DE10155089C1

DE10155089C1 - Verfahren zur Entfernung von Ringen und Teilringen in Computertomographie-Bildern

Info

Publication number: DE10155089C1
Application number: DE10155089A
Authority: DE
Inventors: Rainer Raupach
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2001-11-09
Filing date: 2001-11-09
Publication date: 2003-06-18
Anticipated expiration: 2021-11-10
Also published as: US20030103595A1; US6819734B2; JP2003153891A

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein algorithmisches Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten in Computer-Tomographie-Rohdaten, auf der Basis der Ermittlung und anschließender Subtraktion eines Korrektur-Sinogramms von einem gemessenem Ausgangs-Sinogramm, welches folgende Schritte aufweist: DOLLAR A - Hochpaß-Filterung eines Ausgangs-Sinogramms in Kanalrichtung, um die durch anatomische Objekte verursachten langwelligen Strukturen herauszufiltern, DOLLAR A - erste Tiefpaß-Filterung in Projektionsrichtung, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern, DOLLAR A - Bildung des Betrages eines gewichteten Gradienten eines jeden Datenpunktes im Sinogramm sowohl in Projektionsrichtung als auch symmetrisch um die entsprechende Kanalachse, der die Amplitude einer Änderung in beliebiger Richtung im Sinogramm angibt, und Eliminierung des Datenpunktes, falls dessen Änderungsamplitude einen festgelegten Schwellenwert überschreitet, DOLLAR A - Entfernen von Datenpunkten im Sinogramm, falls deren Amplitude einen festgelegten Schwellenwert überschreitet, DOLLAR A - langreichweitige Glättung in Form einer Mittelwertbildung in Projektionsrichtung.

Description

Mit modernen medizinischen Diagnoseverfahren, wie beispiels weise der Röntgen-Computertomographie (CT), können Bilddaten eines untersuchten Messobjektes gewonnen werden. In der Regel handelt es sich bei dem untersuchten Messobjekt um einen Pa tienten.

Die Röntgen-Computertomographie - im nachfolgenden kurz mit CT bezeichnet - ist ein spezielles Röntgen-Aufnahmeverfahren, daß sich im Bildaufbau grundsätzlich von dem klassischen Röntgen-Schichtaufnahmeverfahren unterscheidet. Bei CT-Auf nahmen erhält man Transversal-Schnittbilder, also Abbildungen von Körperschichten, die im wesentlichen senkrecht zur Kör perachse orientiert sind. Die im Bild dargestellte gewebespe zifische physikalische Größe ist die Verteilung des Schwä chunswertes von Röntgenstrahlung µ(x, y) in der Schnittebene. Das CT-Bild erhält man durch Rekonstruktion der vom verwende ten Meßsystem gelieferten eindimensionalen Projektionen der zweidimensionalen Verteilung von µ(x, y) aus zahlreichen ver schiedenen Blickwinkeln.

Die Projektionsdaten ermitteln sich aus der Intensität I ei nes Röntgenstrahls nach seinem Weg durch die abzubildende Schicht und seiner ursprünglichen Intensität I₀ an der Rönt genquelle gemäß dem Absorptionsgesetz

Der Integrationsweg L repräsentiert die Bahn des betrachteten Röntgenstrahls durch die zweidimensionale Schwächungsvertei lung µ(x, y). Eine Bildprojektion setzt sich dann aus den mit den Röntgenstrahlen einer Blickrichtung gewonnenen Meßwerten der Linienintegrale durch die Objektschicht zusammen.

Man erhält die aus verschiedensten Richtungen stammenden Pro jektionen - charakterisiert durch den Projektionswinkel α - durch ein kombiniertes Röntgenröhren-Detektor-System, das in der Schichtebene um das Objekt rotiert. Die derzeit gebräuch lichsten Geräte sind sogenannte "Fächerstrahlgeräte" bei de nen Röhre und ein Array aus Detektoren (eine lineare Anord nung von Detektoren) in der Schichtebene gemeinsam um ein Drehzentrum, welches auch Mitte des kreisförmigen Meßfeldes ist rotieren. Die mit sehr langen Meßzeiten behafteten "Pa rallelstrahlgeräte" werden hier nicht erläutert. Es sei je doch darauf hingewiesen, daß eine Transformation von Fächer auf Parallelprojektionen und umgekehrt möglich ist, so daß die vorliegende Erfindung, die anhand eines Fächerstrahlgerä tes erklärt werden soll, ohne Einschränkung auch für Paral lelstrahlgeräte anwendbar ist.

Bei Fächerstrahlgeometrie besteht eine CT-Aufnahme aus Li nienintegralmeßwerten -ln(I/I₀) eintreffender Strahlen, die durch eine zweidimensionale Verknüpfung des Projektionswin kels α∈[0,2π] und den die Detektorpositionene definierenden Fächerwinkeln β∈[-β₀, β₀] (β₀ ist der halbe Fächeröffnungswin kel) charakterisiert sind. Da das Meßsystem nur über eine endliche Anzahl k von Detektorelementen verfügt und eine Mes sung aus einer endlichen Anzahl y von Projektionen besteht ist diese Verknüpfung diskret und kann durch eine Matrix dar gestellt werden:

Die Matrix (y, k) heißt Sinugramm für Fächerstrahlgeometrie.

Die Projektionszahl y und die Kanalzahl k liegen in der Grö ßenordnung von 1000.

Auf das Prinzip der Bildrekonstruktion in der CT durch Be rechnung der µ-Wert-Verteilung soll hier nicht eingegangen werden. Dies ist beispielsweise in "Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik", 3. Auflage, München: Publicis MCD Verlag, 1995, Hrsg.: Morneburg Heinz, ISBN 3-89578-002-2, ausführlich dargestellt.

Allerdings ist mit der Berechnung der µ-Wert-Verteilung der durchstrahlten Schicht die Aufgabe der Bildrekonstruktion noch nicht abgeschlossen. Die Verteilung des Schwächungskoef fizienten µ repräsentiert im medizinischen Anwendungsbereich nur eine anatomische Struktur, welche noch in der Form eines Röntgenbildes dargestellt werden muß.

Nach einem Vorschlag von G. N. Hounsfield ist es allgemein üb lich geworden, die Werte des linearen Schwächungskoeffizien ten µ (der die Maßeinheit cm^-1 hat) auf eine dimensionslose Skala zu transformieren, in der Wasser den Wert 0 und Luft den Wert -1000 erhält. Die Umrechnungsformel auf diese "CT- Zahl" lautet:

Die Einheit der CT-Zahl heißt "Hounsfield-Unit" (HU)., Diese Skala ist sehr gut zur Darstellung anatomischen Gewebes ge eignet, da die Einheit HU die Abweichung in Promille von µ_Wasser ausdrückt und die µ-Werte der meisten körpereigenen Substanzen sich nur wenig vom µ-Wert des Wassers unterschei den. Aus dem Zahlenbereich (von -1000 für Luft bis ca. 3000) werden nur ganze Zahlen als Träger der Bildinformation ver wendet.

