DE102009007680A1

DE102009007680A1 - Verfahren und Vorrichtung zur interaktiven CT-Rekonstruktion

Info

Publication number: DE102009007680A1
Application number: DE102009007680A
Authority: DE
Inventors: Lars Hillebrand; Robert Dr. Lapp
Original assignee: CT Imaging GmbH
Current assignee: Mir Medical Imaging Research Holding De GmbH
Priority date: 2008-08-13
Filing date: 2009-02-05
Publication date: 2010-07-01
Also published as: US20100054567A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur interaktiven Bildrekonstruktion, insbesondere in der Computertomographie. Das Verfahren zur interaktiven Bildrekonstruktion durch Berechnung tomographischer Schnittbilder aus Röntgenprojektionsdaten zeichnet sich dadurch aus, dass mit Hilfe eines Rechners nur diejenigen Graustufenbilder berechnet werden, welche der Anwender gerade sehen möchte.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur interaktiven Bildrekonstruktion, insbesondere in der Computertomographie.
Dem nachfolgenden Text werden folgende Begriffsdefinitionen zugrundegelegt:
Eine „Houndsfield-Einheit” (auch Houndsfield Unit oder kurz HU) ist ein Maß für die Röntgenschwächung durch ein bestimmtes Material und findet vor allem in der Computertomographie Verwendung. Die Houndsfield-Skala ist so definiert, daß der Schwächungswert von Wasser bei 0 HU liegt und der für Luft bei –1000 HU. Diese in HU angegebenen Röntgenschwächungswerte bezeichnet man auch als CT-Werte.
Unter einer „Rekonstruktion” wird der gesamte Prozeß verstanden, um aus den in einem Datensatz enthaltenen Informationen die Schwächungswerte für die Voxel eines Volumens oder einer Voxelebene zu berechnen. Eine sogenannte „Feldkamp-Rekonstruktion” setzt sich aus einer Vorverarbeitung und der anschließenden Rückprojektion zusammen.
Unter einem „Faltungskern” (auch „Rekonstruktionskern”) wird eine Funktion verstanden, mit der die Werte einer Projektion durch Faltung verknüpft werden. Man spricht von einem „harten” oder „aufsteilenden” Faltungskern, wenn durch die Verknüpfung mit dem Projektionsbild kleine Details und Kanten betont werden. Man spricht von einem weichen Faltungskern, wenn durch die Faltung mit dem Projektionsbild kleine Details, auch Rauschen, verwischt werden.
Während einer „Vorverarbeitung” werden die Projektionen bearbeitet. Dazu zählen je nach Anwendungsfall mehrere einzelne Schritte, unbedingt eine Logarithmierung und Gewichtung der Projektionswerte sowie die Faltung mit dem Faltungskern.
Unter einem „Bild” wird die beispielsweise auf einem Monitor angezeigte rekonstruierte Darstellung des Objektes verstanden. Diese wird üblicherweise in Graustufen dargestellt. Prinzipiell sind aber auch farbige Darstellungen denkbar.
Ein „Pixel” ist das kleinste Element eines Bildes und enthält nur einen einzigen Grau- oder Farbwert.
Das menschliche Auge kann nur ca. 80 Graustufen unterscheiden. Die CT-Werte liegen im medizinischen Bereich normalerweise zwischen –1000 und 3000 HU. Der darzustellende Wertebereich ist also wesentlich größer als die Anzahl der Graustufen, die das Auge wahrnehmen kann. Daher wird immer nur ein Teil der HU-Skala zur Darstellung ausgewählt und auf den Graustufenbereich abgebildet, was als „Fenstern” oder „Fensterung” bezeichnet wird.
Als „Objektraum” wird ein dreidimensionaler Raum bezeichnet, in dem sich das zu untersuchende Objekt, beispielsweise ein Patient, befindet. Vorzugsweise wird dieser Raum durch drei zueinander senkrechte Koordinatenachsen beschrieben, die im Folgenden als X-, Y- und Z-Achse bezeichnet werden.
Unter einem „Voxel” wird ein Element des Objektraumes verstanden. Ein Voxel kann eine beliebige Form haben, vorzugsweise die eines Würfels oder Quaders. Einem Voxel wird durch die Rekonstruktion ein Wert für die Schwächung der Röntgenstrahlung im entsprechenden Teilvolumen zugewiesen, vorzugsweise angegeben in HU.
Unter einem „Volumen” wird ein dreidimensionales Gitter verstanden, bei dem sich in jedem Gitterpunkt ein Voxel befindet. Vorzugsweise ist dieses Gitter kartesisch, orientiert sich also an den drei Koordinatenachsen des Objektraumes.
Unter einer „Voxelschicht” wird ein zweidimensionales Gitter verstanden, welches einer Schicht aus einem Volumen entspricht. Daher orientiert sich eine Voxelschicht vorzugsweise an den Koordinatenachsen des Objektraumes.
Unter der „Voxelebene” wird ein zweidimensionales Gitter aus Voxeln verstanden. Dieses Gitter liegt auf einer Ebene im Objektraum, welche beliebig orientiert sein kann.
Ein Computertomograph erzeugt während einer Messung mit Hilfe von Röntgenstrahlen Durchleuchtungsaufnahmen des zu untersuchenden Objektes. Eine einzelne solche Aufnahme wird als „Projektion” bezeichnet. Zu einer Projektion gehören Geometrieparameter, um die Position der Röntgenquelle und des Detektors sowie dessen Lage im Raum zu beschreiben.
Unter dem Begriff „Datensatz” werden all die Informationen zusammengefaßt, welche bei einer Messung vom Computertomographen an die Datenverarbeitung übermittelt werden. Dazu zählen alle aufgenommenen Projektionen und ihre Geometrieparameter.
Das menschliche Auge kann ab ca. 25 Bildern pro Sekunde, also ca. 40 ms pro Bild, keine einzelnen Bilder mehr erkennen sondern nimmt eine flüssige Bewegung wahr. Im Folgenden sollen daher Rechenzeiten kürzer als 100 Millisekunden für eine Berechnung einer Voxelebene und dem zugehörigen Bild als „echtzeitfähig” gelten.
Eine „GPU” (Graphics Processing Unit, Grafikkarte) ist eine elektronische Datenverarbeitungseinheit, welche speziell auf Berechnungen in der Computergrafik ausgelegt ist.
Unter einer „Textur” wird ein zu der GPU gehörender Speicherbereich verstanden. Die Projektionen und die Ergebnisse der Berechnung werden in Texturen gespeichert.
