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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung eines wenigstens einen interessierenden Teilbereich eines Aufnahmebereichs zeigenden dreidimensionalen Zielbilddatensatzes, wobei die Bilddaten des dreidimensionalen Zielbilddatensatzes aus zweidimensionalen, unter verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommenen Projektionsbildern rekonstruiert werden. Daneben betrifft die Erfindung eine Röntgeneinrichtung.
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Verfahren, um aus zweidimensionalen Projektionsbildern, die aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommen wurden, einen dreidimensionalen Bilddatensatz zu rekonstruieren, sind im Stand der Technik bereits weithin bekannt. Beispielsweise ist es möglich, die zweidimensionalen Projektionsbilder in iterativen Verfahren oder Verfahren der gefilterten Rückprojektion zu bearbeiten, um einen dreidimensionalen Rekonstruktionsbilddatensatz zu ermitteln. Eingesetzt werden solche Vorgehensweisen meist in Bereichen, in denen auch eine räumliche Information gewünscht ist. Neben der Computertomographie (CT) sind auch computertomographieähnliche Verfahren für Röntgeneinrichtungen mit einem C-Bogen und die Tomosynthese bekannt. Das bedeutet, die Methoden der Computertomographie werden seit einiger Zeit auch auf anderen Röntgensystemen, insbesondere Flachdetektor-Röntgensystemen im interventionellen und diagnostischen Umfeld eingesetzt, um eine hochqualitative volumetrische Bildgebung zu ermöglichen.
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Die erzielbare dreidimensionale Bildqualität innerhalb des Aufnahmebereichs (field of view – FOV) hängt vom eingesetzten Rekonstruktionsverfahren ab – allerdings ist die Bildqualität prinzipiell durch die Wahl der Aufnahmeparameter, insbesondere der Aufnahmetrajektorie mit den Aufnahmepositionen und die verwendete Auflösung des Röntgendetektors, also durch die Projektionsbildanzahl und die Pixelgröße, sowie durch die eingesetzte Röntgendosis theoretisch begrenzt.
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Mithin ist es im Stand der Technik üblich, um für eine sinnvolle Auswertung hinreichende 3D-Bildinformationen zu erhalten, diese Aufnahmeparameter beim Entwurf eines Messprotokolls entsprechend zu wählen. Beispielsweise ist es bekannt, für Anwendungen bei C-Bogen-Röntgeneinrichtungen mit dem Ziel einer guten Niedrigkontrastauflösung etwa 400 Projektionsbilder unter Verwendung eines 2×2-Binnings aufzunehmen. Für ein Screening in der Tomosynthese einer Mamma wird typischerweise eine sehr hohe Pixelauflösung, mithin kein Binning, bei der Aufnahme gewählt. Die Aufnahmen liefern über den gesamten Aufnahmebereich hinweg die gewünschte hohe Bildqualität. Ein Nachteil solcher computertomographieartiger Verfahren ist jedoch die hohe Strahlenbelastung, der der Patient durch die Aufnahme der vielen Projektionsbilder im Aufnahmebereich ausgesetzt wird.
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Problematisch hierbei ist, dass es oft nicht notwendig ist, den gesamten dreidimensionalen Aufnahmebereich (field of view) in der gleichen Bildqualität zu erhalten. Oft sollen nur interessierende Teilbereiche genauer ausgewertet werden, beispielsweise Tumore im Gewebe, Knorpel zwischen Gelenkknochen oder Frakturen. Diese Teilbereiche sollen in möglichst höchster Bildqualität wiedergegeben werden, wohingegen für die Umgebung auch eine schlechtere Qualität ausreichend wäre. Vor Beginn der Aufnahme ist jedoch die genaue Lage dieser interessierenden Teilbereiche im Bildvolumen häufig nicht bekannt.
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Um einen interessierenden Teilbereich genauer untersuchen zu können, wurden im Stand der Technik bereits Verfahren vorgeschlagen, die sich mit diesem Problem beschäftigen. Wird aus einer akquirierten Sequenz von Projektionsbildern ein dreidimensionaler Bilddatensatz berechnet, der in etwa gleichbleibende hohe Qualität über den gesamten Aufnahmebereich aufweist, kann dann, wenn nur ein Teilbereich interessant ist, in der Visualisierung eine (digitale) Zoomfunktion benutzt werden, um den interessierenden Teilbereich vergrößert darzustellen. Auf diese Weise können Details visuell hervorgehoben werden, wobei ein Hinzugewinn an Bildinformation durch einen (digitalen) Zoom nicht gegeben ist.
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In einem Artikel von D. Kolditz et al., „Volume-of-interest (VOI) imaging in C-arm flat-detector CT for high image quality at reduced dose", Med. Phys. 37 (6), Juni 2010, Seite 2719–2730, wird vorgeschlagen, zunächst einen Niedrigdosis-Scan durchzuführen, aus dem ein dreidimensionaler Rekonstruktionsbilddatensatz rekonstruiert wird, in dem der interessierende Teilbereich lokalisiert wird. Anschließend erfolgt ein zweiter Scan entlang der gleichen Abtastbahn (Aufnahmetrajektorie), allerdings mit einer höheren Röntgendosis und mit einer Kollimation auf den interessierenden Teilbereich, so dass sich die Strahlung nur auf den lokalisierten interessierenden Teilbereich (oft auch als region of interest – ROI bezeichnet), fokussiert. Das finale Bildergebnis, also der Zielbilddatensatz, wird dann aus den Projektionsbildern des zweiten Scans rekonstruiert.