Allerdings würde die Darstellung des gesamten Skalenbereiches von etwa 4000 Werten das Unterscheidungsvermögen des mensch lichen Auges bei weitem übersteigen. Zudem interessiert den Betrachter oft nur ein kleiner Ausschnitt des Schwächungswer tebereiches, z. B. die Differenzierung von grauer und weißer Gehirnsubstanz, die sich nur um etwa 10 HU unterscheiden.

Aus diesem Grunde benutzt man die sogenannte Bildfensterung. Dabei wird nur ein Teil der CT-Werteskala ausgewählt und über alle verfügbaren Graustufen gespreizt. Auch kleine Schwä chungsunterschiede innerhalb des gewählten Fensters werden so zu wahrnehmbaren Grautonunterschieden, während alle CT-Werte unterhalb des Fensters schwarz und alle CT-Werte oberhalb des Fensters weiß dargestellt. Das Bildfenster kann sowohl in seinem Zentralniveau als auch in seiner Weite beliebig vari iert werden.

Die gewonnenen Bilddaten enthalten üblicherweise neben der gewünschten Bildinformation des untersuchten Meßobjektes auch Informationen, die auf Störeinflüsse während des Meßvorganges zurückzuführen sind.

Es werden allgemein zwei verschiedene Kategorien von Proble men, die die Qualität der gewonnenen Bilddaten reduzieren, unterschieden: Bildrauschen und Artefakte. Diese beiden Prob leme sollen im Folgenden näher erläutert werden.

Das Bildrauschen läßt sich seinerseits in mehrere Ursachen gliedern.

- Der Hauptteil des Bildrauschens wird von dem Quantenrau schen hervorgerufen, welches daraus resultiert, daß jede Strahlung aus einer endlichen Anzahl von Quanten besteht, so daß die Anzahl der gemessenen Quanten immer normal ver teilt um einen Mittelwert schwankt.
- Weitere Ursachen für das Bildrauschen sind die meist nicht exakt monochromatischen Quanten der praktisch realisierba ren Röntgenröhren sowie Streustrahlung, die auf Wechselwir kungen der verwendeten Röntgenstrahlung mit der Elektronen hülle von Atomen bei der Transmission durch das Meßobjekt beruht.

Auch die Artefakte werden weiter untergliedert:
Aliasing, Teilvolumenartefakte, Aushärtungsartefakte sowie Bewegungsartefakte sind typische Artefakte, deren Auftreten insbesondere von der Geometrie oder einer Bewegung des Meßob jektes abhängt.

Entsprechende Effekte wie das oben beschriebene Bildrauschen und die Artefakte finden sich auch bei anderen bildgebenden Systemen für die medizinische Diagnostik.

Eine besondere Form der Artefakte, deren Ursache vor allem in dem verwendeten bildgebenden System der Computer-Tomographie selber zu suchen ist, bilden die Ringartefakte:
Wie oben bereits beschrieben werden in Fächerstrahlgeräten mehrere (bis zu 1000) Detektoren verwendet. Daher besteht die Möglichkeit der unzureichenden Kalibrierung der einzelnen De tektoren. Das heißt, daß gleiche Abschwächungen der das Me ßobjekt durchdringenden Strahlung von unterschiedlichen De tektoren unterschiedlich gemessen werden.

Bei einer unzureichenden Kalibrierung der einzelnen Detekto ren eines Computertomographen weisen die gewonnenen Bilddaten aufgrund der Rotation der Strahlenquelle und der Detektoren um das Meßobjekt während des Meßvorganges konzentrische Ringe oder Teilringbögen um das Drehzentrum auf, die keinen tat sächlichen Bezug zu dem betrachteten Meßobjekt haben. Derar tige Störungen in den Bilddaten werden Ringartefakte genannt.

Die Größenordnung der differentiellen Kanalfehler liegt etwa bei einem Faktor kleiner gleich ± 2 × 10^-3 der detektierten In tensität. Obwohl diese Fehler den gemessenen Wert vom "wah ren" Wert meist nur um wenige Promille abweichen lassen, be bewirken sie im Bild deutlich sichtbare Ringartefakte. Die Ringe oder Teilringe haben eine Amplitude von ± 20 HU.

Um Ringartefakte im Sinogramm bzw im Röntgen-Bild zu elimi nieren gibt es im Stand der Technik unterschiedliche Vorge hensweisen:
In der Patentschrift US 5 210 688 A ist ein Verfahren darge stellt zur Unterdrückung von Geräte-bedingten "Diskontinuitä ten" im Sinogramm, welche sich im späteren CT-Bild als Ring artefakte präsentieren. Das Verfahren basiert auf der Ermitt lung und anschließender Subtraktion eines Korrektur- Sinogrammes von dem Ausgangs-Sinogrammes. Dazu werden die Da ten fouriertransformiert um dann Kanalfehler von Objektstruk turen im Frequenzraum durch Tiefpass-Filterung zu trennen.

In der Patentschrift US 5 745 542 A erfolgt die Trennung tat sächlicher Kanalfehler von Signalstrukturen im Korrektur- Sinogramm durch Auswertung eines Histogrammes, wobei eine Tiefpass-Filterung in Projektionsrichtung sowie eine Hoch pass-Filterung in Kanalrichtung erfolgt.

In der Patentschrift US 6 115 445 A wird zur Erstellung des Korrektur-Sinogrammes gleichfalls eine Tiefpass-Filterung in Projektionsrichtung sowie eine Hochpass-Filterung in Kanal richtung durchgeführt. Die Differenzierung zwischen brauchba ren Objekt-Signalen und zu eliminierenden Fehlersignalen er folgt jedoch mittels einer Gewichtungs- und Begrenzungs- Einheit die unter Verwendung sogenannter Wichtungsfaktoren eine Fehler-Signal-Abschätzung durchführt.

Aus der Patentschrift US 6 094 467 A ist es bekannt, zur Er kennung von Objektkanten (bei bzgl. der CT-Bildgebung inten sitätsstarken Metallimplantaten die als solche die CT- Bildqualität erheblich verschlechtern) durch die zweite Ab leitung der Schwächungswerte (Sinugrammwerte) A(i, θ) nach der Kanalzahl i (θ ist die jeweilige Projektion) auszuwerten.

