistry of the contrast agent, but not on its concentration in the body. A fixed value for C 2 / C 1 can also be given for the differentiation of bone and soft tissue. It is also possible to give ideal values for C 2 / C 1 for the differentiation of soft tissue and fat or the differentiation of different soft tissue types. Accordingly, these fixed values can also be adopted for image areas in which a corresponding material is detected.

Das Verhältnis der Varianzen kann auf verschiedene Weisen bestimmt werden: So kann z. B. das Rauschen als Funktion des mittleren Patientendurchmesser in Tabellen hinterlegt werden. Nachdem nur das Verhältnis der Varianzen von Bedeutung ist, muss zwar das Stromverhältnis der beiden Röhren bei einem 2-Röhren Scan oder der aufeinander folgenden Scans bei sequentiellen Scans mit unterschiedlicher Spannung, nicht aber die konkrete Rekonstruktion bekannt sein. Für energieauflösende Detektoren ist der Röhrenstrom unerheblich, da das Rauschverhältnis nur noch vom Patientendurchmesser abhängt. Das Rauschen kann auch direkt aus den Bildern, z. B. aus dem Rauschen der Luft-Pixel in den Bildern bestimmt werden.The relationship The variances can be determined in different ways: So can z. For example, the noise as a function of the average patient diameter be stored in tables. After only the ratio of Variance is important, although the current ratio of two tubes in a 2-tube scan or sequential scans on sequential scans different tension, but not the concrete reconstruction be known. For energy resolution Detectors is the tube current irrelevant, since the noise ratio only depends on the patient's diameter. The noise can also directly from the pictures, z. B. from the noise of the air pixels in be determined in the pictures.

Der optimale Gewichtungsfaktor hat somit die folgenden Eigenschaften:

  • • Abhängigkeit vom Rauschen: proportional zum Verhältnis der Varianzen, d. h. das SE-Bild mit höherem Rauschen wird schwächer gewichtet;
  • • bei gleichem Rauschen wird das SE-Bild mit dem geringeren
  • • CT-Wert (meistens μ2 < μ1) schwächer gewichtet als das mit dem höheren CT-Wert;
  • • bei gleichem Rauschen V2 = V1 werden im wasseräquivalenten Weichteilbereich beide SE-Bilder gleich gewichtet: wobei wegen μk = μk,W ρ/ρ0 mit ρ0 = 1 g/cm3, gilt:
    Figure 00060001
    d. h. es gilt γ1 = γ2 = 1/2
  • • bei gleichem Rauschen V2 = V1 ist der Gewichtungsfaktor nur abhängig vom Verhältnis der CT-Werte C2/C1 bzw. Δμ2/Δμ1. Der Gewichtungsfaktor ist also nur materialabhängig.
The optimal weighting factor thus has the following properties:
  • • dependence on noise: proportional to the ratio of the variances, ie the SE image with higher noise is weighted less;
  • • at the same noise, the SE image becomes the lower one
  • • CT value (mostly μ 2 <μ 1 ) less weighted than that with the higher CT value;
  • • with the same noise V 2 = V 1 , both SE images are weighted equally in the water-equivalent soft tissue region: ## EQU1 ## where μ k = μ k, W ρ / ρ 0 where ρ 0 = 1 g / cm 3
    Figure 00060001
    ie γ 1 = γ 2 = 1/2
  • • With the same noise V 2 = V 1 , the weighting factor only depends on the ratio of the CT values C 2 / C 1 or Δμ 2 / Δμ 1 . The weighting factor is therefore only material-dependent.

Es wird darauf hingewiesen, dass außer dem statistischen Bildrauschen, also dem Quantenrauschen der Röntgenröhre oder dem Elektronikrauschen, auch weitere Bildstörungen, wie Artefakte, auftreten können. Diese können, je nachdem sie mehr statistischer bzw. deterministischer Natur sind, pauschal in das Gütemaß gemäß Gl. (6) einbezogen werden. Bei der rein statistischen Beschreibung werden lediglich die Rauschvarianzen V2 und V1 entsprechend erhöht; die Formeln (6) ff. bleiben dann unverändert.It should be noted that in addition to the statistical image noise, so the quantum noise of the X-ray tube or the electronics noise, also other image disturbances, such as artifacts can occur. These can, depending on their statistical or deterministic nature, be generalized in the quality measure according to Eq. (6). In the purely statistical description, only the noise variances V 2 and V 1 are increased accordingly; the formulas (6) ff. then remain unchanged.

