DE102010006585A1

DE102010006585A1 - CT-Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld

Info

Publication number: DE102010006585A1
Application number: DE102010006585A
Authority: DE
Inventors: Herbert Dr. 91315 Bruder; Thomas Dr. 91486 Flohr; Rainer Dr. 91336 Raupach; Karl Dr. 91052 Stierstorfer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: SIEMENS HEALTHINEERS AG, DE
Priority date: 2010-02-02
Filing date: 2010-02-02
Publication date: 2011-08-04
Also published as: CN102138806A; CN102138806B; US8442293B2; US20110188723A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden. Ein begrenzter Bereich zwischen der Strahlungsquelle und einem Detektor stellt ein Messfeld dar, in Bezug auf welchen Messdaten erfassbar sind, und es befanden sich Teile des Untersuchungsobjektes während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes. Es erfolgt eine Rekonstruktion von ersten Bilddaten aus den Messdaten (eFOV Recon), und anhand der ersten Bilddaten wird eine Begrenzung des Untersuchungsobjektes ermittelt (boun). Im Anschluss werden die ersten Bilddaten unter Verwendung der ermittelten Begrenzung modifiziert (bel), und aus den modifizierten ersten Bilddaten werden Projektionsdaten berechnet (data). Die Messdaten werden unter Verwendung der Projektionsdaten modifiziert (data*), und schließlich werden aus den modifizierten Messdaten zweite Bilddaten rekonstruiert (Recon).

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten von einem Computertomographiesystems erfasst wurden und sich bei der Messung Teile des Untersuchungsobjektes zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes befanden.
Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System sind allgemein bekannt. Hierbei werden beispielsweise Kreisabtastungen, sequentielle Kreisabtastungen mit Vorschub oder Spiralabtastungen verwendet. Auch andersartige Abtastungen, die nicht auf Kreisbewegungen beruhen, sind möglich, so z. B. Scans mit linearen Segmenten. Es werden mit Hilfe mindestens einer Röntgenquelle und mindestens eines gegenüberliegenden Detektors Absorptionsdaten des Untersuchungsobjektes aus unterschiedlichen Aufnahmewinkeln aufgenommen und diese so gesammelten Absorptionsdaten bzw. Projektionen mittels entsprechender Rekonstruktionsverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet.
Zur Rekonstruktion von computertomographischen Bildern aus Röntgen-CT-Datensätzen eines Computertomographiegeräts (CT-Geräts), d. h. aus den erfassten Projektionen, wird heutzutage als Standardverfahren ein so genanntes gefiltertes Rückprojektionsverfahren (Filtered Back Projection; FBP) eingesetzt. Nach der Datenerfassung wird üblicherweise ein so genannter ”Rebinning”-Schritt durchgeführt, in dem die mit dem fächerförmig sich von der Quelle ausbreitenden Strahl erzeugten Daten so umgeordnet werden, dass sie in einer Form vorliegen, wie wenn der Detektor von parallel auf den Detektor zulaufenden Röntgenstrahlen getroffen würde. Die Daten werden dann in den Frequenzbereich transformiert. Im Frequenzbereich findet eine Filterung statt, und anschließend werden die gefilterten Daten rücktransformiert. Mit Hilfe der so umsortierten und gefilterten Daten erfolgt dann eine Rückprojektion auf die einzelnen Voxel innerhalb des interessierenden Volumens.
Aufgrund der Ausdehnung des Detektors liegt ein begrenzter Messbereich, das Messfeld, vor. Dies bedeutet, dass bei einem bestimmten Projektionswinkel nur für diejenigen Volumenelemente eines Untersuchungsobjektes, welche innerhalb des Messfeldes liegen, Projektions- bzw. Messdaten erfasst werden können. Häufig tritt jedoch das Problem auf, dass die Ausdehnung des Untersuchungsobjektes derart ist, dass nicht alle Teile des Untersuchungsobjektes sich während der gesamten Messdatenerfassung innerhalb des Messfeldes befinden. Dies führt zu unvollständigen Messdatensätzen in Bezug auf diese Teile des Untersuchungsobjektes und somit zu Artefakten bei der Bildrekonstruktion.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aus Messdaten aufzuzeigen, wobei berücksichtigt werden soll, dass eine Messfeldüberschreitung des Untersuchungsobjektes vorliegt. Ferner sollen eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt aufgezeigt werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst. Aufgrund der beschränkten Ausdehnung des Detektors stellt ein begrenzter Bereich zwischen der Strahlungsquelle und dem Detektor ein Messfeld dar, in Bezug auf welchen Messdaten erfassbar sind. Jedoch befanden sich Teile des Untersuchungsobjektes während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes. Es erfolgt eine Rekonstruktion von ersten Bilddaten aus den Messdaten. Anhand der ersten Bilddaten wird eine Begrenzung des Untersuchungsobjektes ermittelt. Die ersten Bilddaten werden unter Verwendung der ermittelten Begrenzung modifiziert. Aus den modifizierten ersten Bilddaten werden Projektionsdaten berechnet. Die Messdaten werden unter Verwendung der Projektionsdaten modifiziert, und aus den modifizierten Messdaten werden zweite Bilddaten rekonstruiert.