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Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Möglichkeit anzugeben, in selektiven, als wichtig identifizierten Teilbereichen eines Aufnahmebereichs eine weiter erhöhte Bildqualität zu erzielen, ohne das aufzunehmende Objekt einer zu hohen Strahlendosis auszusetzen.
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Zur Lösung dieser Aufgabe sind bei einem Verfahren der eingangs genannten Art erfindungsgemäß folgende Schritte vorgesehen:
- – Aufnahme erster Projektionsbilder ohne eine Kollimation der verwendeten Strahlungsquelle aus ersten Projektionsrichtungen, und Rekonstruktion eines dreidimensionalen Übersichtsbilddatensatzes des Aufnahmebereichs aus den ersten Projektionsbildern,
- – Auswahl des interessierenden Teilbereichs in dem Übersichtsbilddatensatz,
- – Aufnahme zweiter, unter Kollimation auf den Teilbereich aufgenommener Projektionsbilder aus zweiten Projektionsrichtungen, wobei sich die zweiten Projektionsrichtungen von den ersten Projektionsrichtungen unterscheiden,
- – Rekonstruktion des den Aufnahmebereich und den interessierenden Teilbereich zeigenden Zielbilddatensatzes aus allen ersten und zweiten Projektionsbildern.
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Die Erfindung schlägt also ein Verfahren vor, mit dem es möglich ist, in einem Zielbilddatensatz, der den gesamten Aufnahmebereich zeigt, die Bildqualität in einem interessierenden Teilbereich zu verbessern, in dem letztlich eine Art inkrementellen Hinzugewinns an Bildinformationen innerhalb des im jeweils aktuellen Aufnahmebereich ausgewählten interessierenden Teilbereichs erzielt wird. Dieser Hinzugewinn wird durch weitere, jeweils nur auf den interessierenden Teilbereich kollimierte Scans, mithin die zweiten Projektionsbilder, erzielt. Eine grundsätzliche Idee dabei ist es, die neuen, zweiten Projektionsbilder aus Projektionsrichtungen aufzunehmen, aus denen vorher noch kein Projektionsbild, also kein erstes Projektionsbild, aufgenommen wurde, beispielsweise aus Zwischenwinkelpositionen. Auf diese Weise wird sichergestellt, dass die zweiten Projektionsbilder auch tatsächliche neue Informationen über den Untersuchungsgegenstand, konkret den interessierenden Teilbereich, liefern.
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In die Berechnung des jeweils aktuellen Zielbilddatensatzes gehen dabei immer alle Projektionsdaten ein, also alle ersten und zweiten Projektionsbilder, was einen deutlichen Unterschied zum eingangs genannten Artikel von D. Kolditz darstellt. Im Laufe der Bildgebung entsteht so in dosissparender Weise ein Resultat, in dem der gewählte interessierende Teilbereich wie gewünscht in einer sehr hohen Qualität, insbesondere in hoher Auflösung und/oder hohem Kontrast bei geringem Rauschen und geringen Artefakten, vorliegt, wohingegen die für die Auswertung weniger relevante Umgebung in einer niedrigeren Bildqualität vorliegt.
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Das erfindungsgemäße Verfahren kann also als eine Art „Lupe“ verstanden werden, die im Gegensatz zu konventionellen Lupen- oder Zoomfunktionen allerdings nicht nur eine digitale Vergrößerung/Verbesserung des Bildinhaltes im interessierenden Teilbereich erzeugt, sondern tatsächlich eine höhere Bildqualität liefert, indem neue Informationen – die zweiten Projektionsbilder – aufgenommen und bei der Berechnung berücksichtigt wird.
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Gegenüber dem Stand der Technik besitzt das beschriebene Verfahren mithin folgende Vorteile. Zum einen ist eine sehr geringe Gesamtdosis im Aufnahmebereich im Vergleich zu einem konventionellen Verfahren, in dem die Bildqualität über den gesamten Aufnahmebereich hinweg gleich hoch angesetzt wird, gegeben. Ferner sind für die Rekonstruktion des finalen Bilddatensatzes alle aufgenommenen Projektionsdaten bildwirksam, das bedeutet, es werden niemals Projektionsdaten aus schon berücksichtigten Projektionsrichtungen aufgenommen, so dass eine Aufnahme von redundanten Daten vermieden wird. Schließlich erzeugt das erfindungsgemäße Verfahren einen Zielbilddatensatz in voller Größe, aber mit variabler Qualität. Somit ist sowohl eine grobe Orientierung möglich als auch eine sehr hohe Bildqualität in selektierten Teilbereichen.