„OpenGL” (Open Graphics Library) ist eine Spezifikation für eine plattform- und programmiersprachenunabhängige Programmierschnittstelle zur Entwicklung von Software im Bereich der 3D-Computergrafik. Eine Implementierung der Erfindung benutzt OpenGL zur Programmierung der GPU.
Unter einem „Shaderprogramm” wird eine Software verstanden, die auf der GPU ausgeführt wird.
Der Arbeitsablauf in der Computertomographie (CT) war in den vergangenen Jahrzehnten in Grunde immer gleich: Der Anwender wählt die Parameter für den Scan und die Rekonstruktion. Der Patient wird gescannt. Anschließend wird aus den gewonnenen Daten ein Volumen (3D-Gitter) rekonstruiert. Dieses Volumen kann mehrere hundert Voxelschichten enthalten. Nach der Berechnung kann der Anwender Voxelschichten zur Betrachtung auswählen. Für diese werden dann gemäß den aktuellen Einstellungen für das Fenstern Graustufenbilder erzeugt und angezeigt.
Der Rekonstruktionsschritt benötigt sehr viel Zeit. In der Praxis reichen diese Zeiten von einigen Minuten bis zu mehreren Stunden, abhängig von der eingesetzten Hardware und der Größe des Datensatzes.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, die Rechenzeit bei der Bildrekonstruktion von CT-Bildern zu verringern.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren nach Anspruch 1 bzw. eine Vorrichtung nach Anspruch 7 bzw. ein Computerprogramm nach Anspruch 8 gelöst. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen. Die im Folgenden im Zusammenhang mit dem Verfahren erläuterten Vorteile und Ausgestaltungen gelten sinngemäß auch für das erfindungsgemäße System und umgekehrt.
Vorgestellt wird eine interaktive, vorzugsweise GPU-beschleunigte CT-Bildrekonstruktion, insbesondere in der Kegelstrahl-CT. Dabei wird ein neuartiger Ansatz für eine CT-Rekonstruktion in Echtzeit beschrieben, welche dem Anwender die Möglichkeit bietet, Parameter zur Orientierung der Voxelebene und der Position der Voxelebene während der Analyse, d. h. während des Betrachtens der Graustufenbilder durch den Anwender, interaktiv zu ändern. Um dies zu ermöglichen, ist jedesmal, wenn durch den Anwender ein neues Graustufenbild gewünscht wird, eine neue Voxelebene erforderlich. Hierfür wird eine Rückprojektion in eine Voxelebene durchgeführt, im Gegensatz zu einer vor der Analyse durchzuführenden Volumenrekonstruktion im Stand der Technik.
Zum besseren Verständnis sei bereits an dieser Stelle angemerkt, daß für jeden Pixel im späteren Bild ein Voxel rekonstruiert wird. Mit anderen Worten wird für jedes neu zu berechnende Bild zuerst eine Voxelebene im Objektraum definiert. Auf dieser Ebene wird ein Gitter aus Voxelpositionen definiert, wobei ein Voxel einem Pixel im späteren Bild zugeordnet ist.
Mit diesem Ansatz hat der Anwender die Freiheit, Parameter zu verändern, die bei einer konventionellen Rekonstruktion unveränderlich sind. So kann die Position der Voxelebene und die Voxelgröße auf beliebige Werte gesetzt werden, oder es können andere Projektionen für die Rekonstruktion ausgewählt werden, etwa bei einer Kardio-Rekonstruktion.
Eine Grundidee der Erfindung ist es mit anderen Worten, die Rekonstruktion in die Analyse der Graustufenbilder durch den Anwender zu integrieren. Dadurch wird die Wartezeit für die Rekonstruktion beseitigt. Dies ist möglich, da der Anwender immer nur einige wenige Bilder gleichzeitig betrachtet, üblicherweise eins bis vier, und nicht mehrere hundert. Somit brauchen auch nur die Bilder berechnet werden, welche der Anwender gerade sehen möchte.
In einer Ausführungsform der Erfindung wird die Rekonstruktion auf einer GPU mit OpenGL implementiert. Mit anderen Worten wird eine zusätzliche Beschleunigung dadurch erreicht, daß die Rekonstruktion auf einer Grafikhardware implementiert wird. Hierzu kommt vorteilhafterweise die herstellerunabhängige OpenGL-Technologie zum Einsatz. Als Alternative zu OpenGL können auch andere Techniken, beispielsweise DirectX oder herstellerspezifische Codes verwendet werden, beispielsweise CUDA, CTM, OpenCL, Brook.
Nachfolgend wird die Erfindung näher beschrieben.
Es wird ein neuartiges Verfahren zur Bildrekonstruktion durch Berechnung tomographischer Schnittbilder aus Röntgenprojektionsdaten bereitgestellt. Dieses zeichnet sich dadurch aus, daß anstelle einer Rekonstruktion eines Volumens aus den Rohdaten der Projektion jeweils nur eine Voxelebene, also ein 2D-Gitter, berechnet und ein dieser Voxelebene entsprechendes Graustufenbild angezeigt wird. Einer Voxelebene entspricht dabei genau ein Graustufenbild. Hierdurch können Rekonstruktionszeiten erreicht werden, die eine „live-Rekonstruktion”, d. h. eine Rekonstruktion in Echtzeit ermöglichen. Für jedes weitere Graustufenbild ist eine neue Rekonstruktion einer Voxelebene notwendig.
Mit „Bilder” oder „Graustufenbilder” sind die zu berechnenden Bilder des gescannten Objektes gemeint. Dabei kann es sich auch um farbige Bilder handeln. Die Verwendung von Graustufenbildern ist jedoch üblich.
Die Rekonstruktion (Erzeugung der Graustufenbilder) erfolgt interaktiv. Es wird immer nur eine einzelne Voxelebene für ein Graustufenbild rekonstruiert. Sollten gleichzeitig beispielsweise drei Graustufenbilder angezeigt werden, ist die Rekonstruktion von drei Voxelebenen notwendig.
Da immer nur in einer Voxelebene rekonstruiert wird, ist der notwendige Rechenaufwand gegenüber einer herkömmlichen Rekonstruktion eines Volumens klein (Faktor 100 bis zu 1000). Zusammen mit der hohen Rechenleistung aktueller GPUs ergeben sich Rekonstruktionszeiten von deutlich unter 1 Sekunde (ca. 10–100 ms, abhängig vom Datensatz). Dies ermöglicht es, jederzeit ein neues Graustufenbild zu erstellen. Das ermöglicht eine völlig freie Wahl einiger Parameter wie:

– Voxelgröße (Realisierung einer Zoom-Funktion),
– Position der Voxelebene im Objektraum (Realisierung einer Scroll-Funktion in X, Y und Z-Richtung an eine beliebige Position bzw. in beliebig kleinen Schritten),
– Interaktive Auswahl der für die Rekonstruktion benutzten Projektionen (Realisierung dynamischer Scans, Kardio-CT),
– Neigung (die Voxelebene kann im Objektraum beliebig gekippt werden), Darüber hinaus können folgende Merkmale verwirklich sein:
– Dynamisches Ändern des Rekonstruktionsfilters (Erneute teilweise Vorverarbeitung der Projektionsbilder),
– Integration einer MAR (Metall Artefakt Reduktion), wobei eine solche Integration einen gegenüber dem Stand der Technik (Volumenrekonstruktion) nur geringen Mehraufwand erfordert, da nur eine Voxelebene vorhanden ist,
– Verwendung mehrerer Ansichten, d. h. mehrerer Voxelebenen, gleichzeitig (vorzugsweise bis zu vier Ansichten, wobei sich drei Ansichten an den drei Koordinatenachsen orientieren und eine vierte Ansicht einen beliebigen Schnitt durch das Volumen zeigt),
– Nutzung mehrerer Grafikkarten, wobei die Rohdaten auf die GPUs aufgeteilt werden, wodurch sich eine weitere Verringerung der Rekonstruktionszeit ergibt.