Das Untersuchungsobjekt ist zu groß für das Messfeld des CT-Gerätes. Dies bedeutet, dass – abhängig vom Projektionswinkel, also von der Stellung der Röntgenquelle relativ zum Untersuchungsobjekt – mehr oder weniger große Bestandteile des Untersuchungsobjektes nicht innerhalb des Messfeldes liegen, so dass für den jeweiligen Projektionswinkel keine Datenerfassung in Bezug auf diese Bestandteile erfolgen kann. Daher liegt für manche Volumenelemente des Untersuchungsobjektes ein unvollständiger Messdatensatz vor. Diese Unvollständigkeit der Messdaten führt zu Artefakten, auch für diejenigen Bestandteile des Untersuchungsobjektes, welche sich während der gesamten Datenerfassung im Messfeld befanden. Um den unerwünschten Effekt der Unvollständigkeit der Messdaten aufgrund der Messfeldüberschreitung auf die zu rekonstruierenden Bilder zu vermindern, erfolgt gemäß der Erfindung nicht nur eine einfache, sondern eine zweifache Bildrekonstruktion.
Das Ergebnis der ersten Bildrekonstruktion wird verwendet, um eine Begrenzung des Untersuchungsobjektes zu ermitteln. Anhand der Begrenzung kann erkannt werden, welche Bildpunkte zu dem Untersuchungsobjekt gehören: die Bildpunkte innerhalb der Begrenzung sind dem Untersuchungsobjektes zuzurechnen, diejenigen außerhalb der Begrenzung seiner Umgebung oder einem anderen Objekt. Bei einem Patienten entspricht die zu ermittelnde Begrenzung seiner Haut oder seiner Bekleidungsoberfläche. Bei dem Untersuchungsobjekt kann es sich selbstverständlich auch um einen Bestandteil eines größeren Objektes handeln, wie z. B. um einen Tumor oder ein Organ eines Patienten. Zur Ermittlung der Begrenzung können an sich bekannte Verfahren der Bildbearbeitung herangezogen und auf die ersten Bilddaten angewandt werden. Die ermittelte Begrenzung kann vollständig oder teilweise sein; sie kann sich aus mehreren Teilstücken zusammensetzen.
Die ermittelte Begrenzung wird im Anschluss dazu genutzt, die ersten Bilddaten zu verändern. Diese Veränderung betrifft vorzugsweise nur eine Teilmenge der ersten Bilddaten; jedoch ist auch eine Überarbeitung der gesamten ersten Bilddaten möglich. Die derart modifizierten ersten Bilddaten werden eingesetzt, um Projektionsdaten zu berechnen. Die Projektionsdaten stellen künstliche bzw. errechnete Messdaten dar; ihnen kann man also entnehmen, welche Messdaten bei einer Bildrekonstruktion zu den modifizierten ersten Bilddaten führen würden. Während man von den Mess- und Projektionsdaten zu den Bilddaten durch einen Bildrekonstruktionsalgorithmus gelangt, führt eine Vorwärtsprojektion von den Bilddaten zu den Projektionsdaten.
Die Projektionsdaten werden genutzt, um die Messdaten zu modifizieren. Im einfachsten Fall kann die Modifikation einer Ergänzung der Messdaten entsprechen, so dass die Unvollständigkeit der Messdaten, welche auf der Messfeldüberschreitung beruht, behoben wird. Ferner ist es möglich, dass zusätzlich oder alternativ zur Ergänzung auch eine Veränderung der Messdaten vorgenommen wird.
Die modifizierten Messdaten werden im Anschluss einer Bildrekonstruktion zugrunde gelegt. Die resultierenden zweiten Bilddaten sind besser als die ersten Bilddaten, denn sie beruhen auf nicht auf den ursprünglichen, sondern den modifizierten Messdaten. In diese sind bereits Kenntnisse über die Begrenzung des Untersuchungsobjektes eingeflossen.
In Weiterbildung der Erfindung wird zur Rekonstruktion der ersten Bilddaten ein Verfahren zur Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld verwendet. Hierbei handelt es sich um Verfahren, welche an sich bereits bekannt sein können, die bereits berücksichtigen, dass eine Messfeldüberschreitung vorhanden ist. Derartige Verfahren führen zu besseren Ergebnissen der Bildrekonstruktion als Algorithmen, welche die Messfeldüberschreitung außer Acht lassen. Auf diese Weise verwendet man mit den ersten Bilddaten als Ausgangspunkt für das folgende Verfahren bereits gegenüber einfachen Bildrekonstruktionsverfahren verbesserte Bilddaten.