Bei deterministischen Artefaktanteilen kommt im Nenner von Gl. (6) noch ein Term (A1 + γ A2)2 hinzu, wobei A1 und A2 die Stärke der Artefakte in denselben Einheiten wie C1 und C2 (proportional zu HU-Einheiten) bewerten. Für das erweiterte Gütemaß GA gilt dann:

Figure 00070001
For deterministic artifacts, the denominator of Eq. (6) add another term (A 1 + γ A 2 ) 2 , where A 1 and A 2 are the strength of the artifacts in the same units as C 1 and C 2 (proportional to HU units) rate. For the extended quality measure G A, the following applies:
Figure 00070001

Die Optimierung kann entsprechend wie bei G in Gl. (6)–(8) durchgeführt werden.The Optimization can be done as in G in Eq. (6) - (8).

Insgesamt ergeben sich somit für das vorgeschlagen Verfahren die folgenden Vorteile:

  • – Für jede Schicht in z-Richtung und einen vorgegebenen Verhältnis der CT-Werte C2/C1 hat das virtuelle SE-Bild optimales SNR (Signal-zu-Rausch-Verhältnis).
  • – Das Verfahren ist adaptiv, insofern die Gewichtungsfaktoren ortsabhängig durch das Rauschen und das zuzuordnende Material bestimmt werden.
  • – Im Gegensatz zur Standard-CT mit nur einem Spektrum können hier bei der Erzeugung eines virtuellen SE-Bildes aus zwei oder mehr SE-Bildern noch Informationen, die nur durch eine Materialzerlegung auf der Basis mehrerer SE-Bilder unterschiedlicher Spektren verfügbar sind, genutzt werden.
  • – Der Rechenaufwand ist gering.
  • – Das Verfahren ist flexibel: es lässt sich vereinfachen oder verallgemeinern.
Overall, the proposed method thus has the following advantages:
  • For each layer in the z direction and a given ratio of the CT values C 2 / C 1 , the virtual SE picture has optimum SNR (signal-to-noise ratio).
  • The method is adaptive insofar as the weighting factors are determined location-dependent by the noise and the material to be allocated.
  • In contrast to the standard single-spectrum CT, when generating a virtual SE image from two or more SE images, information that is only available through material decomposition based on multiple SE images of different spectra can be used here ,
  • - The computational effort is low.
  • - The procedure is flexible: it can be simplified or generalized.

Entsprechend dem oben geschilderten Grundgedanken der Erfindung schlagen die Erfinder ein Verfahren zur Mischung von mindestens zwei objektidentischen CT-Bildern eines Untersuchungsobjektes, aufgenommen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, vor, welches die folgenden Verfahrensschritte enthält:

  • – Scan und Rekonstruktion von mindestens zwei objektidentischen CT-Bildern mit sich unterscheidenden Röntgenspektren, wobei jedes CT-Bild aus einer Vielzahl von in Pixeln oder Voxeln angeordneten Bildwerten besteht und aufgrund der verwendeten Dosis und des Röntgenspektrums unterschiedliche CT-Werte und unterschiedliches Rauschen aufweist,
  • – pixel-/voxelweise Kombination der mindestens zwei CT-Bilder durch Linearkombination der Bildwerte, wobei ein neues CT-Bild mit neuen CT-Werten entsteht, wobei
  • – das neue CT-Bild durch eine gewichtete Linearkombination der Bildwerte der CT-Bilder errechnet wird und die Gewichtung der Bildwerte in Abhängigkeit der vorliegenden CT-Werte und des Rauschens derart festgelegt wird, dass das neue CT-Bild mit den neuen CT-Werten ein optimiertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis aufweist.
In accordance with the above-described basic idea of the invention, the inventors propose a method for mixing at least two object-identical CT images of an examination subject recorded with different X-ray energy spectra, which comprises the following method steps:
  • Scanning and reconstruction of at least two object-identical CT images with differing X-ray spectra, each CT image consisting of a multiplicity of image values arranged in pixels or voxels and having different CT values and different noise due to the dose used and the X-ray spectrum,
  • - pixel / voxelweise combination of the at least two CT images by linear combination of the image values, wherein a new CT image with new CT values arises, wherein
  • The new CT image is calculated by a weighted linear combination of the image values of the CT images, and the weighting of the image values as a function of the existing CT values and the noise is determined in such a way that the new CT image is inserted with the new CT values optimized signal-to-noise ratio has.