Nachfolgend wird die Funktionsweise des erfindungsgemäßen Verfahrens erläutert.
Sämtliche Projektionsbilder werden in Texturen auf der GPU abgelegt. Unter einer Textur wird dabei ein bestimmter Speicherbereich im lokalen Speicher der GPU verstanden. Zusätzlich wird eine Ergebnistextur angelegt, in welcher das Ergebnis der Rekonstruktion (die spätere Voxelebene) abgelegt wird.
Die Erzeugung eines neuen Graustufenbildes erfolgt in mehreren Schritten:
Schritt 1: Laden des Datensatzes und Vorverarbeitung. Zur Vorverarbeitung gehören Arbeitsschritte wie die Interpolation von Meßdaten bei defekten Detektorelementen, Gewichtung, Faltung. Anschließend werden die Projektionsbilder in die Texturen transferiert.
Schritt 2: Rückprojektion (Berechnung der Voxelebene) entsprechend der von dem Anwender gewünschten Objektansicht, mit den Unterschritten:
Schritt 2.1: Berechnung der erforderlichen Transformationen (von „Pixel” nach „Voxel”) im Objektraum, entsprechend der aktuell gewünschten Voxelgröße, Position und Neigung der Voxelebene.
Schritt 2.2: Aktivierung des für die Rückprojektion benötigten Shaderprogramms und Konfiguration der nicht programmierbaren Teile der GPU (Textureinheiten, Rasteroperationen (ROPs)).
Schritt 2.3: Konfiguration der GPU, um in die Ergebnistextur zu schreiben.
Schritt 2.4: Sukzessives Bearbeiten der gewünschten Projektionen. Dies geschieht in kleinen Paketen von vorzugsweise drei bis acht Projektionen, je nach Leistungsparametern der jeweiligen GPU, mit den Unterschritten:
Schritt 2.4.1: Zuweisen der Projektionstexturen an Texturleseeinheiten (auch Textureinheiten oder Texture Units).
Schritt 2.4.2: Übertragen der Geometrieparameter der Projektionen in Parameter des Shaderprogramms auf der GPU.
Schritt 2.4.3: Zeichnen eines Vierecks, so daß für jedes Voxel in der Voxelebene (Wert in der Ergebnistextur) in der Grafikpipeline ein Fragment erzeugt und somit die Berechnung der Rückprojektionswerte für das aktuelle Projektionspaket in der Fragmentbearbeitung durchgeführt wird.
Die Schritte 1 (Vorverarbeitung, d. h. Bearbeitung der Projektionsbilder) und 2 (Rückprojektion) können unter dem Begriff der „Rekonstruktion” zusammengefaßt werden.
Schritt 3: Normierung der Ergebnisse aus der Rückprojektion auf die HU-Skala, mit den Unterschritten:
Schritt 3.1: Aktivierung des für die Normierung benötigten Shaderprogramms und Konfiguration der nicht programmierbaren Teile der GPU (Rasteroperationen (ROPs)) entsprechend der notwendigen Skalierungsparameter.
Schritt 3.2: Zeichnen eines Vierecks, so daß für jedes Voxel ein Fragment erzeugt und die Bearbeitung durchgeführt wird.
Schritt 4: Erzeugung eines Graustufenbildes aus den Werten in der Ergebnistextur („Fenstern”), mit den Unterschritten:
Schritt 4.1: Aktivierung des für die Erzeugung des Graustufenbilder benötigten Shaderprogramms. Übertragen der aktuell ausgewählten Parameter für den Fensterbereich in Parameter des Shaderprogramms auf die GPU.
Schritt 4.2: Zuweisen der Ergebnistextur an eine Texturleseeinheit für Lesezugriff.
Schritt 4.3: Konfiguration der GPU, um in den Darstellungsbereich zu schreiben (vorzugsweise unter Verwendung von Double-Buffering).
Schritt 4.4: Zeichnen eines Vierecks, so daß für jedes zu erzeugende Pixel ein Grauwert entsprechend dem aus der Ergebnistextur ausgelesenen HU-Wert und den Fensterparametern berechnet und abgelegt wird. Die Fensterparameter werden zuvor festgelegt, um einen bestimmten Arbeitsbereich von HU-Werten auszuwählen.
Je nach Anwenderaktion wird nicht immer die gesamte Bearbeitung durchlaufen. Eine Bearbeitung ab Schritt 1 ist nur bei Auswahl eines neuen Datensatzes, d. h. bei Erstellen des ersten Graustufenbildes, erforderlich. Eine Bearbeitung ab Schritt 2 ist notwendig, wenn der Anwender neue Werte für die Position, Neigung, Voxelgröße oder zu benutzende Projektionen auswählt. Eine Bearbeitung ab Schritt 4 ist notwendig, wenn der Anwender neue Werte für die Fenstergrenzen auswählt. Die Bearbeitung erfolgt zeitlich unmittelbar nach der Auswahl der Parameter durch den Anwender.
Zu der zu Schritt 1 gehörenden Vorverarbeitung sei folgendes angemerkt: Die Rekonstruktion setzt sich einerseits aus einer Vorverarbeitung der Projektionsbilder inklusive Faltung und andererseits einer sich anschließenden Rückprojektion zusammen. In einer Ausführungsform der Erfindung wird die gesamte Vorverarbeitung nur einmal beim Laden eines Datensatzes ausgeführt. Dies geschieht vollständig per Software auf der CPU, ist also nicht GPU-beschleunigt.
In einer Ausführungsform der Erfindung ist es vorgesehen, auch die Vorverarbeitung in Teilen oder komplett auf der GPU zu implementieren. Dies hat den Vorteil, daß sich der Faltungskern (oder Rekonstruktionskern) ebenfalls interaktiv ändern läßt. Im Vergleich zur Rückprojektion ist der Rechenaufwand für die eigentliche Faltung gering. Eine andere Faltung erfordert allerdings eine neue Rückprojektion. Daher war es bisher mit den aus dem Stand der Technik bekannten Methoden viel zu aufwendig, mehrere Faltungskerne durchzuprobieren. Mit der neuen Methode ist die Rückprojektion aber derart schnell, daß es kein Problem mehr ist, sie kurzerhand neu zu berechnen.
Der Faltungskern hat einen großen Einfluß auf das spätere Bild. Ein sehr „harter” Faltungskern bietet eine hohe Ortsauflösung, erzeugt aber auch ein starkes Rauschen im Graustufenbild. Ein „weicher” Kern wiederum bietet ein sehr rauscharmes Graustufenbild, senkt aber auch die Ortsauflösung, das heißt kleine Details werden verwischt und sind eventuell nicht mehr erkennbar. Der Anwender mußte also bisher vor Beginn der Rekonstruktion gut abwägen, welchen Kern er benutzen möchte. Ein falscher Kern kann im schlimmsten Fall eine Diagnose unmöglich machen und eine neue Rekonstruktion erfordern. Ist die Faltung ebenfalls auf der GPU implementiert, stellt eine interaktive Änderung des Faltungskerns jedenfalls kein Problem mehr dar.
Zusätzlich besteht in der CT ein Zusammenhang zwischen dem Bildrauschen und der Röntgendosis. Je höher die Dosis, um so geringer ist das Rauschen. Genauer gesagt, muß man die vierfache Röntgendosis applizieren, um das Rauschen zu halbieren. Daher bietet sich mit der Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens eine Möglichkeit zur Dosisreduktion, wenn sich das Bild problemlos mit unterschiedlichen Faltungskernen betrachten läßt, also zum Beispiel einmal mit hoher Auflösung und Rauschen, danach sehr geglättet.
Nachfolgend wird das bisherige Rekonstruktionsverfahren dem erfindungsgemäßen Verfahren vergleichend gegenübergestellt.
Alle bisherigen Rekonstruktionsmethoden sehen folgenden Arbeitsablauf vor (Stand der Technik):
Schritt 1: Durchführung des Scans und damit Erfassung der Projektionsbilder (Rohdaten).
Schritt 2: Auswahl der Rekonstruktionsparameter:

a) Volumengröße und Position
b) Voxelgröße und damit Bestimmung der Detailauflösung des zu rekonstruierenden Volumens
c) Rekonstruktionsfilter (auch als Rekonstruktionskern oder Faltungskern bezeichnet)
d) Bei Kardio-CT oder einem dynamischen Scan: Auswahl der zu verwendenden Projektionen