Besonders vorteilhaft ist es, bei der Modifikation der ersten Bilddaten Bildpunktwerte von Bildpunkten innerhalb der ermittelten Begrenzung und außerhalb des Messfeldes zu verändern. Bei diesen Bildpunkten handelt es sich also um diejenigen Teile des Untersuchungsobjektes, für welche aufgrund der Messfeldüberschreitung unvollständige Messdaten vorlagen. In Bezug auf diese Bildpunkte ist es möglich, nur einen Teil oder alle Bildpunktwerte zu verändern. Die Veränderung kann darin bestehen, diese Bildpunktwerte mit einem konstanten Wert zu belegen, z. B. mit dem HU-Wert von Wasser. Vorzugsweise werden bei der Modifikation der ersten Bilddaten ausschließlich die Bildpunktwerte der Bildpunkten innerhalb der ermittelten Begrenzung und außerhalb des Messfeldes verändert. Dies bedeutet, die Bildpunkte des Untersuchungsobjektes, für welche vollständige Messdaten vorliegen, die sich also während der gesamten Messung innerhalb des Messfeldes befanden, nicht zu verändern.
Einer Ausgestaltung der Erfindung gemäß wird die Begrenzung des Untersuchungsobjektes unter Verwendung eines Schwellenwertvergleichs von Bildpunktwerten der ersten Bilddaten ermittelt. Ein geeignet gewählter Schwellenwert erlaubt zu unterscheiden, ob der jeweilig Bildpunkt dem Untersuchungsobjekt oder seiner Umgebung bzw. einem andere Objekt zuzuordnen ist.
Die Modifikation der Messdaten dient dazu, einen Datensatz zu erstellen, welcher als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten eingesetzt wird. Als verwendbare Größe kommen hierbei insbesondere die ursprünglichen Messdaten und die Projektionsdaten in Betracht.
In Weiterbildung der Erfindung werden bei der Modifikation der Messdaten für zumindest einen Bereich außerhalb des Detektors die jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten eingesetzt. Dies entspricht einer Ergänzung der Messdaten. Denn die Messdaten wurden können nur vom Detektor erfasst werden; für Bereiche außerhalb des Detektors liegen naturgemäß keine Messdaten vor. Es wird also durch die Ergänzung vorgegeben, es seien auch außerhalb des Detektors Daten erfasst worden, welche für die Bildrekonstruktion eingesetzt werden können.
Zusätzlich oder alternativ ist es möglich, bei der Modifikation der Messdaten für zumindest einen Bereich des Detektors die jeweiligen Messdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten anzusehen. Dies bedeutet, dass es einen oder mehrere Bereiche innerhalb des Detektors gibt, deren Messdaten nicht verändert werden. Vielmehr werden diese unverändert der Bildrekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde gelegt. Hierfür eignet sich besonders der mittige Bereich des Detektors. Es ist jedoch auch möglich, für den gesamten Detektorbereich die Messdaten nicht zu verändern, sondern in der gleichen Form wie zur Rekonstruktion der ersten Bilddaten der Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legen. Dies würde bedeuten, die Messdaten lediglich zu ergänzen, nicht ihre Werte zu verändern.
Zusätzlich oder alternativ ist es möglich, bei der Modifikation der Messdaten für zumindest einen Bereich am Rande des Detektors eine Kombination aus den jeweiligen Messdaten und den jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten anzusehen.
Eine derartige Kombination wird vorzugsweise als gewichtete Summe berechnet. Vorzugsweise erfolgt die Wichtung derart, dass mit zunehmendem Abstand vom Detektorrand die Messdaten gegenüber den Projektionsdaten an Gewicht gewinnen. Als Gewichtungsfunktion eignet sich z. B. eine cos² Funktion.
Die erfindungsgemäße Steuer- und Recheneinheit dient der Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten eines CT-Systems. Sie umfasst einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode, wobei hierin – gegebenenfalls unter anderem – Programmcode vorliegt, der geeignet ist, ein Verfahren der oben beschriebenen Art auszuführen. Das erfindungsgemäße CT-System umfasst eine solche Steuer- und Recheneinheit. Ferner kann es sonstige Bestandteile enthalten, welche z. B. zur Erfassung von Messdaten benötigt werden.
Das erfindungsgemäße Computerprogramm verfügt über Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Das erfindungsgemäße Computerprogrammprodukt umfasst auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel, die geeignet sind, das Verfahren der oben beschriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigen:
1: eine erste schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
2: eine zweite schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
3: einen Schnitt der Aufnahmegeometrie senkrecht zur z-Richtung,
4: ein Flussdiagramm,
5: eine Illustration zum Verständnis der Formeln (1) und (2),
6: zwei CT-Bilder.
In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. Es handelt sich hierbei um ein CT-Gerät der so genannten dritten Generation, auf welchen die Erfindung jedoch nicht beschränkt ist. In dem Gantrygehäuse C6 befindet sich eine hier nicht gezeichnete geschlossene Gantry, auf der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden Detektor C3 angeordnet sind. Optional ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet, so dass durch die zusätzlich zur Verfügung stehende Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung erreicht werden kann, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy”-Untersuchungen durchgeführt werden können.