Weitere Verfahren zur Eliminierung von Ringartefakten im Si nogramm bzw. im Röntgen-Bild, die Teile der oben genannten Verfahrenschritte beinhalten, sind die im Stand der Technik bekannten Algorithmen:

a) Rohdaten-Balancing-Verfahren

Hier werden die Kanalfehler, die sich im Sinogramm durch li nienartige Strukturen identifizieren, detektiert und korri giert.

b) Bild-Balancing-Verfahren

Aufgrund von Kanalfehler im Bild dargestellte Ringe und Teil ringe werden direkt im Bild erkannt und korrigiert.

Empirisch zeigt sich, daß b) im allgemeinen effizienter wirkt als a), in der Nähe des Drehzentrums die Korrektur jedoch auf Grund mangelnder Statistik bei der Detektion von Ringen selbst Artefakte produzieren kann. Für die Kanäle in der Um gebung des Drehzentrums - als Kanal bezeichnet man die Ver bindungsgerade von der (punktförmigen) Röntgenquelle zu einem Detektorelement - ist daher der Rohdaten-Balancing-Verfahren von Vorteil.

Die vorliegende Erfindung stellt eine erhebliche Weiterent wicklung des Rohdaten-Balancing-Verfahren dar, weshalb dieses im folgenden beschrieben werden soll:

Das Verfahren basiert auf folgenden Annahmen:

1. Die zu korrigierenden Ringartefakte sollen im Bild einen Mindestwinkel von 30° überstreichen. Demnach dauert ein Kanalfehler mindestens N_P/12 aufeinanderfolgende Projekti onen an.
2. Die Fehleramplitude (der Ring) darf einen gewissen Grenz wert nicht überschreiten (zur Zeit 15 Schwächungs einheiten).

Die sogenannte "Balancingprozedur" dient - wie oben erwähnt - zur Korrektur von CT-Rohdaten (diese finden ihre Darstellung im Sinugramm) deren zugehöriges Bild ringförmige Artefakte aufweist. Diese Fehler müssen vom Verfahren erkannt und von "echten" Strukturen ähnlichen Erscheinungsbildes unterschie den werden.

Das Balancing-Verfahren weist folgende Teilschritte auf:

A) Kompression
Zunächst wird mit einer mittelnden Kompression in α die Datenmenge reduziert und eine Rausch-Glättung durchge führt.
B) Hochpaßfilterung
Eine Hochpaßfilterung in Richtung β betont anschließend die differentiellen Kanalfehler.
C) α-Tiefpaß 1
Ein α-Tiefpaß dämpft kurzreichweitige Strukturen wodurch es gelingt Kanalfehler von hochfrequenten Strukturen zu unterscheiden.
D) α-Differenzierer
Durch eine α-Differenzbildung bleiben nicht in α- Richtung orientierte Signalstrukturen erkennbar.
E) Entscheider
Eine Entscheidung ob Kanalfehler oder nicht erfolgt mit Hilfe einer Amplituden- und einer α-Gradienten- Schwellwert-entscheidung.
F) α-Tiefpaß 2
Die nach der Entscheidung vorliegenden in α kurzreich weitigen Strukturen, die keine Kanalfehler sind, werden durch einen zweiten α-Tiefpaß in ihrem Einfluß abge schwächt.
G) Dekomprimierung
H) Korrektur
Die Korrektur erfolgt schließlich durch Subtraktion des gewonnenen Korrektursinugramms vom gemessenen Sinugramm.

Auf die jeweiligen Schritte soll nun im einzelnen näher ein gegangen werden.

Dabei wird auf die Darstellung des Sinugramms Bezug genommen in dem die vorverarbeiteten CT-Werte - CT-Rohdaten genannt - die Schwächungswerte S(y, k) darstellen. Horizontal werden die Kanäle k einer Projektion und vertikal die Projektionsnummern y - beide jeweils beginnend mit 1 - aufgetragen:

I) Kompression

Zur Reduzierung der Rechenzeit und weil die zu entfernenden Kanalfehler in Projektionsrichtung eine Mindestausdehnung be sitzen ist es sinnvoll für die weiteren Operationen die An zahl der zur Korrektur herangezogenen Projektionen zu redu zieren. Dies erfolgt durch arithmetische Mittelung von N Pro jektionen, d. h. es wird ein neues Sinugramm erstellt, welches nunmehr NPRO/N Projektionen enthält:

wobei y = 1, 2 . . . NPRO/N
und NPRO/N = NKOMP
ist.

Der Faktor N hängt von der Anzahl der Projektionen pro Umlauf ab. N wird so gewählt, daß der Abstand zweier komprimierter Projektionen einem Umlaufwinkel α von ungefähr 3° ent spricht. Bei einem Vollumlauf sind dies ca. 120 Projektionen.

Wie gesagt ist eine Kompression zwar sinnvoll, muß aber nicht zwangsweise durchgeführt werden.

II) Hochpaßfilterung

Auch in komprimierten Sinugrammen setzen sich die Kanalfehler in aufeinanderfolgenden komprimierten Projektionen fort. Da die Fehler jedoch sehr klein sind, und außerdem nur der dif ferenzielle Amplituden-Fehler bzgl. der Nachbarkanäle korri giert werden soll, ist eine geeignete Hochpassfilterung in Kanalrichtung (β-Richtung) vorzunehmen:

Die Wirkung des Hochpasses im Bild- und Sinugrammbereich ist dadurch gekennzeichnet, dass niederfrequente Komponenten be seitigt werden aber Ringartefakte und Strukturen mit hochfre quenten Anteilen in radialer Richtung hervorgehoben werden. Da das Objekt einen langwelligen Verlauf aufweist wird es durch den Hochpaß herausgefiltert. Übrig bleiben einerseits hochfrequente Kanalfehler die am Ende des Verfahrens durch Subtraktion des Korrektursinugramms vom ursprünglichen Si nugramm entfernt werden. Andererseits werden auch scharfe Ob jektkanten als hochfrequente Strukturen erkannt, nicht her ausgefiltert und in das Korrektursinugramm mit aufgenommen. Fälschlicherweise würden so wichtige Objektstrukturen nach der Sinugrammkorrektur eliminiert. Dies jedoch soll im α- Differenzierer in Schritt IV) verhindert werden.

Um sogenannte Ausreißer zu eliminieren kann nach der Hochpaß filterung ebenso optional ein Medianfilter verwendet werden. Dieser vermeidet auch, daß Kanalfehler in der Hochpaßfilte rung leicht ausgeschmiert werden.