Schritt 3: Rekonstruktion des Volumens, mit den Unterschritten:
Schritt 3.1: Vorverarbeitung der Projektionsbilder, zum Beispiel Logarithmieren, Gewichten. Dies kann bereits während des Scans erfolgen.
Schritt 3.2: Faltung der Projektionsbilder mit dem Rekonstruktionsfilter. Hierdurch erhält man ein Projektionsbild mit unterdrückten niedrigen Frequenzen.
Schritt 3.3: Rückprojektion. Hierbei wird ein 3D-Gitter berechnet (Volumen), wobei für jeden Punkt (Voxel) in diesem Gitter ein Schwächungswert berechnet wird. Das 3D-Gitter ist (fast) immer an den Koordinatenachsen des Objekts ausgerichtet, da sich so einige Zwischenergebnisse für mehrere Voxel benutzen lassen. Typische Größen für solche Volumen sind liegen heute bei 512³ oder 1024³ Voxel. Auf einem durchschnittlichen PC (CPU) kann eine solche Rekonstruktion bis zu einer Stunde dauern, wobei die Rückprojektion den Hauptteil ausmacht.
Schritt 3.4: Skalieren, d. h. Umrechnung der Röntgenschwächungswerte auf HU-Werte. Für die nachfolgende Auswertung des Volumens ist das Festlegen eines „Fensters” auf der HU-Skala und die Zuordnung von Graustufen zu den Fensterwerten erforderlich.
Schritt 3.5: Speichern des berechneten Volumens, üblicherweise auf einer Festplatte.
Schritt 4: Auswertung des Volumens durch den Anwender. Der Anwender sieht üblicherweise ein bis vier Bilder, die Ansichten aus verschiedenen Richtungen entsprechen. Üblicherweise entspricht die Lage dieser Bilder den einzelnen Voxelschichten im Volumen, weshalb der Anwender nur von einer Voxelschicht zu anderen springen, aber keine „Zwischenschichten” betrachten kann, höchstens durch Interpolation zwischen benachbarten Voxelschichten. Es können unter anderem folgende Situationen auftreten:

i) Der Anwender möchte ein kleines Detail näher betrachten: Er kann das Detail „heranzoomen”, erhält allerdings schon früh nur ein sehr grobes oder pixeliges Bild, da für jedes Pixel im Bild, welches sich der Anwender ansieht, nur der jeweils am nächsten liegende Voxel herausgesucht wird, eventuell findet auch eine Interpolation zwischen Pixeln statt. Dies liefert jedoch keine neuen Details, selbst wenn die Auflösung der Detektoren bzw. der Projektionen dies zulassen würde, da die Auflösung durch den Voxelabstand im Volumen ebenfalls begrenzt wird. In diesem Fall bleibt dem Anwender nur, den interessierenden Bereich zu markieren und für diesen eine neue Rekonstruktion, d. h. eine neue Rückprojektion mit kleineren Voxeln zu starten.
ii) Es soll ein schiefer Schnitt durch das Volumen dargestellt werden: Für das Schnittbild müssen viele Werte aus den vorberechneten Voxeln interpoliert werden.
iii) Beim Auswerten des Volumens stellt der Anwender fest, daß der Rekonstruktionskern nicht geeignet gewählt wurde: Dies führt bei einem zu „weichen” Kern zum Verwischen kleiner Details, bei einem sehr aufsteilenden, „kantenbetonender” Kern zu einem hohen Rauschen im Bild. Im Extremfall ist das Volumen nutzlos und es muß eine neue Rekonstruktion mit geeigneteren Parametern gestartet werden, was eine neue Wartezeit erfordert.

Im Gegensatz zu dem soeben beschriebenen Stand der Technik sieht ein bevorzugter Ablauf der erfindungsgemäßen Methode folgendermaßen aus:
Schritt 1: Durchführung des Scans und damit Erfassung der Projektionsbilder (Rohdaten).
Schritt 2: Vorverarbeitung der Projektionsbilder, zum Beispiel Logarithmieren, Gewichten. Dies kann bereits während des Scans erfolgen.
Schritt 3: Faltung der Projektionsbilder.
Schritt 4: Betrachten der den Voxelebenen entsprechenden Graustufenbilder durch den Anwender. Da der Anwender nur ein bis vier Graustufenbilder sieht, werden auch nur diese berechnet anstatt eines kompletten Volumens. Dabei wird für jedes Pixel im Graustufenbild ein zugehöriges Voxel berechnet. Sind die Bilder auf dem Monitor beispielsweise 512² Pixel groß, müssen auch nur 512² Voxel berechnet werden. Dies reduziert vor allem die Dauer der Rückprojektion gegenüber einem Volumen sehr stark, je nach Volumen um einen drei bis vierstelligen Faktor. Da die Rückprojektion zusätzlich auf einer GPU ausgeführt wird reduziert sich die Rechenzeit gegenüber einer normalen CPU-basieren Rekonstruktion noch einmal deutlich und es werden Rekonstruktionszeiten von einigen Millisekunden erreicht. Um für jedes Pixel exakt ein Voxel zu berechnen wird im Objektraum eine Ebene (Voxelebene) definiert. Der Stützpunkt, also die Spitze des Stützvektors zur Darstellung einer Ebene im Raum, wird dabei dem Zentrum des zu berechnenden Graustufenbildes zugeordnet. Auf diese Ebene wird dann ein Gitter mit eben so vielen Gitterpunkten (Voxeln) gelegt wie für das Bild benötigt werden, in diesem Fall also 512². Dazu wird eine Transformation von der Bildebene in die Voxelebene definiert, welche eine Reihe von einzelnen Transformationen zusammenfaßt:

a) Skalierung der Voxelgröße bzw. Gitterabstand auf der Ebene
b) Rotation der Ebene um den Stützpunkt
c) Translation des Stützpunktes der Voxelebene