Unter dem Begriff der ”objektidentischen CT-Bilder” sind hier zwei oder mehrere CT-Bilder zu verstehen, die in der selben Schnittebene oder vom selben Volumen eines Untersuchungsobjektes aufgenommen und rekonstruiert wurden, so dass sie Pixel- oder voxelweise jeweils den gleichen Ort – im Rahmen der in der CT üblichen Präzision – des Untersuchungsobjektes abbilden.Under the concept of "object-identical CT images "are here to understand two or more CT images that are in the same Sectional plane or of the same volume of an examination object were recorded and reconstructed so that they are pixel or voxelweise each the same place - im Frame of the usual CT Precision - the object to be examined depict.

Vorteilhaft kann es sein, wenn der je CT-Bild zu bestimmende CT-Wert zur Festlegung der optimalen Gewichtung als Mittelwert über einen ersten vorgegebenen Bildbereich bestimmt wird. Weiterhin kann das je CT-Bild zu bestimmende Rauschen über einen zweiten vorgegebenen Bildbereich bestimmt werden.Advantageous it can be if the CT value to be determined for each CT image is to be determined the optimal weighting as an average over a first predetermined Image area is determined. Furthermore, this can be determined per CT image Noise over a second predetermined image area are determined.

Grundsätzlich können dabei der erste und zweite Bildbereich als identischer Bereich festgelegt werden, allerdings kann der erste und zweite Bildbereich auch jeweils eine unterschiedliche Ausdehnung aufweisen.Basically you can do that the first and second image areas are defined as identical areas can, however, the first and second image area also respectively have a different extent.

Insbesondere kann zumindest ein Bildbereich ein vorgegebener Bereich um das jeweils betrachtete Bildpixel, zum Beispiel ein Radius um das betrachtete Bildpixel oder Bildvoxel oder ein eben rechteckig oder räumlich rechteckig definierter Bereich, sein.Especially For example, at least one image area may be a predetermined area around each looked at image pixels, for example a radius around the considered one Image pixels or image voxels or even rectangular or spatially rectangular defined area, be.

Alternativ kann allerdings auch als ein Bildbereich ein Bereich gewählt werden, dessen Absorptionswerte in einem vorbestimmten Wertebereich liegen oder ein Bereich, der einem bestimmten Material zuzuordnen ist. Diese Zuordnung kann auf an sich bekannte Weise durch eine Zwei- oder Mehrkomponentenzer legung mit Hilfe der CT-Bilder unterschiedlicher Röntgenenergie vorgenommen wird.alternative however, an area can also be selected as an image area, whose absorption values are in a predetermined range of values or an area associated with a particular material. This assignment can be carried out in a known manner by a two-way or Mehrkomponentenzer interpretation with the help of CT images of different X-ray energy is made.

Die Erfinder schlagen weiterhin vor, dass die Bildwerte im neuen CT-Bild durch die gewichtete Linearkombination gemäß C3 = γ1·C1 + γ2·C2 errechnet werden, wobei die Werte γ1 und γ1 die jeweiligen Gewichtungsfaktoren der Bildwerte C1 und C2 darstellen, mit

Figure 00090001
wobei die Variablen V1 und V2 das jeweilige Rauschen in dem, dem Index entsprechenden, CT-Bild C1 und C2 darstellen.The inventors further propose that the image values in the new CT image are calculated by the weighted linear combination according to C 3 = γ 1 .C 1 + γ 2 .C 2 , where the values γ 1 and γ 1 are the respective weighting factors of the image values C 1 and C 2 , with
Figure 00090001
where the variables V 1 and V 2 represent the respective noise in the CT image C 1 and C 2 corresponding to the index.

Alternativ können die Bildwerte im neuen CT-Bild durch die gewichtete Linearkombination gemäß C3 = V1·C1 + γ2·C2 errechnet werden, wobei die Werte γ1 und γ1 die jeweiligen Gewichtungsfaktoren der Bildwerte C1 und C2 darstellen und

Figure 00090002
gilt, und wobei SNR1 und SNR2 das Signal-zu-Rausch-Verhältnis und σ1 und σ2 die Standardabweichung der Bildwerte im jeweils betrachteten Bereich der, dem Index entsprechenden, CT-Bilder darstellen.Alternatively, the image values in the new CT image can be calculated by the weighted linear combination according to C 3 = V 1 .C 1 + γ 2 .C 2 , where the values γ 1 and γ 1 represent the respective weighting factors of the image values C 1 and C 2 and
Figure 00090002
and where SNR 1 and SNR 2 represent the signal-to-noise ratio and σ 1 and σ 2 represent the standard deviation of the image values in the respective considered area of the CT-images corresponding to the index.