Das CT-System C1 verfügt weiterhin über eine Patientenliege C8, auf der ein Patient bei der Untersuchung entlang einer Systemachse C9, auch als z-Achse bezeichnet, in das Messfeld geschoben werden kann, wobei die Abtastung selbst sowohl als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfinden kann. Die Bewegung der Patientenliege C8 relativ zur Gantry wird durch eine geeignete Motorisierung bewirkt. Während dieser Bewegung rotiert jeweils die Röntgenquelle C2 bzw. C4 um den Patienten. Parallel läuft dabei gegenüber der Röntgenquelle C2 bzw. C4 der Detektor C3 bzw. C5 mit, um Projektionsmessdaten zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Schnittbildern genutzt werden. Alternativ zu einem sequentiellen Scan, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird, ist selbstverständlich auch die Möglichkeit eines Spiralscans gegeben, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre C2 bzw. C4 und Detektor C3 bzw. C5 geschoben wird. Durch die Bewegung des Patienten entlang der Achse C9 und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenquelle C2 bzw. C4 ergibt sich bei einem Spiralscan für die Röntgenquelle C2 bzw. C4 relativ zum Patienten während der Messung eine Helixbahn. Diese Bahn kann auch dadurch erreicht werden, indem die Gantry bei unbewegtem Patienten entlang der Achse C9 verschoben wird. Ferner ist es möglich, den Patienten kontinuierlich und periodisch zwischen zwei Punkten hin- und herzubewegen.
Gesteuert wird das CT-System 10 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg1 bis Prgn. Es wird darauf hingewiesen, dass selbstverständlich diese Computerprogrammcodes Prg1 bis Prgn auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können.
Von der Steuer- und Recheneinheit C10 aus können über eine Steuerschnittstelle 24 Akquisitionssteuersignale AS übertragen werden, um das CT-System C1 gemäß bestimmter Messprotokolle anzusteuern. Die Akquisitionssteuersignale AS betreffen hierbei z. B. die Röntgenröhren C2 und C4, wobei Vorgaben zu ihrer Leistung und den Zeitpunkten ihres An- und Ausschaltens gemacht werden können, sowie die Gantry, wobei Vorgaben zu ihrer Rotationsgeschwindigkeit gemacht werden können, sowie den Tischvorschub.
Da die Steuer- und Recheneinheit C10 über eine Eingabekonsole verfügt, können Messparameter von einem Anwender oder Operator des CT-Geräts C1 eingegeben werden, welche dann in Form von Akquisitionssteuersignalen AS die Datenerfassung steuern. Informationen über aktuell verwendete Messparameter können auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 dargestellt werden; zusätzlich können weitere für den Operator relevante Informationen angezeigt werden.
Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p bzw. Rohdaten werden über eine Rohdatenschnittstelle C23 an die Steuer- und Recheneinheit C10 übergeben. Diese Rohdaten p werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 weiterverarbeitet. Der Bildrekonstruktionsbestandteil C21 ist bei diesem Ausführungsbeispiel in der Steuer- und Recheneinheit C10 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert, z. B. in Form einer oder mehrerer der Computerprogrammcodes Prg1 bis Prgn. In Bezug auf die Bildrekonstruktion gilt wie bereits in Bezug auf die Steuerung des Messvorgangs erläutert, dass die Computerprogrammcodes Prg1 bis Prgn auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können. Ferner ist es möglich, dass die Steuerung des Messvorgangs und die Bildrekonstruktion von verschiedenen Recheneinheiten durchgeführt werden.
Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 rekonstruierten Bilddaten f werden dann in einem Speicher C22 der Steuer- und Recheneinheit C10 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 ausgegeben. Sie können auch über eine in 1 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem C1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), eingespeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder als Bilder ausgegeben werden.
Die Steuer- und Recheinheit C10 kann zusätzlich auch die Funktion eines EKGs ausführen, wobei eine Leitung C12 zur Ableitung der EKG-Potenziale zwischen Patient und Steuer- und Recheneinheit C10 verwendet wird. Zusätzlich verfügt das in der 1 gezeigte CT-System C1 auch über einen Kontrastmittelinjektor C11, über den zusätzlich Kontrastmittel in den Blutkreislauf des Patienten injiziert werden kann, so dass z. B. die Gefäße des Patienten, insbesondere die Herzkammern des schlagenden Herzens, besser dargestellt werden können. Außerdem besteht hiermit auch die Möglichkeit, Perfusionsmessungen durchzuführen, für die sich das vorgeschlagene Verfahren ebenfalls eignet.