Für jedes dieser Voxel wird die exakte Position im Objektraum bestimmt und eine Rückprojektion durchgeführt. Anschließend werden die Ergebnisse auf HU-Werte skaliert.
Bei jeder Anwenderaktion, welche die Lage der Voxelebene beeinflußt, werden die Voxel auf der Ebene neu rekonstruiert und ein neues Graustufenbild wird angezeigt. Für den Anwender geschieht dies ohne merkliche Zeitverzögerung, da eine Rechenzeit von nur einigen Millisekunden kaum wahrnehmbar ist.
In den oben beschriebenen Situationen geschieht nun etwas anderes:

i) Der Anwender möchte ein kleines Detail näher betrachten: Er zentriert die interessierende Stelle im Graustufenbild, wodurch softwareintern der Stützpunkt der Voxelebene auf genau diese Position gesetzt wird (neue Translation in der Transformation). Anschließend kann er durch einen Zoomfaktor die Voxelgröße beliebig ändern (neue Skalierung in der Transformation), was zu einem engeren Voxelgitter auf der Ebene führt. Der Anwender sieht praktisch sofort ein neues Graustufenbild, welches auf kleineren Voxeln basiert. Der Detailgrad der Darstellung wird nicht mehr durch ein rekonstruiertes Volumen im Hintergrund begrenzt, sondern nur noch durch die Auflösung der Projektionsbilder. Außerdem entstehen keinerlei Wartezeiten für den Anwender.
ii) Es soll ein schiefer Schnitt durch das Volumen dargestellt werden: Der Anwender kann die Voxelebene beliebig um den Stützvektor (Bildzentrum) rotieren (neue Rotationen in der Transformation). Das neue Bild basiert nicht mehr auf interpolierten Werten, sondern für jedes Pixel bzw. Voxel wird ein eigener, neuer Wert rekonstruiert.
iii) Beim Auswerten des Volumens stellt der Anwender fest, daß der Rekonstruktionskern nicht geeignet gewählt wurde: Er wählt einen neuen Filterkern aus, anschließend ist eine kurze Rechenzeit von wenigen Sekunden erforderlich um die Projektionsbilder mit dem neuen Kern zu Falten. Der Anwender erhält nun Bilder mit den neuen Filtereinstellungen.