III) α-Tiefpaß 1

Wie eingangs erwähnt, sollen Ringartefakte im Bild eine Min destausdehnung von 30 Grad haben. "Echte" Strukturen, die ringförmig angeordnet sind, aber eine geringere Ausdehnung haben, sollen nicht entfernt werden. Dazu wird in Projekti onsrichtung eine Glättungsoperation eingeführt, die die Amp litude kurzer Strukturen reduziert, die Amplitude von ausge dehnten Ringen jedoch erhält.

Zusätzlich wird dadurch das Rauschen reduziert und damit die Dediktionssicherheit erhöht. Durch diese Glättung in Projek tionsrichtung können Kanalfehler isoliert und Rauschen elimi niert werden.

Es kann jedoch sein, daß Objekte (z. B. Schädelknochen) im Si nugramm Linien verursachen die denen der Kanal- bzw. Amplitu denfehler sehr ähnlich sind. Derartige Strukturen müssen e benfalls eliminiert werden, damit diese bei der Korrektur nicht wegretuschiert werden. Dazu verwendet man den Schritt der Differenzierung in Projektionsrichtung.

IV) α-Differenzierer

Zur Detektion von nicht-(exakt-)ringförmigen Strukturen, die sich durch starke Änderung in Projektionsrichtung auszeich nen, wird das geglättete Signal in Projektionsrichtung "dif ferenziert".

Diff(y, k) = Tiefpaß1(y, k) - Tiefpaß1(y - 1, k) (8)

Diese Operation ist eine Approximation der ersten Ableitungen in α-Richtung bzw. der abziehenden Teilen der ersten Ablei tung (Gradient) im Bildbereich:

Falls in Gleichung (9) Δy = 1 (bestmögliche Annäherung) ergibt sich

Nicht in α-Richtung orientierte Signalstrukturen und in α- Richtung orientierte Signalstrukturen mit schnell veränderlicher Amplitude werden zwar verändert, bleiben aber erkennbar. Datenstrukturen von Vollringen und Teilringen wer den eliminiert. Das heißt, Strukturen die keinem Kanalfehler zugeordnet werden können, sondern durch absorbierende Objekte verursacht sind, werden eliminiert, und zwar aufgrund der An nahme, daß ein Kanalfehler sich nur geringfügig über die Zeit verändert, eine Objektkante aber eine schnelle Variation be wirkt.

V) Entscheider

Die Entscheidung, ob Ringe vorliegen oder nicht, fällt durch zwei Amplitudenschwellen. Es kann nämlich sein, daß eine Struktur detektiert wurde, die fälschlicherweise kein Ring war, sondern beispielsweise eine scharfe Knochenkante (In der Regel hat eine derartige Struktur eine sehr hohe Amplitude).

Überschreitet der Betrag der Ableitung eine der im folgenden definierten Schwellen, so wird der zugeordnete Datenpunkt entfernt, damit diese tatsächlich anatomische Struktur später bei der Sinugrammsubtraktion nicht berücksichtigt wird.

1. Wenn der absolute Wert des differenzierten Signals Diff(y, k) betragsmäßig unterhalb der Gradientenschwelle S4 < 0 liegt, wird angenommen, dass es sich um einen Ring handelt, dessen Amplitude im Sinugramm Tiefpaß1(y, k) be rechnet wurde. Andernfalls wird dieser Wert auf 0 gesetzt.
2. Ist der absolute Wert des Sinugrammes |Tiefpaß1(y, k)| be tragsmäßig größer als eine Amplitudenschwelle S3 < 0, so wird der Wert auf ± S3 begrenzt. Dies soll Fehlkorrekturen in ih rer Wirkung reduzieren.

Die Schwellwertoperationen lassen sich wie folgt beschreiben:
Entsch(y, k) = Tiefpaß1(y, k), wenn |Diff(y, k)| < = S4
Entsch(y, k) = 0, wenn |Diff(y, k)| < S4
Entsch(y, k) = S3, wenn Entsch(y, k) < S3
Entsch(y, k) = -S3, wenn Entsch(y, k) < -S3 (11)

Die Schwelle S3 ist kanalunabhängig, S4 ist kanalabhängig. In einem zentralen Kanalbereich gilt die Schwelle S4i, peripher gilt S4a (S4i < S4a). Erkennungsbedingungen im äußeren Kanalbe reich sind strenger als im zentralen Kanalbereich (außen gilt S4i = 2.S4a). Der Innenbereich einer Projektion enthält meist höherfrequente Datenstrukturen als der Außenbereich. Die Ge fahr der Eliminierung von Kanalfehlern durch eine zu niedrige Gradientenschwelle ist dann größer.

Zusammenfassend kann gesagt werden, daß unter der Annahme, daß Kanalfehler Amplituden in einem beschränkten Bereich auf weisen und dadurch die Daten durch eine Schwelle begrenzt werden, einer Generierung von Artefakten auf Grund von in Schritt IV) nicht identifizierten Objekten, durch Schritt V) entgegengewirkt werden kann.

VI) α-Tiefpaß 2

Eine abschließende α-Tiefpaßfilterung des durch den Ent scheider erzeugten Sinugramms soll die durch die Schwellen wertoperationen erzeugten Amplitudensprünge glätten.

Die vorher angesprochenen Kanteneffekte werden so weitgehend eliminiert. Da bei der Ringdetektion eine Mindestausdehnung von 30° angenommen wurde, würden in der Detektormitte (im zentralen Kanalbereich) auch Objektstrukturen von wenigen Millimetern Ausdehnung als Ringe erkannt und entfernt. Des halb wird in einem Bereich um die Detektormitte eine Glättung wesentlich größerer Reichweite durch einen zweiten α- Tiefpaßfilter eingesetzt. Für den zentralen Bereich der De tektorkanäle k gilt Gleichung (12) mit z. B. L = 25:

Für den äußeren Bereich der Detektorkanäle k gilt:

mit z. B. L = 9.

VII) Dekomprimierung

Falls zu Beginn des Verfahrens eine Datenkomprimierung durch geführt wurde, findet nun eine Datendekomprimierung durch ei ne zur Datenkomprimierung inverse Prozedur statt.

VIII) Korrektur

Die in Tiefpaß2(y, k) enthaltenen Daten stellen das Korrektur sinugramm dar, das man nun vom Eingangssinugramm subtrahiert. Dabei wird jede Korrekturprojektion Tiefpaß2(ykomp, *) auf n- Eingangsprojektionen angewandt.

Ergebnis[(y - 1).N + i, k] = S[(y - 1).N + i, k] - Tiefpaß2(y, k) (14)

Mit y = 1, 2 . . . NPRO/N
und i = 1, 2 . . . N

Somit wäre das Balancing-Verfahren vollständig skizziert. Um auszuschließen, daß das Balancing-Verfahren neben einer be friedigenden optimierenden Wirkung durch Definition der Schwellen in den Schritten IV) und V) seinerseits Artefakte erzeugt, muß das Glättungsintervall in Schritt VI) sehr Groß - üblicherweise in der Größenordnung einer halben Rotation - gewählt werden.