Die 2 zeigt ein C-Bogen-System, bei dem im Gegensatz zum CT-System der 1 das Gehäuse C6 den C-Bogen C7 trägt, an dem einerseits die Röntgenröhre C2 und andererseits der gegenüberliegende Detektor C3 befestigt sind. Der C-Bogen C7 wird für eine Abtastung ebenfalls um eine Systemachse C9 geschwenkt, so dass eine Abtastung aus einer Vielzahl von Abtastwinkeln stattfinden kann und entsprechende Projektionsdaten p aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 der 2 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 der zu 1 beschriebenen Art.
Die Erfindung ist in beiden der in den 1 und 2 gezeigten Systeme anwendbar. Ferner ist sie grundsätzlich auch für andere CT-Systeme einsetzbar, z. B. für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor.
Für die Bildrekonstruktion ist das Vorhandensein eines vollständigen Messdatensatzes wichtig. Vollständig bedeutet hierbei, dass jedes Volumenelement des Untersuchungsobjektes, welches in dem CT-Bild enthalten sein soll, über einen Projektionswinkelbereich von 180°, falls in Parallelstrahlgeometrie gemessen wird, oder von 180° plus dem Kegelöffnungswinkel, falls in Kegelstrahlgeometrie gemessen wird, bestrahlt werden muss und die entsprechenden Projektionen von dem Detektor erfasst werden müssen. Ist dies nicht gegeben, so ist eine Bildrekonstruktion zwar dennoch möglich, jedoch ist das resultierende Bild aufgrund der Unvollständigkeit des Messdatensatzes artefaktbehaftet.
Probleme entstehen, wenn die Ausdehnung des Untersuchungsobjektes größer als das Messfeld des CT-Gerätes ist. Eine solche Situation ist in 3 dargestellt. Diese zeigt einen Ausschnitt aus einem CT-Gerät gemäß 1 oder 2, welcher die Röntgenquelle C2 und den Detektor C3 umfasst. Zur Erhöhung der Übersichtlichkeit weist der Detektor C3 in Kanalrichtung lediglich 12 Detektorelemente auf; in Realität ist deren Anzahl weitaus größer. Zwischen der Röntgenquelle C2 und dem Detektor C3 befindet sich das Untersuchungsobjekt O. 3 zeigt einen Schnitt senkrecht zur z-Achse; zu sehen ist daher ein axialer Schnitt durch das Untersuchungsobjekt O. Das Messfeld FOV des CT-Gerätes entspricht bei einem bestimmten Projektionswinkel, wie in 3 gezeigt, im Schnitt senkrecht zur z-Achse einem Kreisausschnitt. Dessen Ränder werden durch die Röntgenstrahlen gebildet, welche von der Röntgenquelle C2 zu den äußersten Rändern des Detektors C3 gelangen.
Es ist also die Ausdehnung des Detektors in Kanalrichtung, welche die Größe des Messfeldes FOV bestimmt. Die Kanalrichtung ist hierbei die Richtung auf der Detektoroberfläche senkrecht zur Zeilenrichtung. Die Zeilenrichtung erstreckt sich senkrecht zur Ebene des Schnittes der 3 und somit entlang der z-Richtung. Die Detektordimension in der Zeichenebene der 3 ist die Kanalrichtung.
Es ist in 3 zu erkennen, dass das Untersuchungsobjekt O bei dem dargestellten Projektionswinkel nicht vollständig innerhalb des Messfeldes FOV liegt. Die Bestandteile OA des Untersuchungsobjektes O werden bei der Stellung von Röntgenquelle C2 und Detektor C3 gemäß 3 nicht von Röntgenstrahlen durchleuchtet, welche vom Detektor C3 erfasst werden: die Bestandteile OA des Untersuchungsobjekt O liegen außerhalb des Messfeldes FOV. Rotieren Röntgenquelle C2 und Detektor C3 um das Untersuchungsobjekt O, so liegen bei manchen Projektionswinkeln die in der Konstellation nach 3 außerhalb des Messfeldes FOV liegenden Teile OA des Untersuchungsobjektes O innerhalb des Messfeldes FOV, für andere Projektionswinkel liegen sie außerhalb des Messfeldes FOV. Entsprechendes gilt auch für die anderen Randbereiche des Untersuchungsobjektes O.
Dies bedeutet, dass für manche Bestandteile des Untersuchungsobjektes O kein vollständiger Messdatensatz vorhanden ist. Im allgemeinen gilt, dass das Gesamt-Messfeld des CT-Gerätes, d. h. derjenige Bereich zwischen Röntgenquelle C2 und Detektor C3, für welchen vollständige Datensätze erfasst werden, durch die Schnittmenge der Strahlenfächer über einen Halbumlauf von Röntgenquelle C2 und Detektor C3 – bzw. über einen Halbumlauf von 180° plus dem Kegelöffnungswinkel – gegeben ist. Das erweitertes Messfeld (englisch: extended field of view) des CT-Gerätes ist ein Bereich, welcher den beschriebenen Bereich des Gesamt-Messfeldes beinhaltet, jedoch größer als dieser ist. Über das Gesamt-Messfeld hinaus umfasst das erweiterte Messfeld diejenigen Volumenelemente, welche nur bei manchen Projektionswinkeln von Röntgenstrahlung durchleuchtet werden, welche im Anschluss zum Detektor gelangen.