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Erfindungsgemäß kann vorgesehen sein, dass die Auswahl des Teilbereichs wenigstens teilweise automatisch, insbesondere auf Basis einer Segmentierung des Übersichtbilddatensatzes, erfolgt. Es ist also denkbar, Auswertungsalgorithmen, insbesondere Segmentierungsalgorithmen, gegebenenfalls unter Verwendung weiterer Informationen wie eines anatomischen Atlas, auf den Übersichtsbilddatensatz anzuwenden, um hierauf basierend den interessierenden Teilbereich bevorzugt vollständig automatisch, beispielsweise auf Basis einer vorab festgelegten Untersuchungsinformation, zu ermitteln. Denkbar ist auch eine semiautomatische Vorgehensweise, in der aus dem Übersichtsbilddatensatz verschiedene Teilbereiche segmentiert und einem Benutzer zur Auswahl angeboten werden.
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Denkbar ist es aber auch, dass die Auswahl des interessierenden Teilbereiches vollständig manuell erfolgt, beispielsweise indem ein Benutzer über ein Eingabemittel, beispielsweise eine Maus, den interessierenden Zielbereich unmittelbar in einer Darstellung des Übersichtsbilddatensatzes markiert.
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In allen diesen Fällen dienen mithin die ersten Projektionsbilder zum Aufbau eines Übersichtsbilddatensatzes, der die nötige Orientierung liefert, um die Auswahl des interessierenden Teilbereichs zu ermöglichen.
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In weiterer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung kann vorgesehen sein, dass bei der Aufnahme der zweiten Projektionsbilder neben der Kollimation wenigstens ein weiterer Aufnahmeparameter angepasst wird. Es ist also denkbar, nicht nur, wie beschrieben, eine Kollimation auf den interessierenden Teilbereich vorzunehmen, sondern zudem weitere Aufnahmeparameter derart anzupassen, dass eine möglichst hohe Qualität der durch die zweiten Projektionsbilder zusätzlich gewonnenen Informationen entsteht. Insbesondere kann vorgesehen sein, dass die Anpassung des weiteren Aufnahmeparameters zu einer Erhöhung der Auflösung und/oder des Kontrastes erfolgt.
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Dabei sind verschiedene Anpassungen von weiteren Aufnahmeparametern denkbar. So kann vorgesehen sein, dass als weiterer Aufnahmeparameter eine Röntgendosis erhöht wird. Dies kann beispielsweise zu einer Kontrasterhöhung im interessierenden Teilbereich beitragen. Weiter kann vorgesehen sein, dass ein Binning reduziert wird. Werden bei den vorangehend aufgenommenen Projektionsbildern mithin noch Pixel des Röntgendetektors zusammengefasst, beispielsweise, um den Auslesevorgung und/oder die Auswertung zu beschleunigen, ist es möglich, ein solches Binning zu reduzieren, das bedeutet, weniger Pixel zusammenzufassen oder gar gänzlich wegfallen zu lassen, wenn die zweiten Projektionsbilder aufgenommen werden, so dass im interessierenden Teilbereich eine höhere Auflösung gegeben ist. Als weiteres Beispiel kann vorgesehen sein, dass ein zur Aufnahme des Teilbereichs geeignetes Röntgenspektrum eingestellt wird. Auch das Röntgenspektrum zählt mithin zu den Aufnahmeparametern, die angepasst werden können, wobei beispielsweise für Weichteile, Knochen, Kontrastmittel und sonstige interessierenden Zielsubstanzen verschiedene Röntgenspektren besonders geeignet sein können.
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Zweckmäßigerweise können weniger als 100, insbesondere 15–25, erste Projektionsbilder aufgenommen werden. In dieser Ausführungsform werden mithin nur sehr wenige erste Projektionsbilder, die entsprechend wenige Projektionsrichtungen abdecken, ermittelt, so dass insgesamt eine sehr geringe Röntgendosis verglichen mit einem herkömmlichen Vorgehen appliziert wird. Dabei wird bewusst in Kauf genommen, dass der daraus rekonstruierte Übersichtsbilddatensatz Artefakte und Ungenauigkeiten aufweisen kann, jedoch erlaubt ein solcher Übersichtsbilddatensatz dennoch, eine zumindest grobe Lokalisierung des interessierenden Teilbereichs vorzunehmen, insbesondere wenigstens teilweise automatisch und/oder durch einen Benutzer. Im Extremfall ist es denkbar, lediglich zehn erste Projektionsbilder aufzunehmen.
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In bevorzugter Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung können als zweite Projektionsrichtungen wenigstens teilweise zwischen zwei ersten Projektionsrichtungen liegende Projektionsrichtungen entlang derselben Aufnahmetrajektorie gewählt werden. Es ist also möglich, zur Aufnahme der ersten und der zweiten Projektionsbilder dieselbe Aufnahmetrajektorie, beispielsweise eine Kreisbahn, zu wählen, wobei die zweiten Projektionsbilder letztlich „Lücken“ zwischen den Aufnahmepositionen der ersten Projektionsbilder auffüllen können. Beispielsweise kann immer mittig zwischen zwei Aufnahmepositionen der ersten Projektionsbilder eine Aufnahmeposition für zweite Projektionsbilder vorgesehen werden, möglich ist es aber auch, die „Lücken“ durch mehrere zweite Projektionsbilder mit entsprechenden Projektionsrichtungen aufzufüllen.