Verringert man die Länge des Glättungsintervalls, so wird das Verfahren in Bezug auf die Erzeugung von Artefakten kritisch. Läuft beispielsweise die scharfe Kante eines Objektes (z. B. der Schädelknochen) längere Zeit "parallel" zur Projektions achse, so wird diese in Schritt IV) nicht als solche erkannt, wie später anhand der beschreibenden Figuren veranschaulicht wird. Durch eine Glättung gemäß Schritt VI) in Form einer Mittelwertbildung über ein kurzes Glättungsintervall bleiben entlang eines bzw. mehrerer benachbarter Kanäle als Folge Werte mit hoher Amplitude bestehen. Trotz der Glättung mit verkürztem Glättungsintervall in Schritt VI) führen diese Werte zu erheblichen Korrekturen. Im Bild macht sich das durch Teilringe mit etwa der halben Länge des Glättungsinter valls bemerkbar, die sozusagen aus der Objektstruktur (z. B. des radialen Schädelknochens) Fahnen-artig herausgezogen bzw. ausgeschmiert werden.

Das in Schritt VI) festgelegte Glättungsintervall in der Grö ßenordnung einer halben Rotation hat jedoch auch entscheiden de Nachteile:
Dadurch, daß Strukturen, die Objekten zuzuordnen sind, elimi niert werden, ist in diesen Bereichen des Sinogramms eine Er mittlung der zu korrigierenden Kanalamplitude nicht mehr mög lich. Werden z. B. im Mittel die Hälfte der Projektionen im Rahmen der Differenzierung in Schritt IV) entfernt, so be trägt die in Schritt VI) berechnete Korrekturamplitude nur noch die Hälfte des wahren Fehlers da ja über 100% gemittelt wurde. Ein zu korrigierendes Ringartefakt bleibt damit nach der Korrektur mit etwa halber Amplitude bestehen und kann al so nicht eliminiert werden.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher das Balan cing-Verfahren und das CT-Gerät zur Durchführung dieses Ver fahrens weiter zu verbessern.

Die oben genannte Aufgabe wird also durch eine Verbesserung des Balancing-Verfahrens gemäß den Merkmalen des unabhängigen Anspruches 1 gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.

Es wird also ein Verfahren zur Unterdrückung von in Computer- Tomographie-Bildern ringförmige Strukturen hervorrufenden Ar tefakten in Computer-Tomographie-Rohdaten vorgeschlagen, das in verschiedenen Schritten ein Korrektur-Sinogramm ermittelt und dieses von einem Ausgangs-Sinogramm subtrahiert. Die Er mittelung des Korrektur-Sinogrammes weist folgende Schritte auf:

- Hochpaß-Filterung eines Ausgangs-Sinogramms in Kanalrich tung um die durch anatomische Objekte verursachten langwel ligen Strukturen herauszufiltern,
- Erste Tiefpaß-Filterung des hochpassgefilterten Sinogrammes in Projektionsrichtung um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern,
- Bildung des Betrages eines gewichteten Gradienten eines je den Datenpunktes im tiefpassgefilterten Sinogramm sowohl in Projektionsrichtung als auch symmetrisch um die entspre chende Kanalachse, der die Amplitude einer Änderung in be liebiger Richtung im Sinogramm angibt, und Eliminierung des Datenpunktes, falls dessen Änderungsamplitude einen durch einen ersten und einen zweiten festgelegten Schwellenwert überschreitet,
- Entfernen von verbliebenen Datenpunkten im tiefpassgefil terten Sinogramm falls deren Amplitude einen dritten bzw. einen vierten festgelegten Schwellenwert überschreitet,
- Zweite Tiefpassfilterung (langreichweitige Glättung) des resultierenden Sinogrammes in Form einer Mittelwertbildung in Projektionsrichtung.

Das so erhaltene Korrektur-Sinogramm wird also, wie erwähnt, letztendlich von dem Ausgangs-Sinogramm subtrahiert.

Dieses Verfahren erlaubt insbesondere durch den dritten Schritt eine ausgezeichnete Erkennung von Objekt-Strukturen, so daß diese im Korrektur-Sinogramm entfernt und demnach im Ausgangs-Sinogramm belassen, also nicht korrigiert werden. Ein weiterer Vorteil ist, daß beim letzten Schritt des Ver fahrens das Glättungsintervall deutlich verkürzt werden darf ohne daß das Verfahren in Bezug auf die Erzeugung von Arte fakten kritisch werden würde, da ja sämtliche Objekt- Strukturen als solche erkannt und im Korrektur-Sinogramm ent fernt worden sind. Eine Verringerung des Glättungsintervalls hat aber auch den Vorteil, daß wegen der Mittelung über weni ger - und zwar deutlich weniger - Projektionen die Anzahl der im Rechner zu puffernden Projektionen drastisch reduziert werden kann. Der Vorteil besteht in der Schonung der für die Computer-Tomographie bereitzustellenden Ressourcen wie beispielsweise des Arbeitsspeichers oder den Datentransfer im Gerät. Vorteilhafterweise verringert sich dadurch auch die Laufzeitverzögerung von der ersten Datenaufnahme bis zur Er zeugung des CT-Bildes im Rahmen einer "Bild-Rekonstruktions- Pipeline".

Um eine bessere Korrekturqualität zu erhalten kann vorteil hafterweise nach dem Schritt der Hochpass-Filterung eine Me dian-Filterung des hochpassgefilterten Sinogrammes in Kanal richtung erfolgen.

Die Wichtung des Gradienten erfolgt vorteilhaft durch empi risch festgelegte Skalenparameter bezüglich Kanal- bzw. Pro jektionsrichtung.

Von Vorteil ist weiterhin, wenn in dem Schritt der zweiten Tiefpass-Filterung eine deutliche Verkürzung des Glättungsin tervalls erfolgt.

Zur Reduzierung der Rechenzeit als erster Schritt des Verfah rens ist es ebenso vorteilhaft die Anzahl der zur Korrektur herangezogenen Projektionen durch eine mittelnde Kompression in Projektionsrichtung zu reduzieren und nach der gesamten Korrektur durch ein inverses Vorgehen wieder zu dekomprimie ren.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann auf einem Computer eines Computer-Tomographiegerätes implementiert sein in dem die einzelnen Schritte der Signalverarbeitung durchgeführt wer den.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann ferner auch als Computer programm realisiert sein.