Für Bestandteile des Untersuchungsobjektes, wie z. B. die Teile OA der 3, bedeutet dies, dass in manchen der aufgenommenen Projektionen in den Messdaten Informationen betreffend diese Teile des Untersuchungsobjektes enthalten sind, in anderen Projektionen hingegen nicht. Betreffend die Bestandteile des Untersuchungsobjektes, welche sich im erweiterten Messfeld befinden, liegt somit ein unvollständiger Datensatz vor. Dies wird auch als „limited angle” Abtastung bezeichnet.
Ein Überschreiten des Messfeldes durch Teile eines Untersuchungsobjektes kommt in der Praxis z. B. aufgrund der Körperfülle von Patienten zustande, oder weil ein Patient bei einer Thoraxmessung nicht in der Lage ist, seine Arme über oder hinter den Kopf zu legen.
Da Informationen betreffend das Untersuchungsobjekt innerhalb des erweiterten Messfeldes in manchen Projektionen enthalten sind, ist es nicht ohne weiteres möglich, ein CT-Bild nur für den Bereich des Gesamt-Messfelds zu rekonstruieren. Vielmehr führt die Messfeldüberschreitung dazu, dass das CT-Bild innerhalb des Messfeldes artefaktbehaftet ist. Der Grund hierfür ist die oben erläuterte Unvollständigkeit der Daten des erweiterten Messfeldes. Die Informationen des erweiterten Messfeldes müssen vielmehr bei der Bildrekonstruktion Berücksichtigung finden.
Es existieren unterschiedliche Ansätze, für das erweiterte Messfeld hinreichend gute Schwächungswerte zu bestimmen. Zum einen wäre es möglich, das Messfeld durch Vergrößerung des Detektors in Kanalrichtung zu erweitern. Dieser Ansatz erfordert jedoch andersartige Detektoren und eine Anpassung der Gantry, was kostenintensiv und daher unerwünscht ist. Zum anderen existieren softwarebasierte Ansätze, um Projektionsdaten im erweiterten Messfeld außerhalb des Messfeldes aus den Messwerten zu extrapolieren. Beispielsweise können die Messdaten des Messfeldes in das außerhalb des Messfeld liegende erweiterte Messfeld gespiegelt und hierbei mit einem Wichtungsfaktor versehen werden. Abhängig von der Objektgeometrie sind die Ergebnisse wegen der Unterbestimmtheit des mathematischen Problems nicht immer befriedigend. In der Regel erhält man jedoch mit derartigen Verfahren zumindest innerhalb des Messfeldes qualitativ zufriedenstellende Bildwerte, während die Bildwerte außerhalb des Messfeldes stark artefaktbehaftet und unzuverlässig sind.
Eine solche Möglichkeit zur Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld wird in der Veröffentlichung H. Bruder et al: „Efficient Extended Field-of-View (eFOv) Reconstruction Techniques for Multi-Slice Helical CT", Physics of Medical Imaging, SPIE Medical Imaging, Proceedings 2008, Vol. 9, No. 30, E2-13 beschrieben.
Im Folgenden wird die Erkenntnis ausgenutzt, dass bei bekannter Objektgeometrie im erweiterten Messfeld weitesgehend korrekte und stabile CT-Werte rekonstruiert werden können. Das Vorgehen bei der Bildrekonstruktion wird anhand des Flussdiagramms der 4 erläutert.
Zunächst werden die Messdaten p meas / k,s,r (der Index k steht hierbei für den Kanal des Detektors, der Index s für die Zeile des Detektors, und der Index r für den Projektionswinkel) im Schritt eFOV Recon verwendet, um eine herkömmliche Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld durchzuführen. Hierfür kann beispielsweise das in der oben zitierten Veröffentlichung vorgestellte Verfahren zum Einsatz kommen. Als Ergebnis des Schrittes eFOV Recon liegt somit ein Bild des Untersuchungsobjektes sowohl innerhalb des Gesamt-Messfeldes als auch innerhalb des darüber hinausgehenden erweiterten Messfeldes vor.
Im folgenden Schritt boun wird dieses rekonstruierte Bild verwendet, um die Kontur, also die Begrenzung des Untersuchungsobjektes, zu bestimmen. Dies kann z. B. anhand einer Schwellenwertbildung erfolgen, d. h. alle Bildpunkte, deren CT-Werte einen Schwellenwert überschreiten, werden dem Untersuchungsobjekt zugerechnet. Auch andere Segmentierungsverfahren sind möglich. Als Ergebnis des Schrittes boun liegt also ein CT-Bild vor, welches die Kontur des Untersuchungsobjektes anzeigt.