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In weiterer vorteilhafter Ausgestaltung des Verfahrens kann zur Ermittlung des Zielbilddatensatzes ein Rekonstruktionsbilddatensatz aus den zweiten Projektionsbildern ermittelt werden, woraufhin der Zielbilddatensatz durch eine insbesondere gewichtete, bildpunktweise Addition der Bilddaten des Übersichtsbilddatensatzes und des Rekonstruktionsbilddatensatzes erfolgt. Eine derartige additive Überlagerung ist insbesondere dann zweckmäßig, wenn der Übersichtsbilddatensatz und der Rekonstruktionsbilddatensatz auf Basis von Algorithmen zur gefilterten Rückprojektion ermittelt wurden, die bekanntlich die Projektionsdaten linear verarbeiten. In diesem Fall werden in dem Übersichtsbilddatensatz und/oder dem Rekonstruktionsbilddatensatz noch enthaltende Strichartefakte durch Unterabtastung reduziert. Es erfolgt also letztlich ein Update des Übersichtsbilddatensatzes, sobald neue zweite Projektionsbilder aufgenommen wurden. Der ausgewählte interessierende Teilbereich wird sich in dem Zielbilddatensatz besser darstellen als in dem Übersichtsbilddatensatz, aber auch besser als in dem Rekonstruktionsbilddatensatz, da die Gesamtheit der bislang vorhandenen Projektionsbildinformation in die Berechnung eingeht.
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Hierbei kann, wie bereits beschrieben wurde, eine Gewichtung denkbar sein. Konkret können dabei bildpunktabhängige Gewichte zur Normierung der Rekonstruktion verwendet werden. Das bedeutet, es können Gewichtungsfaktoren eingesetzt werden, die für jeden Bildpunkt x eine Normierung der Rekonstruktionen erlauben. Wird dabei allgemein, wie oben beschrieben, der Zielbilddatensatz im Rahmen einer gewichteten Addition ermittelt, lässt sich schreiben: f = a1(x)f1(x) + a2(x)f2(x).
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Dabei bezeichnet f die Bilddaten des Zielbilddatensatzes, f1 die Bilddaten des Übersichtsbilddatensatzes und f2 die Bilddaten des Rekonstruktionsbilddatensatzes, a1 und a2 sind die Gewichte.
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In einer zweckmäßigen, einfachen Wahl der Gewichtungsfaktoren kann vorgesehen sein, dass sich die Gewichtungsfaktoren a(x) für jeden Bildpunkt x und sowohl den Übersichtsbilddatensatz als auch den Rekonstruktionsbilddatensatz als a(x) = (N1 + N2)/(w1(x) + w2(x)) ergeben, wobei N1 die gesamte Zahl der ersten Projektionsbilder, N2 die gesamte Zahl der zweiten Projektionsbilder, w1(x) die Anzahl der ersten Projektionsbilder, bei denen sich der Bildpunkt x im durch Röntgenstrahlen ausgeleuchteten Strahlungsbereich befindet, und w2(x) die Anzahl der zweiten Projektionsbilder, bei denen sich der Bildpunkt x im durch Röntgenstrahlen ausgeleuchteten Strahlungsbereich befindet, bezeichnen. In diesem Fall gilt also a1(x) = a2(x) = a(x). Hiermit wird eine effektive Normierung erzielt. Selbstverständlich sind auch andere Definitionen der Gewichtung grundsätzlich denkbar.
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In einer alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann auch vorgesehen sein, dass der Zielbilddatensatz durch eine komplette Neurekonstruktion unter Berücksichtigung der Projektionsdaten aller ersten und zweiten Projektionsbilder ermittelt wird. Statt einer Addition einzeln rekonstruierter dreidimensionaler Bilddatensätze ist es also auch denkbar, eine Gesamtrekonstruktion durchzuführen.
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In weiterer vorteilhafter Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung kann vorgesehen sein, dass auf die zweiten Projektionsbilder und/oder einen daraus rekonstruierten Rekonstruktionsbilddatensatz eine Trunkierungskorrektur angewendet wird. Nachdem die zweiten Projektionsbilder im Allgemeinen durch die Auswahl des kleineren interessierenden Bereichs eine starke laterale Trunkierung aufweisen, wird zur Rekonstruktion des Zielbilddatensatzes allgemein bzw. des Rekonstruktionsbilddatensatzes in der ersten oben beschriebenen Ausführungsform eine Trunkierungskorrektur vorgeschlagen. Konkret kann dabei vorgesehen sein, dass die Trunkierungskorrektur auf einer Extrapolation von Projektionsbilddaten unter Berücksichtigung des Übersichtsbilddatensatzes erfolgt. Nachdem der Übersichtsbilddatensatz den gesamten Aufnahmebereich zeigt, ist es also möglich, die Projektionsbilddaten der zweiten Projektionsbilder so zu extrapolieren, dass sie den Bilddaten des Übersichtsbilddatensatzes entsprechen, um eine gute Trunkierungskorrektur zu ermöglichen. Weniger bevorzugt ist es auch denkbar, eine modellbasierte Datenextrapolation vorzunehmen oder ein sonstiges Trunkierungskorrekturverfahren zur Reduzierung von Trunkierungsartefakten einzusetzen, beispielsweise ein durch den Artikel von F. Dennerlein, „Conebeam ROI reconstruction using the Laplace operator", Proc. Fully 3D 2011, Seite 80–83, 2011, vorgeschlagenes Korrekturverfahren.