Im Folgenden wird die Erfindung anhand der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen und Kurzbezeichnungen verwendet: 1: CT-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 7: Patient; 8: Untersuchungsliege; 9: Systemachse; 10: Steuer- und Recheneinheit; 12: CT-Werte-Verlauf für 70 kV; 13: CT-Werte-Verlauf für 120 kV; 14: arithmetischer Mittelwert der Kurven 12 und 13; 15: Profilplot einer Linearkombination der Kurven 12 und 13; Prg1–Prgn: Computerprogramme; S: Schnittlinie; γ1, γ2: Gewichtungsfaktoren; V1, V2: Rauschvarianzen.In the following the invention will be described in more detail with reference to the figures, wherein only the features necessary for understanding the invention are shown. The following reference numerals and abbreviations are used: 1: CT system; 2: first X-ray tube; 3: first detector; 4: second X-ray tube; 5: second detector; 6: gantry housing; 7: patient; 8: examination couch; 9: system axis; 10: control and computing unit; 12: CT value course for 70 kV; 13: CT value course for 120 kV; 14: arithmetic mean of the curves 12 and 13 ; 15: Profile plot of a linear combination of the curves 12 and 13 ; Prg 1 prg n : computer programs; S: cut line; γ 1 , γ 2 : weighting factors; V 1 , V 2 : noise variances.

Es zeigen im Einzelnen:It show in detail:

1 Totaler Massenschwächungskoeffizienten μ(E)/ρ in Abhängigkeit von der Photonenenergie; 1 Total mass attenuation coefficient μ (E) / ρ as a function of the photon energy;

2 Beispiele für Röntgenspektren normiert auf gleiches Integral; 2 Examples of X-ray spectra normalized to the same integral;

3 simulierte CT-Bilder von Nitinol-Scheiben in Wasser, aufgenommen mit 70 kV; 3 simulated CT images of nitinol slices in water taken at 70 kV;

4 simulierte CT-Bilder von Nitinol-Scheiben in Wasser, aufgenommen mit 120 kV; 4 simulated CT images of Nitinol discs in water taken at 120 kV;

5 Plots durch die erste Objektzeile in 3 und 4; 5 Plots through the first object line in 3 and 4 ;

6 Profilplot zu 4; 6 Profile plot too 4 ;

7 Profilplot aus einer Linearkombination der Kurven 12 und 13 aus 5; 7 Profile plot from a linear combination of the curves 12 and 13 out 5 ;

8 optimale Gewichtung der „Single-Energy”-Bilder, aufgenommen bei 70 kV (1) und 120 kV (2), in Abhängigkeit vom Rauschvarianzverhältnis V1/V2 und 8th optimum weighting of the "single-energy" images recorded at 70 kV (1) and 120 kV (2), depending on the noise variance ratio V 1 / V 2 and

9 CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens. 9 CT system for carrying out the method according to the invention.

Die 1 zeigt die unterschiedliche Abhängigkeit der Massenschwächungskoeffizienten – aufgetragen auf der Ordinate – für verschiedene Substanzen über die Photonenenergie – aufgetragen auf der Abszisse –. Dargestellt sind die Massenschwächungskoeffizienten für Wasser, welches etwa mit Weichteilgewebe gleichzusetzen ist, Knochenmineral Hydroxaylapatit (HA), als Kontrastmittel Jod und dem für Gefäßreparaturen verwendetes Stentmaterial Nitinol, welches zu 50% aus Titan und zu 50% aus Nickel besteht.The 1 shows the different dependence of the mass attenuation coefficients - plotted on the ordinate - for different substances on the photon energy - plotted on the abscissa -. Shown are the mass attenuation coefficients for water, which may be equated with soft tissue, bone mineral hydroxaylapatite (HA), iodine as a contrast medium and stent material Nitinol used for vascular repairs, which consists of 50% titanium and 50% nickel.