Im Schritt bel werden alle Bildpunkte, welche außerhalb des Gesamt-Messfeldes und innerhalb des erweiterten Messfeldes liegen, mit einem konstanten CT-Wert belegt. Ein geeignetes Beispiel ist der CT-Wert von Wasser. Die CT-Werte der Bildpunkt innerhalb des Messfeldes werden nicht verändert. Als Ergebnis des Schrittes bel liegt also ein modifiziertes CT-Bild des Untersuchungsobjektes vor.
Im folgenden Schritt data werden aus dem modifiziertes Bild des Schrittes bel Projektionswerte berechnet. Es wird also berechnet, welche Messwerte zu dem modifiziertes Bild führen würden. Diese künstlichen Messwerte erhält man durch eine Vorwärtsprojektion, wobei in diese Berechnung die Scangeometrie eingeht. Ein Beispiel für eine Scangeometrie ist eine Spiralabtastung mit einem Mehrzeilendetektor. Als Ergebnis des Schrittes data erhält man den Projektionsdatensatz p proj / k,s,r .
In 4 sind neben dem Schritt data Daten in einem Sinogrammraum dargestellt. Das Sinogramm stellt pro Detektorzeile einen zweidimensionalen Raum dar, welcher einerseits durch den Projektionswinkel, d. h. die Winkelstellung der Röntgenquelle relativ zum Untersuchungsobjekt, und andererseits durch den Fächerwinkel innerhalb des Röntgenstrahls, d. h. durch die Position des Detektorpixels in Kanalrichtung, aufgespannt wird. Der Sinogramm-Raum stellt also die Domäne der Messdaten dar, während der Bildraum diejenige der Bilddaten darstellt. Durch eine Rückprojektion gelangt man vom Sinogramm-Raum in den Bildraum, d. h. von den Messdaten zu den Bilddaten, und umgekehrt durch eine Vorwärtsprojektion. Das Singramm zeigt schematisch, dass nach dem Schritt data Projektionswerte auch für das erweiterte Messfeld, welches den beiden Streifen am rechten und linken Rand des Sinogramms entspricht, vorliegen.
Im Schritt data* werden die im Schritt data berechneten Projektionsdaten gemäß Formel (1) ergänzt. Als Ergebnis liegt der korrigierte Projektionsdatensatz p korr / k,s,r vor. p korr / k,s,r = λ_k·p meas / k,s,r + (1 – λ_k)·p proj / k,s,r Formel (1)
Die Mischungsfunktion λ_k berechnet sich wie folgt:
Hierbei ist
m und n sind feste Größen. Der Wert der Mischungsfunktion λ_k hängt also nur von k, dem Kanalindex von ab.
k_FOV bezeichnet die Anzahl der Kanäle im Messfeld, und k_eFOV bezeichnet die Anzahl der Kanäle im erweiterten Messfeld. Beispielsweise kann k_FOV 736 betragen, d. h. jede Detektorzeile hat 736 Detektorelemente, und k_eFOV 1000. In diesem Fall würde das erweiterte Messfeld zu beiden Seiten des Messfeldes um 132 Detektorelemente hinausreichen.
z ist eine kleine feste Größe, z. B. 20. Sie entspricht einem Übergangsbereich, wie im Folgenden erläutert wird.
5 zeigt eine Illustration zum Verständnis der Formeln (1) und (2). Gezeigt st die Ausdehnung einer Detektorzeile. Im mittleren Bereich befindet sich die Anzahl k_FOV der Kanäle des Messfeldes. Am Rande schließen sich auf der rechten und auf der linken Seite jeweils m Kanäle an, welche zusammen mit den k_FOV Kanälen des Messfeldes die k_eFOV Kanäle des erweiterten Messfeldes bilden. Ausgehend vom linken Rand der Zeile beginnt das Messfeld nach m Kanälen und endet nach n Kanälen.
Wenn der Kanalindex k kleiner als m oder größer als n ist (unterer Fall der Formel (2)), so entspricht dies den Kanälen des erweiterten Messfeldes außerhalb des Messfeldes. Für diesen Fall ist die Mischungsfunktion gleich Null. Dies bedeutet dass p korr / k,s,r gleich p proj / k,s,r ist. Außerhalb des Messfeldes werden also ausschließlich die berechneten Projektionsdaten p proj / k,s,r zur Bildrekonstruktion verwendet.
Wenn der Kanalindex k zwischen m und n liegt, genauer mit einem Abstand von z von den Grenzen m und n entfernt ist (oberer Fall der Formel (2)), so entspricht dies den inneren Kanälen des Messfeldes. In diesem Fall ist die Mischungsfunktion gleich Eins. Dies bedeutet, dass p korr / k,s,r gleich p meas / k,s,r ist. Im inneren des Messfeldes werden also ausschließlich die gemessenen Projektionsdaten p meas / k,s,r zur Bildrekonstruktion verwendet.