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In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung kann vorgesehen sein, dass in dem Bilddatensatz als neuer Übersichtsbilddatensatz ein insbesondere in dem bisherigen interessierenden Teilbereich enthaltener, neuer interessierender Teilbereich ausgewählt wird, woraufhin nach Aufnahme neuer zweiter Projektionsbilder unter Kollimation auf den neuen interessierenden Teilbereich ein neuer Zielbilddatensatz rekonstruiert wird. Das bedeutet, dass das erfindungsgemäße Vorgehen wiederholt für verschiedene interessierende Teilbereiche, insbesondere eine immer weiter fortschreitende Verfeinerung, einsetzbar ist, so dass die Bildqualität in nacheinander definierten Teilbereichen immer weiter verbessert werden kann, was einer Art inkrementeller Lupenfunktion entspricht, wobei immer für den gerade ausgewählten interessierenden Bereich weitere Zusatzinformationen aus Projektionsrichtungen gewonnen werden, die bislang nicht abgetastet wurden. So kann die Bildqualität bis zum gewünschten Maß verbessert werden. Dabei ist es vorteilhaft, wenn der neue interessierende Teilbereich vollständig im bisherigen interessierenden Teilbereich enthalten ist. Mithin kann das erfindungsgemäße Verfahren letztlich solange wiederholt werden, bis die gewünschte Bildqualität innerhalb des interessierenden Bereichs, insbesondere für ein für die Auswertung relevantes Merkmal innerhalb des Aufnahmebereichs, erreicht ist. Werden, wie beschrieben, immer kleinere interessierende Teilbereiche gewählt, so wird mit jedem neuen Scan zweiter Projektionsbilder die Kollimation verstärkt, so dass der zusätzliche Dosisaufwand sukzessive sinkt.
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Dabei sei an dieser Stelle angemerkt, dass, nachdem mehrere Aufnahmevorgänge, wenigstens zwei Aufnahmevorgänge, erforderlich sind, es von Vorteil ist, wenn Bewegungen des aufzunehmenden Objekts, insbesondere eines Patienten, wenigstens aber des Aufnahmebereichs, möglichst vermieden werden. Dies kann beispielsweise durch eine gute Fixierung eines Patienten bzw. des Aufnahmebereichs erreicht werden.
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Denkbar ist es jedoch auch, im Rahmen der vorliegenden Erfindung eine Bewegungskorrektur zu realisieren. Dabei kann beispielsweise vorgesehen sein, dass zur Korrektur einer Bewegung der Übersichtsbilddatensatz mit dem Rekonstruktionsbilddatensatz, welcher aus den zweiten Projektionsbildern ermittelt wurde, registriert wird. So kann eine Registrierungsinformation ermittelt werden, die den Ausgleich von Patientenbewegungen zwischen den Scanläufen ermöglicht. Möglich ist es zudem, eine Registrierung bereits im Projektionsbildraum herbeizuführen, welche dann bereits bei der Rekonstruktion von Bilddatensätzen, insbesondere im Rahmen einer Rückprojektion, berücksichtigt werden kann. Hierzu kann vorgesehen sein, doch ein oder mehrere wenige Projektionsbilder der ersten und der zweiten Projektionsbilder unter denselben Projektionsrichtungen aufzunehmen, das bedeutet, es kann konkret vorgesehen sein, dass wenigstens ein Paar erster und zweiter Projektionsbilder unter derselben Projektionsrichtung aufgenommen wird, wobei eine Registrierungsinformation durch Vergleich von ersten und zweiten Positionsbildern gleicher Projektionsrichtung ermittelt wird.
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Neben dem Verfahren betrifft die vorliegende Erfindung auch eine Röntgeneinrichtung, umfassend eine zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildete Steuereinrichtung. Bei einer derartigen Röntgeneinrichtung kann es sich beispielsweise um eine C-Bogen-Röntgeneinrichtung handeln, mit der ebenso computertomographieartige Projektionsbilder unter unterschiedlichen Projektionswinkeln aufgenommen und dreidimensionale Bilddatensätze rekonstruiert werden können. Denkbar ist es auch, die Röntgeneinrichtung als eine Tomosynthese-Röntgeneinrichtung auszubilden, mit der beispielsweise die Mamma und die Lunge untersucht werden können. Sämtliche Ausführungen bezüglich des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich analog auf die erfindungsgemäße Röntgeneinrichtung übertragen, mit welcher mithin dieselben Vorteile erreicht werden können.