In der 2 sind zwei typische Energiespektren für CT-Röntgenröhren dargestellt. Auf der Ordinate ist die Photonenhäufigkeit je keV-Intervall relativ zur Gesamtzahl der Photonen gegenüber der Photonenenergie in keV auf der Abszisse aufgetragen. Die Spektren sind, wie aus dem Abfall zu niedrigen Energien zu erkennen ist, gefiltert. Die verwendeten Röhrenspannungen betragen 70 kV und 120 kV. Die Spektren sind bezüglich ihres Integrals beziehungsweise ihrer Summe der Photonen normiert.In the 2 Two typical energy spectra for CT X-ray tubes are shown. On the ordinate, the photon frequency per keV interval relative to the total number of photons versus the photon energy in keV is plotted on the abscissa. The spectra are filtered, as can be seen from the waste to low energies. The tube voltages used are 70 kV and 120 kV. The spectra are normalized with respect to their integral or their sum of the photons.

In den 3 und 4 werden die CT-Rekonstruktionen des Querschnitts eines mathematischen Kontrast-Detail-Phantoms, aufgenommen mit den Röntgenspektren aus der 2, gezeigt. Das Phantom besteht aus Reihen von Nitinol-Scheiben mit abgestuften Nitinol-Dichten in Wasser. Unter den Aufnahmen sind jeweils Grauwertskalen mit den dazugehörigen CT-Werten in HU gezeigt. Die Darstellung der 3 zeigt eine CT-Aufnahme mit dem Spektrum bei 70 kV Röhrenspannung und die 4 eine CT-Aufnahme mit dem Spektrum bei 120 kV Röhrenspannung. Die Darstellungen erfolgt in HU-Einheiten, d. h. Wasser erscheint mit 0 HU. Das Bildrauschen entspricht einer Standardabweichung von σ = 3 HU.In the 3 and 4 are the CT reconstructions of the cross section of a mathematical contrast detail phantom, taken with the X-ray spectra from the 2 , shown. The phantom consists of rows of nitinol discs with graded nitinol densities in water. Among the shots are each gray value scale with the corresponding CT values in HU shown. The presentation of the 3 shows a CT scan with the spectrum at 70 kV tube voltage and the 4 a CT scan with the spectrum at 120 kV tube voltage. The representations are made in HU units, ie water appears with 0 HU. The image noise corresponds to a standard deviation of σ = 3 HU.

In der 5 sind zwei Profilschnitte entlang der Schnittlinie S in den 3 und 4 durch die oberste Reihe mit den größten Nitinolscheiben aufgetragen. Die Ordinate zeigt wiederum die CT-Werte in HU gegenüber den Pixelnummern des Bildes auf der Abszisse. Die entsprechenden CT-Wert-Verläufe sind mit 12 für den 70 kV-Plot (obere Kurve, aus 3) und 13 für den 120 kV-Plot (untere Kurve, aus 4) bezeichnet.In the 5 are two profile sections along the section line S in the 3 and 4 applied through the top row with the largest Nitinolscheiben. The ordinate again shows the CT values in HU against the pixel numbers of the image on the abscissa. The corresponding CT value curves are 12 for the 70 kV plot (upper curve, off 3 ) and 13 for the 120 kV plot (lower curve, off 4 ) designated.

Die 6 zeigt den entsprechenden Profilplot zu 5, jedoch sind die Kurven 12 und 13 gleichgewichtet linearkombiniert, wobei Summe der Gewichtungsfaktoren γ2 = γ1 = 0.5, d. h. die Kurve 14 zeigt den arithmetischen Mittelwert der beiden Kurven 12 und 13 aus 5.The 6 shows the corresponding profile plot 5 However, the curves are 12 and 13 balanced linear combined, where sum of the weighting factors γ 2 = γ 1 = 0.5, ie the curve 14 shows the arithmetic mean of the two curves 12 and 13 out 5 ,

Die 7 zeigt einen entsprechenden Profilplot 15 aus einer Linearkombination der Kurven 12 und 13 aus 5, jedoch für die SNR-optimal-gewichtete Summe mit den Gewichtungsfaktoren γ1 = 0.63, γ2 = 0.37. Gegenüber der Kurve 14 aus 6 zeigt sich ein verbesserter Kontrast.The 7 shows a corresponding profile plot 15 from a linear combination of the curves 12 and 13 out 5 but for the SNR optimally weighted sum with the weighting factors γ 1 = 0.63, γ 2 = 0.37. Opposite the curve 14 out 6 shows an improved contrast.