Im Übergangsbereich, nämlich zwischen m und m + z, sowie zwischen n – z und n bewirkt die quadrierte Kosinus-Funktion der mittleren Zeile der Formel (2) einen weichen Übergang zwischen 1 und 0. In diesem Bereich ergibt sich also als Mischung aus den Messwerten p meas / k,s,r und den berechneten Werten p proj / k,s,r .
Die gemäß Formel (1) korrigierten Messdaten p corr / k,s,r werden im anschließenden Schritt Recon verwendet, um mit einem an sich bekannten Algorithmus, z. B. basierend auf einem Feldkampartigen Algorithmus, ein CT-Bild des Untersuchungsobjektes innerhalb des erweiterten Messfeldes zu rekonstruieren.
Das Ergebnis einer derartigen Bildrekonstruktion ist in 6 gezeigt. 6A zeigt einen tomographischen Schnitt durch den Oberkörper eines Patienten. Durch den gestrichelten Kreis ist die Grenze des Messfeldes angezeigt. Insbesondere auf der rechten Seite ist deutlich zu erkennen, dass das Bild abgeschnitten und von schlechter Qualität ist. Für 6B wurde basierend auf dem gleichen Datensatz, aus welchem das CT-Bild der 6A berechnet wurde, nach dem obenstehend erläuterten Vorgehen ein CT-Bild rekonstruiert. Man erkennt, dass über das Messfeld (innerer Kreis mit Durchmesser 50 cm) hinaus in einem erweiterten Bereich (äußerer Kreis mit Durchmesser 70 cm) sinnvolle CT-Werte ermittelt wurden.
Die Erfindung wurde voranstehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

H. Bruder et al: „Efficient Extended Field-of-View (eFOv) Reconstruction Techniques for Multi-Slice Helical CT”, Physics of Medical Imaging, SPIE Medical Imaging, Proceedings 2008, Vol. 9, No. 30, E2-13 [0050]

Claims

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p), wobei die Messdaten (p) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt (O) erfasst wurden, ein begrenzter Bereich zwischen der Strahlungsquelle (C2, C4) und einem Detektor (C3, C5) ein Messfeld (FOV) darstellt, in Bezug auf welchen Messdaten (p) erfassbar sind, und sich Teile (OA) des Untersuchungsobjektes (O) während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes (FOV) befanden, eine Rekonstruktion von ersten Bilddaten aus den Messdaten (p) erfolgt (eFOV Recon), anhand der ersten Bilddaten eine Begrenzung des Untersuchungsobjektes (O) ermittelt wird (boun), die ersten Bilddaten unter Verwendung der ermittelten Begrenzung modifiziert werden (bel), aus den modifizierten ersten Bilddaten Projektionsdaten berechnet werden (data), die Messdaten (p) unter Verwendung der Projektionsdaten modifiziert werden (data*), und aus den modifizierten Messdaten zweite Bilddaten rekonstruiert werden (Recon).
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem zur Rekonstruktion der ersten Bilddaten ein Verfahren zur Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld verwendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 2, bei dem bei der Modifikation der ersten Bilddaten Bildpunktwerte von Bildpunkten innerhalb der ermittelten Begrenzung und außerhalb des Messfeldes (FOV) verändert werden.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem diese Bildpunktwerte mit einem konstanten Wert belegt werden.
Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, bei dem bei der Modifikation der ersten Bilddaten ausschließlich die Bildpunktwerte dieser Bildpunkten verändert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem die Begrenzung des Untersuchungsobjektes (O) unter Verwendung eines Schwellenwertvergleichs von Bildpunktwerten der ersten Bilddaten ermittelt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem bei der Modifikation der Messdaten (p) für zumindest einen Bereich außerhalb des Detektors (C3, C5) die jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten eingesetzt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem bei der Modifikation der Messdaten (p) für zumindest einen Bereich des Detektors (C3, C5) die jeweiligen Messdaten (p) als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten angesehen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem bei der Modifikation der Messdaten (p) für zumindest einen Bereich am Rande des Detektors (C3, C5) eine Kombination aus den jeweiligen Messdaten (p) und den jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten angesehen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem bei der Modifikation der Messdaten folgende Formel zum Einsatz kommt: p korr / k,s,r = λ_k·p meas / k,s,r + (1 – λ_k)·p proj / k,s,r mit p korr / k,s,r den modifizierten Messdaten p meas / k,s,r den Messdaten p proj / k,s,r den Projektionsdaten k dem Kanalindex des Detektors s dem Zeilenindex des Detektors r dem Projektionswinkelindex λ_k einer mit dem Kanalindex veränderlichen Größe zwischen 0 und 1.
Steuer- und Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p) eines CT-Systems (C1), enthaltend einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode (Prg1–Prgn), wobei in dem Programmspeicher Programmcode (Prg1–Prgn) vorliegt, der ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 durchführt.
CT-System (C1) mit einer Steuer- und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 11.
Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln (Prg1–Prgn), um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Computerprogrammprodukt, umfassend auf einem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode-Mittel (Prg1–Prgn) eines Computerprogramms, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10 durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.