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Eine derartige Steuereinrichtung, mithin die Röntgeneinrichtung, kann mithin eine Rekonstruktionseinheit umfassen, die zur Rekonstruktion des Zielbilddatensatzes ausgebildet ist. Eine Anzeigevorrichtung kann genutzt werden, um Bilddatensätze anzuzeigen, wobei insbesondere dann, wenn eine wenigstens teilweise manuelle Auswahl des interessierenden Teilbereichs erfolgt, auch eine entsprechende Eingabevorrichtung vorgesehen sein kann. An der Strahlungsquelle ist eine Kollimationseinrichtung vorgesehen, die beispielsweise ein oder mehrere Blenden umfassen kann. Die Kollimationseinrichtung ist dabei automatisch, gesteuert durch die Steuereinrichtung, einstellbar. Auch allgemein wird der Aufnahmebetrieb durch die Steuereinrichtung entsprechend gesteuert, insbesondere der Betrieb der Strahlungsquelle und des Röntgendetektors sowie die Bewegung der aus Strahlungsquelle und Röntgendetektor bestehenden Aufnahmeanordnung bzw. allein der Strahlungsquelle entlang der Aufnahmetrajektorie.
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Es sei an dieser Stelle noch angemerkt, dass das erfindungsgemäße Verfahren, wie bereits angedeutet wurde, in einer Vielzahl von Anwendungsgebieten eingesetzt werden kann. Insbesondere eignet sich die beschriebene Methode für eine Vielzahl von Aufnahmegeometrien, insbesondere für kreisförmige Aufnahmetrajektorien mit Winkelbereichen von ca. 200°–360° in der C-Bogen-Computertomographie, für tomosyntheseartige Aufnahmegeometrien, beispielsweise in der Mammographie, in der Knochenbildgebung oder für das Screening von Lungenkrebs, und für spezielle, kompakte Kegelstrahlgeometrien, wie sie beispielsweise in der Brust-Computertomographie oder bei dedizierten Extremitätenscannern verwendet werden.
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Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnung. Dabei zeigen:
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1 einen Ablaufplan des erfindungsgemäßen Verfahrens,
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2 eine erste Illustration zur Wahl von Aufnahmepositionen entlang einer Aufnahmetrajektorie,
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3 eine schematische Skizze zur Kollimation bei der Auswahl gemäß 2,
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4 eine zweite Illustration zur Wahl von Aufnahmepositionen entlang einer Aufnahmetrajektorie,
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5 eine Skizze zur Kollimation bei einer Auswahl gemäß 4,
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6 einen Graphen zur Erläuterung der Erhöhung der Bildqualität,
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7 einen Graphen zur Erläuterung der Erhöhung der Dosis im Aufnahmebereich, und
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8 eine erfindungsgemäße Röntgeneinrichtung.
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1 zeigt einen Ablaufplan eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens. Dabei werden zunächst in einem Schritt 1 erste Projektionsbilder 2 entlang einer Aufnahmetrajektorie aufgenommen, wobei ohne eine Kollimation der verwendeten Strahlungsquelle gearbeitet wird. Dabei werden entlang der Aufnahmetrajektorie bestimmte Aufnahmepositionen verwendet, die ersten Projektionsrichtungen der ersten Projektionsbilder entsprechen.
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Aus den ersten Projektionsbildern 2 wird in einem Schritt 3 unter Nutzung eines Algorithmus der gefilterten Rückprojektion ein Übersichtsbilddatensatz 4 rekonstruiert, der den gesamten Aufnahmebereich zeigt, nachdem keinerlei Kollimation vorgenommen wurde.
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In einem Schritt 5 wird dieser Übersichtsbilddatensatz nun optional ausgewertet, um mögliche interessierende Teilbereich automatisch zu segmentieren. In diesem Ausführungsbeispiel wird eine Darstellung des Übersichtsbilddatensatzes 4 dann in einem Schritt 6 zur Anzeige gebracht, so dass ein Benutzer einen interessierenden Teilbereich auswählen kann, in dem er hochqualitativere Bilddaten in einer dreidimensionalen Rekonstruktion wünscht. Dabei sei darauf hingewiesen, dass die Auswahl eines interessierenden Teilbereichs in dem Schritt 6 auch vollständig automatisch geschehen kann.
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Obwohl im vorliegenden Ausführungsbeispiel nur zwanzig erste Projektionsbilder aufgenommen wurden, wobei zudem eine niedrige Röntgendosis angesetzt wurde, ist der Übersichtsbilddatensatz 4 ausreichend, um hinreichend genau die Lage des interessierenden Teilbereichs, welcher beispielsweise einem Tumor, einem Knorpel oder dergleichen entsprechen kann, zu bestimmen.
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Nachdem dieser erste interessierende Teilbereich im Schritt 6 ausgewählt wurde, werden in einem Schritt 7 zweite Projektionsbilder 8 aufgenommen. Dies geschieht zum einen so, dass eine Kollimation auf den interessierenden Teilbereich vorgenommen wurde, zum anderen aber aus zweiten Projektionsrichtungen, die sich von den ersten Projektionsrichtungen unterscheiden, wie dies durch die Prinzipskizze in 2 näher dargestellt werden soll.