In der 8 ist schließlich die Abhängigkeit des optimalen Gewichtungsfaktors (γ1 für die niedrige, γ2 für die höhere Spannung) in Abhängigkeit vom Verhältnis der Rauschvarianzen V2/V1 beider SE-Bilder gezeigt. Auf der Ordinate stehen die Werte der optimalen Gewichtungsfaktoren von 0 bis 1 und auf der Abszisse ist das Verhältnis der Varianzen V1/V2 aufgetragen, wobei V1 die statistische Varianz oder das Rauschen des Bildes, das mit der niedrigeren Energie aufgenommen wurde, und V2 die statistische Varianz oder das Rauschen des Bildes, das mit höheren Energie aufgenommen wurde, darstellt.In the 8th Finally, the dependence of the optimal weighting factor (γ 1 for the low, γ 2 for the higher voltage) depending on the ratio of the noise variances V 2 / V 1 of both SE images shown. On the ordinate are the values of the optimal weighting factors from 0 to 1 and the abscissa plots the ratio of the variances V 1 / V 2 , where V 1 is the statistical variance or noise of the image taken with the lower energy, and V 2 represents the statistical variance or noise of the picture taken at higher energy.

Die 9 zeigt beispielhaft ein CT-System 1 mit dem das oben beschriebene erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt werden kann. Das CT-System 1 weist ein erstes Röhren-/Detektor-System mit einer Röntgenröhre 2 und einem gegenüberliegenden Detektor 3 auf. Grundsätzlich besteht die Möglichkeit diese eine Röntgenröhre abwechseln mit unterschiedlicher Spannung und/oder Filtern zu betreiben und somit mehrere SE-Bilder aus Scans mit unterschiedlichen Röntgenspektren zu erhalten. Optional kann dieses CT-System 1 auch über eine zweite Röntgenröhre 4 mit einem gegenüberliegenden Detektor 5 verfügen. Hierdurch können gleichzeitig zwei objektidentische SE-CT-Aufnahmen durch unterschiedliche Röntgenspektren erzeugt werden. Es wird auch noch darauf hingewiesen, dass durch die Verwendung eines energieselektiven Detektors mit einem einzelnen Scan SE-CT-Bilder aus mehreren Röntgenspektren erzeugt werden können. Beide Röhren-/Detektor-Systeme befinden sich auf einer Gantry, die in einem Gantrygehäuse 6 angeordnet ist und sich während der Abtastung um eine Systemachse 9 dreht. Der Patient 7 befindet sich auf einer verschiebbaren Untersuchungsliege 8, die kontinuierlich entlang der Systemachse 9 durch das in einer runden Öffnung im Gantrygehäuse 6 befindliche Abtastfeld geschoben wird, so dass relativ zum Patienten 7 eine spiralförmige Abtastung stattfindet, wobei die Schwächung der von den Röntgenröhren ausgesandten Röntgenstrahlung in einer Vielzahl von Winkelstellungen von Röntgenröhre und Detektor gemessen wird.The 9 shows an example of a CT system 1 with which the inventive method described above can be carried out. The CT system 1 shows a first tube / detector system with an x-ray tube 2 and an opposite detector 3 on. In principle, it is possible to operate one X-ray tube alternately with different voltage and / or filters and thus to obtain several SE images from scans with different X-ray spectra. Optionally, this CT system 1 also via a second x-ray tube 4 with an opposite detector 5 feature. As a result, two object-identical SE-CT images can be generated simultaneously by different X-ray spectra. It should also be noted that the use of an energy selective detector with a single scan can generate SE-CT images from multiple X-ray spectra. Both tube / detector systems are located on a gantry in a gantry housing 6 is arranged and during the scan around a system axis 9 rotates. The patient 7 is located on a movable examination couch 8th that are continuous along the system axis 9 through that in a round opening in the gantry housing 6 located scanning field is pushed so that relative to the patient 7 a spiral scan takes place, wherein the attenuation of the X-ray emitted by the X-ray tubes is measured in a plurality of angular positions of the X-ray tube and the detector.