Der Hauptunterschied zu den bisher aus dem Stand der Technik bekannten Lösungen liegt also darin, daß die Rekonstruktion interaktiv erfolgt, während der Anwender die Bilder betrachtet und nicht vorab. Dies erspart dem Anwender Wartezeiten und eröffnet außerdem die Möglichkeit, jede beliebige Ansicht zu erzeugen.
Nachfolgend werden weitere Vorteile des erfindungsgemäßen Verfahrens angegeben und neue Möglichkeiten für den Anwender aufgezeigt.
Für den Anwender ergeben sich deutlich geringere Wartezeiten, bevor ein Datensatz betrachtet werden kann. Wartezeiten ergeben sich lediglich aus der Vorverarbeitung der Projektionen.
Der Anwender ist nicht mehr an ein vorberechnetes 3D-Volumen gebunden, sondern kann völlig frei den interessierenden Bereich auswählen, einschließlich beliebiger Neigung der Ansicht.
Wenn der Anwender einen kleinen Teilbereich genauer betrachten möchte, mußte er bisher immer eine neue Rekonstruktion durchführen und eine erneute Wartezeit in Kauf nehmen. Mit der neuen Methode reicht ein einfacher Zoom auf den Bereich, um die Voxelgröße zu ändern, was interaktiv und mit nur geringer Zeitverzögerung (wenige Millisekunden) möglich ist.
Die für die Rückprojektion benutzen Projektionen können frei gewählt werden. Dies ist einerseits von Bedeutung bei dynamischen Scans, bei denen mehrere Scans ohne Verzögerung direkt nacheinander durchgeführt werden, zum Beispiel um bei einer Kontrastmittelgabe die gesamte Flußdauer des Kontrastmittels zu erfassen. Um ein gutes Ergebnis zu erhalten, sollten für die Rekonstruktion nur die Projektionen benutzt werden, die aufgenommen wurden, als das Kontrastmittel im interessierenden Bereich war. Ist das Kontrastmittel nur auf einigen Projektionen erfaßt, sind im späteren Graustufenbild störende Artefakte zu sehen. Die Auswahl geeigneter Projektionen ist jedoch schwierig und kann mehrfache Rekonstruktionen erfordern, was für den Anwender viel Zeit kostet. Mit der neuen Methode kann die Auswahl der Projektionen interaktiv erfolgen und der Anwender erhält sofort ein neues Bild.
Andererseits ist dies bei Bedeutung bei der Kardio-CT, bei der diejenigen Projektionen ausgewählt werden müssen, bei denen das Herz in der gleichen Phase aufgenommen wurde, um Bewegungsartefakte so weit wie möglich zu reduzieren. Bisher muß nach einer Rekonstruktion das Ergebnis beurteilt werden und wenn zu starke Bewegungsartefakte eine Diagnose unmöglich machen eine neue Auswahl getroffen und eine neue Rekonstruktion durchgeführt werden, was erneute Wartezeiten für den Anwender bedeutet. Mit der neuen Methode kann die Auswahl der Projektionen interaktiv erfolgen und der Anwender erhält sofort ein neues Bild.
Darüber hinaus ist technisch vorteilhaft, daß nur noch die vom CT erfaßten Rohdaten und nicht mehr die rekonstruierten Volumen gespeichert und archiviert werden müssen, wodurch Speicherplatz gespart wird. Dies ist besonders bei in naher Zukunft verfügbaren, insbesondere in der Kegelstrahl-CT verwendbaren Flachdetektoren mit sehr hoher Auflösung wichtig, da bei Verwendung solcher Detektoren sehr große Volumen rekonstruiert werden müssen, um den möglichen Detailgrad auch auszunutzen, zum Beispiel 4096³ Voxel. Derart große Volumen sind nur schwer zu handhaben und zu archivieren. Dieser Aufwand entfällt bei Verwendung der neuen Methode vollständig.
Über die oben bereits beschriebenen Anwendungsfälle hinaus ist es außerdem möglich, die vorliegende Erfindung bei dynamischen Scans einzusetzen. Dort könnten mit der neuen Methode die jeweils letzten 360° live mitrekonstruiert werden, um eine bessere Überwachung des Patienten während des Scans zu ermöglichen.
In einer Ausführung der Erfindung ist nur die Rekonstruktion eines vollständigen Kreisscans implementiert, also eines Scans bei dem die Projektionen über einem Winkelbereich von mindestens 360° ausgenommen wurden. In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung werden Teilkreisscans (180° + Kegelwinkel) mit entsprechender Gewichtung der Projektionen (sogenanntes Parker-Weighting) unterstützt. Der Vorteil dieser weiteren Ausführungsform liegt in einer höheren zeitlichen Auflösung bei dynamischen Scans oder einer Kardio-CT.
Die Erfindung ist nicht auf Kegelstrahl-CT beschränkt. Sie kann grundsätzlich auch auf andere CT-Arten angewendet werden, wie bspw. einem klinischen CT mit einem gebogenen Detektor (im Gegensatz zum Flachdetektor). Derartige gebogene Detektoren sind schmaler als Flachdetektoren und erfassen daher auch nur einen schmaleren Bereich des Patienten. Das oben beschriebene Rekonstruktionsverfahren geht davon aus, daß sich der Detektor auf einer Kreisbahn um den Patienten bewegt. Diese Möglichkeit gibt es beim klinischen CT ebenfalls und wird zum Beispiel bei einer Kardio-CT benutzt, bei der nur das Herz erfaßt werden soll. Soll der komplette Oberkörper oder sogar der ganze Patient erfaßt werden, wird eine Spiral-CT durchgeführt. Dabei rotiert der Detektor während des gesamten Scans auf einer Kreisbahn um den Patienten und der Patient wird auf seiner Liege langsam und mit konstanter Geschwindigkeit durch das CT gefahren, so daß sich der Detektor relativ zum Patienten auf einer Spiralbahn (genauer gesagt einer Helix) bewegt. Eine Rekonstruktion beim Spiral-CT ist bedeutend aufwendiger als in der Kegelstrahl-CT. Der erhöhte Rechenaufwand ließe sich jedoch durch die Verwendung von mehreren GPUs oder einer schnelleren GPU kompensieren.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist ausgebildet zur Durchführung des beschriebenen Verfahrens zur interaktiven Bildrekonstruktion. Vorzugsweise handelt es sich bei der Vorrichtung um eine Datenverarbeitungseinheit, ausgebildet zur Durchführung aller Schritte entsprechend des hier beschriebenen Verfahrens, die in einem Zusammenhang mit der Verarbeitung von Daten stehen. Die Datenverarbeitungseinheit weist vorzugsweise eine Anzahl von Funktionsmodulen auf, wobei jedes Funktionsmodul ausgebildet ist zur Durchführung einer bestimmten Funktion oder einer Anzahl bestimmter Funktionen gemäß dem beschriebenen Verfahren. Bei den Funktionsmodulen kann es sich um Hardwaremodule oder Softwaremodule handeln. Mit anderen Worten kann die Erfindung, soweit es die Datenverarbeitungseinheit betrifft, entweder in Form von Computerhardware oder in Form von Computersoftware oder in einer Kombination aus Hardware und Software verwirklicht werden. Soweit die Erfindung in Form von Software, also als Computerprogrammprodukt, verwirklicht ist, werden sämtliche beschriebenen Funktionen durch Computerprogrammanweisungen realisiert, wenn das Computerprogramm auf einem Rechner mit einem Prozessor ausgeführt wird. Die Computerprogrammanweisungen sind dabei auf an sich bekannte Art und Weise in einer beliebigen Programmiersprache verwirklicht und können dem Rechner in beliebiger Form bereitgestellt werden, beispielsweise in Form von Datenpaketen, die über ein Rechnernetz übertragen werden, oder in Form eines auf einer Diskette, einer CD-ROM oder einem anderen Datenträger gespeicherten Computerprogrammprodukts.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand der Zeichnungen näher beschrieben. Hierbei zeigen
1 eine schematische Darstellung einer Voxelebene im Objektraum,
2 einen Bildschirmausdruck einer Softwareanwendung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens,
3 eine schematische Darstellung der Berechnung einer Voxelebene, wie in 2 abgebildet.
Die Voxelebene E, die sich in einer beliebigen Lage im Objektraum befindet, ist durch die Position c → ihres Zentrums, die Anzahl der Voxel V in u →- und v →-Richtung sowie die Voxelgröße bestimmt. Jedes Voxel V entspricht einem Pixel i in dem zu berechnenden Graustufenbild, so daß die Größe der Voxelebene E von der Bildgröße abhängt. Im Beispiel hat das Graustufenbild B eine feste Größe von 512×512 Pixel. Mit Hilfe eines Satzes von Transformationen werden die Pixel-Indices i → = (s, t) auf die Voxel-Koordinaten p →_i = (x, y, z) abgebildet. Die Drehung der Voxelebene E um ihr Zentrum c → entsprechend den drei Achsen erfolgt ebenfalls in diesem Schritt mit Hilfe einer weiteren Transformation. Alle Transformationen sind in einer einzigen Transformationsmatrix M → zusammengefaßt.
Alle Projektionsbilder werden in Texturen im Speicher der GPU abgelegt. Zusätzlich wird noch eine weitere Textur erzeugt, um die Ergebnisse der Rekonstruktion, also die Voxelebene, zu speichern. Alle Werte werden als Fließkommazahlen mit 32 Bit Genauigkeit gespeichert.
Um ein neues Graustufenbild zu erzeugen wird zuerst eine neue Transformationsmatrix M → berechnet und auf der GPU gespeichert. Anschließend werden die Projektionen nacheinander zurückprojiziert. Die benötigten Projektionen werden Texturleseeinheiten (Texture Units) zugewiesen, um sie auslesen zu können und die Geometrieparameter der Texturen werden auf die GPU übertragen. Nach dieser Konfiguration wird ein Viereck gezeichnet, welches die gesamte Voxelebene ausfüllt, um die Aktualisierung der Voxel durchzuführen. Die Koordinaten der Voxel in den Ecken der Voxelebene werden in einem Vertexshader berechnet und an den Rasterizer der Grafikkarte weitergegeben, welcher daraus für jeden Voxel die Position im Objektraum interpoliert und an die Fragmentbearbeitung weiterreicht.
Die Fragmentbearbeitung führt die Rückprojektion für die aktuellen Projektionen auf die einzelnen Voxel durch und liefert als Ergebnis den Beitrag der aktuellen Projektionen zu den Voxeln. Diese Beiträge müssen zu den bereits in der Voxelebene abgelegten Werten hinzuaddiert werden. Das wird durch die letzte Stufe der Grafikpipeline, den ROPs (Raster Operations) erledigt.
Nachdem alle Projektionen bearbeitet wurden, werden die Werte in den Voxeln in CT-Schwächungswerte (Houndsfield Units, HU) skaliert. Anschließend wird, entsprechend den aktuellen Fenstereinstellungen, ein neues Graustufenbild berechnet.
Die erfindungsgemäße Rekonstruktion wird mit Hilfe eines Computerprogramms ausgeführt, dessen Funktionsweise schematisch in Bild 3 abgebildet ist. Der dort gezeigte Datensatz enthält 720 Projektionen mit einer Detektorauflösung von 512² Elementen.
In dem Ausführungsbeispiel wird ein „dual-core” PC mit 4 GB RAM und eine GeForce 8800GTX GPU verwendet, wodurch Rückprojektionen bis zu 50 mal schneller berechnet werden können, als mit einer einzelnen CPU-basierten Software. Dadurch lassen sich Rekonstruktionszeiten von 30 bis 100 Millisekunden erreichen. In einem typischen Beispiel dauert eine einzelne Rekonstruktion beispielsweise 37 Millisekunden.
Alle in der Beschreibung und den Ansprüchen dargestellten Merkmale können sowohl einzeln als auch in beliebiger Kombination miteinander erfindungswesentlich sein.