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Dort ist zunächst der maximal mögliche Aufnahmebereich 9 (field of view – FOV) gezeigt, der in dem Übersichtsbilddatensatz 4, dessen erste Projektionsbilder 2 ohne Kollimation aufgenommen wurden, abgebildet ist. Innerhalb des Aufnahmebereichs 9 liegt der interessierende Bereich 10. Als Aufnahmetrajektorie 11 für die ersten und die zweiten Projektionsbilder 2, 8 wird hierbei eine Kreisbahn um das aufzunehmende Objekt, mithin den Aufnahmebereich 9, herum gewählt. Die Kreise und Sterne zweigen dabei Aufnahmepositionen 12, 13 entlang der Aufnahmetrajektorie 11, die mithin verschiedenen Projektionsrichtungen entsprechen. Die Aufnahmepositionen 12 (Kreise) entsprechen dabei Aufnahmepositionen der ersten Projektionsbilder 2, die Aufnahmepositionen 13 (Sterne), die zwischen Aufnahmepositionen 12 liegen, sind Aufnahmepositionen für die zweiten Projektionsbilder 8. So werden letztlich Abtastungs-„Lücken“ durch die zweiten Projektionsbilder 8 zumindest für den interessierenden Bereich 10 aufgefüllt.
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3 zeigt schematisch die vorgenommene Kollimierung. Dabei entspricht das durch den Kasten 14 angedeutete auf dem Röntgendetektor auftreffende Strahlenfeld der Situation ohne eine Kollimation, also für die ersten Projektionsbilder 2, während der Kasten 15 das auf dem Röntgendetektor auftreffende Strahlenfeld für die Kollimation auf den interessierenden Bereich 10 für die zweiten Projektionsbilder 8 darstellt.
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Es sei darauf hingewiesen, dass bei der Aufnahme der zweiten Projektionsbilder 8 in Schritt 7 auch weitere Aufnahmeparameter angepasst werden können, um die Qualität der Bilddaten zu erhöhen, beispielsweise eine Röntgendosis erhöht werden kann, ein Binning reduziert werden kann und/oder ein geeignetes Röntgenspektrum ausgewählt werden kann.
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In einem Schritt 16 wird sodann eine Trunkierungskorrektur der zweiten Projektionsbilder 8 vorgenommen, nachdem diese seitlich trunkiert sind. Dabei werden Daten der zweiten Projektionsbilder 8 extrapoliert, wobei der Übersichtsbilddatensatz 4 berücksichtigt wird, das bedeutet, die Extrapolation erfolgt derart, dass die ergänzten Projektionsbilddaten den im Übersichtsbilddatensatz 4 enthaltenen Bilddaten entsprechen.
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Nach der Trunkierungskorrektur wird in einem Schritt 17 unter Verwendung eines Algorithmus der gefilterten Rückprojektion ein dreidimensionaler Rekonstruktionsbilddatensatz 18 ermittelt.
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In einem Schritt 19 wird dann der Übersichtsbilddatensatz 4 anhand des Rekonstruktionsbilddatensatzes 18 zu einem Zielbilddatensatz 20 aktualisiert, wobei eine gewichtete bildpunktweise Addition des Übersichtsbilddatensatzes 4 und des Rekonstruktionsbilddatensatzes 18 erfolgt. Für die der Normierung dienenden Gewichte wird dabei das oben bereits definierte Gewichte a(x) für beide Bilddatensätze 4, 18 verwendet.
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Alternativ ist es im Übrigen auch möglich, eine komplette Neurekonstruktion auf Basis der ersten Projektionsbilder 2 und der zweiten Projektionsbilder 8 vorzunehmen. Wesentlich ist jedoch bei allen Ausführungsbeispielen des erfindungsgemäßen Verfahrens, dass alle ersten und zweiten Projektionsbilder 2, 8 berücksichtigt werden, um den Zielbilddatensatz 20 zu ermitteln.
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Der Zielbilddatensatz 20 enthält nun den gesamten Aufnahmebereich 9 und in höherer Qualität den interessierenden Bereich 10. Er kann einem Benutzer zur Anzeige gebracht werden. Dieser kann nun entscheiden, Schritt 21, ob er eine weitere Qualitätsverbesserung in einem weiteren interessierenden Teilbereich wünscht. Ist dies der Fall, wird der Zielbilddatensatz 20 als neuer Übersichtsbilddatensatz verwendet und es erfolgt eine Auswahl eines neuen, interessierenden Teilbereichs, für den die Schritte 6–19 erneut durchgeführt werden, um einen weiter aktualisierten, verbesserten Zielbilddatensatz 20 zu erhalten. Reicht dem Benutzer die Qualität aus, wird das Verfahren in einem Schritt 22 beendet.