Weitere Merkmale, Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nunmehr anhand von Ausführungsbeispielen und unter Bezugnahme auf die begleitenden Figuren der Zeichnungen erläutert.

Fig. 1 zeigt schematisch eine CT-Apparätur für ein Fächer strahlverfahren das gemäß der vorliegenden Erfindung arbeitet,

Fig. 2 zeigt ein Diagramm zur Demonstration der Wirkungs weise des Hochpaß-Filters,

Fig. 3 zeigt im Diagramm typische Schwächungswerte des CT- Signals einer realen Projektion eines Schädel-Scans,

Fig. 4 zeigt ein Diagramm zur Demonstration der Wirkungs weise des Hochpaß-Filters anhand eines Zylinder- Phantoms,

Fig. 5a bis 5j zeigen die Wirkungsweise des Verfahrens an theoretischen Sinogrammen.

In Fig. 1 ist schematisch ein Computer-Tomographiegerät für ein Fächerstrahlverfahren dargestellt, daß gemäß der vorlie genden Erfindung arbeitet. Bei diesem Gerät rotieren Röntgen- Röhre 1 und Strahlenempfänger 2 (Detektoren) gemeinsam um ei ne Drehmitte, die auch Mitte des kreisförmigen Meßfeldes 5 ist, und in der sich der zu untersuchende Patient 3 auf einer Patientenliege 4 befindet. Um verschiedene parallele Ebenen des Patienten 3 untersuchen zu können, kann die Patientenlie ge entlang der Körperlängsachse verschoben werden. Wie man aus der Zeichnung erkennen kann, ergeben sich bei CT-Aufnah men Transversalschnittbilder, also Abbildungen von Körper schichten, die im wesentlichen senkrecht zur Körperachse ori entiert sind. Diese Schichtdarstellungsmethode stellt die Verteilung des Schwächungswertes µ_z(x, y) selbst dar (z ist die Position auf der Körperlängsachse). Die Computer-Tomo graphie (im folgenden CT genannt) benötigt Projektionen unter sehr vielen Winkeln α. Zur Erzeugung einer Schichtaufnahme wird der von der Röntgenröhre 1 emittierte Strahlenkegel so ausgeblendet, daß ein ebener Strahlenfächer entsteht, der eindimensionale Zentralprojektionen der durchstrahlten Schicht entwirft. Zur exakten Rekonstruktion der Verteilung der Schwächungswerte µ_z(x, y) muß dieser Strahlenfächer senk recht auf der Drehachse stehen und außerdem so weit gespreizt sein, daß er aus jeder Projektionsrichtung α die anvisierte Schicht des Meßobjektes vollständig überdeckt. Dieser das Ob jekt durchdringende Strahlenfächer wird von Detektoren die auf einem Kreissegment linear angeordnet sind aufgefangen. Bei handelsüblichen Geräten sind dies bis zu 1000 Detektoren. Der einzelne Detektor reagiert auf die eintreffenden Strahlen mit elektrischen Signalen, deren Amplitude proportional zur Intensität dieser Strahlen ist.

Jedes einzelne zu einer Projektion α gehörige Detektorsignal wird jeweils von einer Meßelektronik 7 aufgenommen und an ei nen Computer 8 weitergeleitet. Mit dem Computer 8 lassen sich die gemessenen Daten nun in geeigneter Weise verarbeiten und zunächst in Form eines Sinugramms (in dem die Projektion α als Funktion der Meßwerte des entsprechenden Kanals β aufge tragen wird) in sogenannten Gordon-Einheiten, schließlich a ber in Form eines natürlichen Röntgenbildes in Hounsfield- Einheiten an einem Monitor 6 visualisieren.

Allerdings können die Detektoren (die im folgenden auch als Kanäle bezeichnet werden) aus verschiedenen physikalischen Gründen - wie bereits weiter oben erwähnt - Fehler-behaftete Signale liefern. Im Gegensatz zu einem idealen Detektor weist ein realer Detektor unter anderem folgende Schwächen auf:

a) Das Signal des Detektors verschwindet nicht bei fehlender Strahlung (man spricht dabei von "Dunkelstrom").
b) Der Zusammenhang zwischen Intensität und dem Signal ist nicht-linear.

Diese Effekte können im Rahmen der im Computer 8 durchgeführ ten Vorverarbeitung durch beispielsweise eine Offset-Korrek tur und/oder durch einen Polynom-Fit, wie er in einer soge nannten Channel Correction (CCR, Kanal-Korrektur durch Mes sung der Schwächung mehrerer in den Strahlengang eingebrach ter Phantome) bis beispielsweise zur zweiten Ordnung durchge führt wird, bis zu einem gewissen Grad korrigiert werden. Aufgrund von z. B. Temperaturabhängigkeiten aber steht in der Regel auch nach der Vorverarbeitung kein "idealer" Datensatz zur Verfügung.

Nicht alle Kanäle haben identische Eigenschaften. Daher wird das gesamte Sinugramm auch nicht in gleicher Weise verändert. Fehler von einzelnen (isolierten) Kanälen führen auch nach der Rekonstruktion immer noch zu deutlich sichtbaren Ringen - im Drehzentrum sogar zu Punkt- oder Knopf-förmigen Strukturen - in den CT-Bildern. Im Hinblick auf die Diagnostik sind der artige Bildfehler relevant.

Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, durch ein geeignetes Rohdaten-Korrektur-Verfahren, das letztlich im Computer 8 implementiert und durchgeführt werden soll, die durch Kanal fehler bedingten Artefakte im Sinugramm und schließlich im CT-Bild zu reduzieren.

Ein derartiges Rohdaten-Korrektur-Verfahren wurde bereits weiter oben skizziert und stellt die Grundlage für die vor liegende Erfindung dar. Einzelne Schritte dieses Verfahrens sollen anhand der nachfolgenden Figuren näher erläutert wer den.

Fig. 2 zeigt ein Diagramm zur Demonstration der Wirkungswei se des in Verfahrensschritt II) eingesetzten Hochpaß-Filters, das nach einer optionalen Datenkompression in Projektions richtung gemäß Schritt I) des Verfahrens zum Einsatz kommt. Die Abbildung zeigt eine fiktive Projektion, d. h. einen Schwächungswert in Abhängigkeit der Kanalnummer β für eine definierte Projektion α (Kurve 9). Kurve 10 stellt das Er gebnis nach Anwendung des Hochpaßfilters dar, also nach dem ersten Schritt des erfindungsgemäßen Verfahrens. Typisch ist die zunächst abwärts, dann aufwärts gerichtete Zacke als Ant wort auf eine aufsteigende Kante der Kurve 9. Fällt die Kante ab, so ist die Orientierung der Zacken umgekehrt. Die genaue Form der Zacken hängt von der Charakteristik des jeweiligen eingesetzten Hochpaß-Filters ab. Zu beachten sind beispiels weise die kleinen Überschwinger 12 bzw. Unterschwinger 13. Kurve 11 zeigt schließlich das Resultat nach einer Median- Filterung und nachfolgender Subtraktion im Sinugramm. Die Me dian-Filterung, die ebenfalls optional eingesetzt werden kann, erzeugt also ein hinsichtlich der Korrekturqualität verbessertes neues Ausgangssinugramm; die Überschwinger 12 bzw. Unterschwinger 13 sind in Kurve 11 eliminiert.