Claims

Verfahren zur interaktiven Bildrekonstruktion durch Berechnung tomographischer Schnittbilder aus Röntgenprojektionsdaten, insbesondere in der Kegelstrahl-Computertomographie, bei dem mit Hilfe eines Rechners nur diejenigen Graustufenbilder berechnet werden, welche der Anwender gerade sehen möchte.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem jedesmal, wenn durch den Anwender ein Graustufenbild gewünscht wird, eine Rekonstruktion einer einzelnen Voxelebene einschließlich einer Rückprojektion dieser Voxelebene durchgeführt und für jeden Pixel im späteren Graustufenbild ein Voxel rekonstruiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem aus den Rohdaten der Röntgenprojektion für die Bereitstellung eines Graustufenbildes jeweils nur eine Voxelebene berechnet und ein dieser Voxelebene entsprechendes Graustufenbild angezeigt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem wenigstens einer der folgenden Parameter während des Betrachtens des Bildes durch den Anwender veränderbar ist: Parameter zur Orientierung, insbesondere Neigung, der Voxelebene, Parameter zur Position der Voxelebene, Voxelgröße.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem der Rekonstruktionsfilter dynamisch veränderbar ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem die Rekonstruktion auf mindestens einer unabhängig von dem Hauptprozessor des Rechners arbeitenden Grafikhardware durchgeführt wird.
Vorrichtung zur interaktiven Bildrekonstruktion durch Berechnung tomographischer Schnittbilder aus Röntgenprojektionsdaten, insbesondere in der Kegelstrahl-Computertomographie, mit Mitteln zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 6.
Computerprogramm zur interaktiven Bildrekonstruktion durch Berechnung tomographischer Schnittbilder aus Röntgenprojektionsdaten, insbesondere in der Kegelstrahl-Computertomographie, mit Computerprogrammanweisungen zum Durchführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wenn das Computerprogramm auf einem Rechner ausgeführt wird.