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Die Situation bei der Auswahl eines zweiten, neuen interessierenden Teilbereichs 23, der vorteilhafterweise innerhalb des bisherigen interessierenden Teilbereichs 10 liegt, ist in den 4 und 5 erläuternd dargestellt. Es wird erneut für alle Aufnahmen von Projektionsbildern 2, 8 die Aufnahmetrajektorie 11 verwendet. Zu erkennen sind erneut die Aufnahmepositionen 12 (Kreise) für die ersten Projektionsbilder und die Aufnahmepositionen 13 (Sterne) für den zuerst gewählten interessierenden Bereich 10. Vorliegend wurden die Aufnahmepositionen 24 für die zweite, neu ausgewählte interessierende Region 23 so gewählt, dass sie zwischen jeweils einer der Aufnahmepositionen 12 und einer der Aufnahmepositionen 13 liegen. Selbstverständlich sind auch andere Möglichkeiten denkbar, bei denen weniger zweite Projektionsbilder 8 kollimiert auf den interessierenden Bereich 23 aufgenommen werden.
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5 zeigt analog zu 3 anhand von Strahlenfelder auf dem Röntgendetektor andeutender Kästen 14, 15 und 25 die vorgenommene Kollimation. Der Kasten 25 symbolisiert die Kollimation für die interessierende Region 23, die innerhalb der bisherigen interessierenden Region 10 liegt. Mithin liegt der Kasten 25 innerhalb des Kastens 15.
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Wenn, wie dargestellt, die weiteren interessierenden Teilbereiche 23 immer innerhalb der bisherigen interessierenden Teilbereiche 10 gewählt werden, steigt trotz des Informationsgewinns für das eigentlich relevante Merkmal die Strahlenbelastung des Patienten nur unwesentlich an. Dies soll durch die Graphen in den 6 und 7 symbolisiert werden. Dort ist die Bildqualität in dem zuletzt gewählten interessierenden Teilbereich 23 gegen die Projektionsbildmenge aufgetragen, und zwar unter der Annahme, dass jede Aufnahme von zweiten Projektionsbildern 8 dieselbe Anzahl an zweiten Projektionsbildern 8 liefert wie die ursprüngliche Aufnahme von ersten Projektionsbildern 2 für den gesamten Aufnahmebereich. Dann besteht ein linearer Zusammenhang, wie durch die angedeutete Gerade 26 angezeigt wird. Die Position 27 bezieht sich dabei auf die Aufnahme erster Projektionsbilder 2 in Schritt 1, bei der Position 28 sind die zweiten Projektionsbilder 8 für den ersten ausgewählten interessierenden Teilbereich 10 hinzugefügt, bei der Position 29 schließlich die zweiten Projektionsbilder 8 für den zweiten ausgewählten interessierenden Teilbereich 23.
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In 7 ist die Gesamtdosis über den Aufnahmebereich gegen die Projektionsbildmenge aufgetragen, wobei wiederum die Positionen 27, 28 und 29 gezeigt sind. Aufgrund der Kollimation steigt, wie die Kurve 30 zeigt, die Strahlenbelastung im Aufnahmebereich nur noch äußerst langsam an.
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8 zeigt schließlich eine Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Röntgeneinrichtung 31. Dabei handelt es sich vorliegend um eine C-Bogen-Röntgeneinrichtung 21, die einen C-Bogen 32 aufweist, an dem sich gegenüberliegend eine Strahlungsquelle 33 und ein als Flachdetektor ausgebildeter Röntgendetektor 34 angeordnet sind. Durch Bewegungsfreiheitsgrade des C-Bogens 32 lassen sich verschiedene Aufnahmetrajektorien, insbesondere Kreisbahnen, realisieren. An der Strahlungsquelle 33 ist eine Kollimationseinrichtung 35 vorgesehen, über die die beispielsweise bezüglich der 3 und 5 beschriebene Kollimation des Strahlenkegels erreicht werden kann.
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Der Betrieb der Röntgeneinrichtung 31 wird über eine Steuereinrichtung 36 gesteuert, die zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet ist. Das bedeutet, die Aufnahmeanordnung an dem C-Bogen 32 kann genauso wie die Kollimationseinrichtung 35 entsprechend angesteuert werden, um die Aufnahme der Projektionsbilder 2, 8 entlang der Aufnahmetrajektorie 11 und die entsprechende Kollimation sowie gegebenenfalls vorgesehene weitere Anpassung von Aufnahmeparametern zu realisieren. In der Steuereinrichtung 36 ist zudem eine Rekonstruktionseinheit 37 vorgesehen, in der die entsprechenden Rekonstruktionen sowie gegebenenfalls die beschriebenen Korrekturen vorgenommen werden können.
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Im hier beschriebenen Ausführungsbeispiel wurde davon ausgegangen, dass das aufzunehmende Objekt, insbesondere ein Patient, unbewegt geblieben ist. Wie vor der Figurenbeschreibung bereits dargelegt wurde, lassen sich für den Fall von Patientenbewegungen im Aufnahmebereich auch Bewegungskorrekturalgorithmen, insbesondere durch Registrierung, realisieren.
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Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- D. Kolditz et al., „Volume-of-interest (VOI) imaging in C-arm flat-detector CT for high image quality at reduced dose“, Med. Phys. 37 (6), Juni 2010, Seite 2719–2730 [0007]
- F. Dennerlein, „Conebeam ROI reconstruction using the Laplace operator“, Proc. Fully 3D 2011, Seite 80–83, 2011 [0026]