Die Steuerung des CT-Systems erfolgt mit Hilfe einer Steuer- und Recheneinheit 10, in der sich Computerprogramme Prg1 bis Prgn befinden, die auch die Rekonstruktion der CT-Bilder und das zuvor beschriebene erfindungsgemäße Verfahren zur Linearkombination der Bilddaten durchführen können. Zusätzlich kann über diese Steuer- und Recheneinheit 10 auch die Ausgabe von Bilddaten erfolgen. Es wird allerdings darauf hingewiesen, dass das erfindungsgemäße Verfahren nicht nur auf CT-Systemen, sondern auch auf Arbeitsstationen durchgeführt werden kann, die lediglich Messdaten eines entfernt stehenden CT-Systems erhalten.The control of the CT system is carried out with the aid of a control and processing unit 10 in which there are computer programs Prg 1 to Prg n , which can also carry out the reconstruction of the CT images and the above-described inventive method for the linear combination of the image data. In addition, via this control and processing unit 10 also the output of image data takes place. It should be noted, however, that the method according to the invention can be carried out not only on CT systems but also on workstations which only receive measurement data of a remote CT system.

Insgesamt wird mit der Erfindung also gezeigt, dass durch einen Linearkombination der Pixelwerte zweier oder mehrerer SE-CT-Bilder die verwendeten Gewichtungsfaktoren für die Linearkombination pixelabhängig derart gewählt werden können, dass jeweils ein Gütemaß (= Figure of Merit), vorzugsweise das quadrierte Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR2), für das entstehende neue Bild maximiert wird. Hierdurch wird ein neues Bild erzeugt, welches gegenüber einer Single-Energy-Aufnahme mit gleicher Gesamtdosis von der zusätzlich gewonnenen Information durch die Aufnahme zweier Single-Energy-Bilder mit unterschiedlichen Röntgenspektren profitiert.Overall, the invention thus shows that the weighting factors used for the linear combination can be selected pixel-dependent by a linear combination of the pixel values of two or more SE-CT images such that in each case a quality measure (= figure of merit), preferably the squared signal to noise ratio (SNR 2 ), for which the resulting new image is maximized. In this way, a new image is generated, which benefits compared to a single-energy recording with the same total dose of the additional information obtained by the inclusion of two single-energy images with different X-ray spectra.

Claims (11)