Fig. 3 zeigt nunmehr eine reale Projektion eines Schädel scans (Kurve 14). Der fettgedruckte Graph (Kurve 15) entlang der horizontalen (Kanal-)Achse zeigt das Ergebnis nach der Hochpaßfilterung. Die Amplitude des gefilterten Signals 15 ist deshalb so schwach, da sich die Amplituden der Schwä chungswerte über die Kanäle viel langsamer ändern als in Fig. 2. Um die Korrelation: starke Änderung des Ausgangssig nals - hohe Amplitude des gefilterten Signals, dennoch zu veranschaulichen, wurde das gefilterte Signal mit dem Faktor 20 multipliziert (Kurve 16). Wie an den Stellen A, B, C und D zu sehen ist, übersetzen sich auch hier starke Anstiege des ungefilterten Signals in große Amplituden des Signals nach dem Hochpaßfilter.

In Fig. 3 ist zu sehen, daß die Schwächungswerte des CT- Signals in der Größenordnung von 10 000 Gordon-Einheiten lie gen. Die CT-Amplituden von Kanalfehlern, nach denen im Kor rekturverfahren gesucht wird, sind kleiner als 10 Gordon- Einheiten, also im Maßstab der Fig. 3 nicht sichtbar.

Um dennoch Kanalfehler zu visualisieren ist in Fig. 4 die Projektion 17 eines homogenen Phantoms in Form eines Zylin ders idealisiert (d. h. ohne Rauschen) dargestellt. Die CT- Werte sind um einen Offset vertikal nach oben verschoben, um das durch den Hochpaß gefilterte Signal besser erkennen zu können. Nun äußern sich Kanalfehler als kleine lokalisierte Absenkungen bzw. Erhöhungen auf der Projektion 17. In Fig. 4 ist beispielsweise links vom Maximum ein kleiner positiver Kanalfehler 18 sowie rechts vom Maximum ein negativer Kanal fehler 19 eingebaut. In Wirklichkeit währen auch in diesem Maßstab die Kanalfehler nicht sichtbar. Um jedoch die Wir kungsweise des Verfahrens zu veranschaulichen sind die Ampli tuden der beiden Kanalfehler um etwa einen Faktor 10 größer als in der Realität dargestellt.

Das Signal nach der Hochpaß-Filterung gemäß Schritt II) ist durch Kurve 20 dargestellt. Wie man sieht beseitigt das Hoch paß-Filter die "langwellige Struktur" des eigentlichen Ob jekts. Es detektiert nur schnelle Signaländerungen, wie eben die beiden Kanalfehler 18 und 19 die sich in Kurve 20 durch deutliche Amplituden 22 bemerkbar machen. Unerwünschterweise werden neben den Kanalfehlern aber auch die stark ansteigen den Kanten des Zylinders detektiert. Die Signal-Antworten 21 der Kanten sehen auf den ersten Blick genau wie Kanalfehler aus. Bei genauerem Hinsehen sieht man aber daß die Amplituden der Kanten 21 wesentlich größer sind. Es sei nocheinmal ange merkt, daß die simulierten Kanalfehler 18 und 19 etwa zehnmal größer dargestellt sind als in der Realität. Dementsprechend kleiner sind auch die Amplituden 22 der Kanalfehler in dem Hochpaß-gefilterten Signal. Genau wegen dieses Größenunter schieds zwischen Amplituden der Objektkanten und denen der Kanalfehler lassen sich in dem erfindungsgemäßen Verfahren einzelne Kanalfehler isolieren.

Kurve 23 zeigt schließlich die Hochpaß gefilterte Kurve nach einer anschließenden Median-Filterung. Das Median-Filter re duziert die Schwächen des Hochpaßfilters indem Unter- und Ü berschwinger abgeschwächt werden.

Anhand der folgenden Fig. 5a bis 5j soll nun die Wirkungs weise des gesamten Verfahrens bzw. seiner wichtigsten Schrit te veranschaulicht werden. Ausgangsbild ist Fig. 5a welches ein theoretisches Sinugramm darstellen soll. Es beinhaltet auf der linken Seite (mit der empirisch festgesetzten Ampli tude 100) die Struktur eines scharfen Objektes 24 in Projek tionsrichtung, wie sie beispielsweise durch einen Schädelkno chen, der eine Breite von nur einem bis wenigen Kanälen hat, verursacht werden kann. In der Mitte befindet sich ein zeit lich begrenzter Kanalfehler 25 (mit der geringeren Amplitude 10) und am rechten Rand ist ein permanenter Kanalfehler 26 (mit der Amplitude -10) abgebildet. Wie bei einem Sinugramm üblich stellt die horizontale Achse die Kanalrichtung β sowie die vertikale Achse die Projektionsrichtung α dar.

Fig. 5b stellt das Sinugramm nach der Hochpaßfilterung (Schritt 1) dar. Wie gut zu sehen ist "verschmiert" der Hoch paß sämtliche Strukturen im Bild was auf die Eigenschaft der Faltungsfunktion zurückzuführen ist.

Der nachteilige Effekt des "Verschmierens" in Kanalrichtung kann, wie in Fig. 5c dargestellt ist, durch das Median- Filter weitgehend kompensiert werden.

Fig. 5d zeigt das Sinugramm nach dem Schritt der kurzreich weitigen Glättung (erste Tiefpaß-Filterung gemäß Schritt III)), die in diesem Ausführungsbeispiel zwar nicht notwendig ist, da die Daten kein Rauschen enthalten, der Vollständig keit aber angewendet werden soll.

Ab jetzt - in dem Schritt der Differenzierung gemäß Schritt IV) - unterscheidet sich das alte Balancing-Verfahren von dem erfindungsgemäßen Verfahren:
Seien P_k,n die Daten (Kanalamplitude) eines Punktes im Si nugramm nach Schritt III) des alten Verfahrens, wobei K den Kanal und N die Projektion indiziert, dann wird gemäß dem bisherigen Verfahren die Ableitung numerisch durch eine Nächste-Nachbar-Differenz in Projektionsrichtung realisiert:

D_k,n = P_k,n - P_k,n-1

Überschreitet der Betrag der Ableitung eine bestimmte Schwel le g, d. h. |D_k,n| < g, so wird der zugeordnete Datenpunkt ent fernt, d. h. P_k,n = 0.

In Fig. 5e ist deutlich zu erkennen, daß die Struktur 24 des Objektes aufgrund obigen Verfahrens nicht als solches erkannt und deshalb auch nicht entfernt werden kann, da eine Diffe renzierung eben ausschließlich in vertikaler Richtung (also in Projektionsrichtung) erfolgt, in dieser Richtung aber nur zwei Punkte, nämlich der Anfangs- und der Endpunkt der Struk tur, eine entsprechende Amplitudendifferenz zur Nachbarregion aufweisen.

In Fig. 5f wird erfindungsgemäß die Differenzierung in Pro jektionsrichtung und in Kanalrichtung vorgenommen:
Anstelle der einfachen Ableitung in Projektionsrichtung wird ein gewichteter Gradient berechnet, dessen Betrag die Ampli tude der größten Änderung - zunächst in Kanal- und Projekti onsrichtung - angibt:

G^x _k,n = P_k,n - P_k-1,n
G^y _k,n = P_k,n - P_k,n-1

Die Lokalisierung der Amplitudenänderung in Projektionsrich tung ist wegen der anschließenden langreichweitigen Glättung unproblematisch. In Kanalrichtung muß jedoch scharf detek tiert werden, da sonst im üngünstigsten Fall eine einen Kanal breite Kante stehen bleibt, die sich später im Bild als Ring manifestiert. Durch folgende Definition wird auch der Symmet rie der Kanalachse Rechnung getragen:

G_k,n = (G^x _k,n/g^x)² + (G^x _k+1,n/g^x)² + G^y _k,n/g^y)²

Die Parameter g^x und g^y werden empirisch festgelegt und die nen als Skalenparameter, die die Asymmetrie zwischen Projek tions- und Kanalrichtung kompensieren und gleichzeitig die Detektions-Schwellenwerte beinhalten. Kanten von Objektstruk turen in beliebiger Richtung können dann durch die Bedingung

G_k,n < 1

identifiziert und analog zur bisherigen Vorgehensweise behan delt werden. Da in Fig. 5d eine starke Änderungsamplitude der Objektstruktur in Kanalrichtung vorliegt und diese bei weitem höher liegt als die der übrigen Kanalfehler, wird die se als solche erkannt und kann aus dem Sinugramm entfernt werden.

Nachträglich wurde der Schritt der Amplitudenbegrenzung (Schritt 5) auf beide Fig. 5e und 5f vorgenommen, was sich - wie bereits die Rauschunterdrückung, Schritt III) - in die sen Beispielen aber nicht bemerkbar macht.

Die Vorteile des erfindungsgemäßen und die Nachteile des bis herigen Verfahrens lassen sich anhand der Fig. 5g und 5h deutlich ablesen:
Im Rahmen der langreichweitigen Glättung (zweiter Tiefpaß, Schritt VI)) wird die Objektstruktur 24 beim alten Verfahren gemäß Fig. 5g über seine Begrenzungen hinaus in Projektions richtung gezogen und verfälscht. Beim erfindungsgemäßen Ver fahren hat dieser Schritt auf das Objekt keinen Einfluß, da die Objektstruktur durch die erfindungsgemäße Differenzierung ja bereits erkannt und entfernt wurde. Übrig bleiben in dem Sinugramm nach dem erfindungsgemäßen Verfahren nurmehr beide Kanalfehler 25, 26. Da Fig. 5g und 5h die jeweiligen Kor rektursinugramme darstellen, die von dem Ausgangssinugramm subtrahiert werden, liefert Fig. 5i ein verfälschtes Si nugramm, indem die Objektstruktur durch den letzten Schritt der langreichweitigen Glättung verlängert worden ist, was sich im endgültigen CT-Bild durch Ringartige Artefakte be merkbar macht. Fig. 5j stellt jedoch ein Sinugramm dar in dem die Kanalfehler fast völlig eliminiert worden sind und die Objektstruktur unverfälscht erhalten geblieben ist.

Claims

1. Verfahren zur Unterdrückung von in Computer-Tomographie- Bildern ringförmige Strukturen hervorrufenden Artefakten in Computer-Tomographie-Rohdaten, auf der Basis der Ermittlung und anschließender Subtraktion eines Korrektur-Sinogrammes von einem gemessenen Ausgangs-Sinogramm, aufweisend folgende Schritte zur Ermittlung eines Korrektur- Sinogrammes:

- Hochpaß-Filterung eines Ausgangs-Sinogramms in Kanalrich tung um die durch anatomische Objekte verursachten langwel ligen Strukturen herauszufiltern,
- Erste Tiefpaß-Filterung des hochpassgefilterten Sinogrammes in Projektionsrichtung um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern,
- Bildung des Betrages eines gewichteten Gradienten eines je den Datenpunktes im tiefpassgefilterten Sinogramm sowohl in Projektionsrichtung als auch symmetrisch um die entspre chende Kanalachse, der die Amplitude einer Änderung in be liebiger Richtung im Sinogramm angibt, und Eliminierung des Datenpunktes, falls dessen Änderungsamplitude einen durch einen ersten festgelegten Schwellenwert überschreitet,
- Entfernen von verbliebenen Datenpunkten im tiefpassgefil terten Sinogramm falls deren Amplitude einen zweiten fest gelegten Schwellenwert überschreitet,
- Zweite Tiefpassfilterung (langreichweitige Glättung) des resultierenden Sinogrammes in Form einer Mittelwertbildung in Projektionsrichtung.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß nach dem Schritt der Hochpass-Filterung eine Median- Filterung des hochpassgefilterten Sinogrammes in Kanalrich tung erfolgt.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenzeichnet, daß die Wichtung des Gradienten durch empirisch festgelegte Skalenparameter bezüglich Kanal- bzw. Projektionsrichtung er folgt.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß in dem Schritt der zweiten Tiefpass-Filterung eine deut liche Verkürzung des Glättungsintervalls erfolgten.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß zur Reduzierung der Rechenzeit als erster Schritt des Verfahrens die Anzahl der zur Korrektur herangezogenen Pro jektionen durch eine mittelnde Kompression in Projektions richtung zu reduzieren und nach der gesamten Korrektur durch ein inverses Vorgehen wieder zu dekomprimieren.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß es auf einem Computer eines Computer-Tomographiegerätes implementiert ist, in dem die einzelnen Schritte der Signal verarbeitung durchgeführt werden.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß es als Computerprogramm realisiert ist.