Verfahren zur Mischung von mindestens zwei objektidentischen CT-Bildern eines Untersuchungsobjektes, aufgenommen mit unterschiedlichen Röntgenenergiespektren, enthaltend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Scan und Rekonstruktion von mindestens zwei objektidentischen CT-Bildern (I1, I2) mit sich unterscheidenden Röntgenspektren (S1, S2), wobei jedes CT-Bild aus einer Vielzahl von in Pixeln oder Voxeln angeordneten Bildwerten besteht und aufgrund der verwendeten Dosis und des Röntgenspektrums unterschiedliche CT-Werte (C1, C2) und unterschiedliches Rauschen (V1, V2) aufweist, 1.2. Pixel-/voxelweise Kombination der mindestens zwei CT-Bilder (I1, I2) durch Linearkombination der Bildwerte, wobei ein neues CT-Bild (I3) mit neuen CT-Werten (C3) entsteht, dadurch gekennzeichnet, dass 1.3. das neue CT-Bild (I3) durch eine gewichtete Linearkombination der Bildwerte der CT-Bilder (I1, I2) errechnet wird und die Gewichtung der Bildwerte in Abhängigkeit der vorliegenden CT-Werte und des Rauschens derart festgelegt wird, dass das neue CT-Bild (I3) mit den neuen CT-Werten (C3) ein optimiertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) aufweist.A method for mixing at least two object-identical CT images of an examination subject, recorded with different X-ray energy spectra, comprising the following Verfahrensschrit te: 1.1. Scanning and reconstruction of at least two object-identical CT images (I 1 , I 2 ) with differing X-ray spectra (S 1 , S 2 ), each CT image consisting of a plurality of image values arranged in pixels or voxels and based on the dose used and the X-ray spectrum has different CT values (C 1 , C 2 ) and different noise (V 1 , V 2 ), 1.2. Pixel / voxelwise combination of the at least two CT images (I 1 , I 2 ) by linear combination of the image values, wherein a new CT image (I 3 ) with new CT values (C 3 ) is formed, characterized in that 1.3. the new CT image (I 3 ) is calculated by a weighted linear combination of the image values of the CT images (I 1 , I 2 ) and the weighting of the image values as a function of the existing CT values and the noise is determined such that the new CT image (I 3 ) with the new CT values (C 3 ) has an optimized signal-to-noise ratio (SNR). Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der je CT-Bild (I1, I2) zu bestimmende CT-Wert (C1, C2) zur Festlegung der optimalen Gewichtung als Mittelwert über einen ersten vorgegebenen Bildbereich bestimmt wird.Method according to the preceding Patent Claim 1, characterized in that the CT value (C 1 , C 2 ) to be determined per CT image (I 1 , I 2 ) is determined as the mean value over a first predetermined image area in order to determine the optimal weighting. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass das je CT-Bild (I1, I2) zu bestimmende Rauschen (V1, V2) über einen zweiten vorgegebenen Bildbereich bestimmt wird.Method according to one of the preceding claims 1 to 2, characterized in that the per-CT image (I 1 , I 2 ) to be determined noise (V 1 , V 2 ) is determined over a second predetermined image area. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und zweite Bildbereich identisch sind.Method according to one of the preceding claims 2 to 3, characterized in that the first and second image area are identical. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und zweite Bildbereich eine unterschiedliche Ausdehnung aufweist.Method according to one of the preceding claims 2 to 3, characterized in that the first and second image area has a different extent. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Bildbereich ein vorgegebener Bereich um das jeweils betrachtete Bildpixel ist.Method according to one of the preceding claims 2 to 5, characterized in that at least one image area is a predetermined area around the respectively considered image pixel. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Bildbereich ein Bildbereich ist, dessen Absorptionswerte in einem vorbestimmten Wertebereich liegen.Method according to one of the preceding claims 2 to 5, characterized in that at least one image area is an image area whose absorption values are in a predetermined range Range of values. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Bildbereich ein Bildbereich ist, der ein vorbestimmtes Material enthält.Method according to one of the preceding claims 2 to 5, characterized in that at least one image area is an image area containing a predetermined material. Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung der Bildbereiche eine Bestimmung einer Materialverteilung durch eine Zwei- oder Mehrkomponentenzerlegung mit Hilfe der CT-Bilder (I1, I2) unterschiedlicher Röntgenenergie vorgenommen wird.Method according to the preceding claim 8, characterized in that for determining the image areas, a determination of a material distribution by a two- or multi-component decomposition using the CT images (I 1 , I 2 ) of different X-ray energy is made. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildwerte (C3) im neuen CT-Bild (I3) durch die gedichtete Linearkombination gemäß C3 = γ1·C1 + γ2· C2 errechnet werden, wobei die Werte γ2 und γ1 die jeweiligen Gewichtungsfaktoren der Bildwerte (C1 und C2) darstellen, mit
Figure 00160001
und
Figure 00160002
wobei V1 und V2 dem jeweiligen Rauschen in dem, dem Index entsprechenden, CT-Bild C1 und C2.Method according to one of the preceding claims 1 to 9, characterized in that the image values (C 3 ) in the new CT image (I 3 ) by the sealed linear combination according to C 3 = γ 1 · C 1 + γ 2 · C 2 are calculated , wherein the values γ 2 and γ 1 represent the respective weighting factors of the image values (C 1 and C 2 ), with
Figure 00160001
and
Figure 00160002
where V 1 and V 2 correspond to the respective noise in the CT image C 1 and C 2 corresponding to the index. Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildwerte im neuen CT-Bild (I3) durch die gewichtete Linearkombination gemäß C3 = γ1·C1 + γ2·C2 errechnet werden, wobei die Werte γ1 und γ1 die jeweiligen Gewichtungsfaktoren der Bildwerte C1 und C2 darstellen und
Figure 00160003
und
Figure 00160004
gilt, wobei SNR1 und SNR2 das Signal-zu-Rausch-Verhältnis und σ1 und σ2 die Standardabweichung der Bildwerte im jeweils betrachteten Bereich der, dem Index entsprechenden, CT-Bilder darstellen.Method according to one of the preceding claims 1 to 9, characterized in that the image values in the new CT image (I 3 ) by the weighted linear combination according to C 3 = γ 1 · C 1 + γ 2 · C 2 are calculated, the values γ 1 and γ 1 represent the respective weighting factors of the image values C 1 and C 2 , and
Figure 00160003
and
Figure 00160004
where SNR1 and SNR2 represent the signal-to-noise ratio and σ 1 and σ 2 represent the standard deviation of the image values in the respective considered area of the CT-images corresponding to the index.
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