DE102012217940A1 - Rekonstruktion von Bilddaten - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur mehrdimensionalen Rekonstruktion von Bilddaten (BD) in einem Rekonstruktionsbereich (RA) basierend auf Projektionsmessdaten (P1, ..., Pk) die mit Hilfe eines Bildgebungssystems (1), bevorzugt eines Computertomographiesystems, erfasst wurden, wobei die Rekonstruktion (R) in drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen mit vorgegebenen Auflösungsbreiten (vsx, vsy, vsz) erfolgt, wobei automatisch eine Anpassung einer Auflösungsbreite (vsx, vsy, vsz) in wenigstens einer Raumrichtung an eine Auflösungsbreite (vsx, vsy, vsz) in einer anderen Raumrichtung erfolgt, so dass die angepassten Auflösungsbreiten (vsx’, vsy’, vsz’) im Wesentlichen identisch sind.

Description

• Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten auf Basis von Projektionsmessdaten, eine Rekonstruktionseinheit zur Rekonstruktion von Bilddaten basierend auf Projektionsmessdaten und ein Bildgebungssystem mit einer entsprechenden Rekonstruktionseinheit.
• Mit Hilfe moderner bildgebender Verfahren werden häufig dreidimensionale Bilddaten erzeugt, die zur Visualisierung eines abgebildeten Untersuchungsobjekts und darüber hinaus auch für weitere Anwendungen genutzt werden können. Beispielsweise können Organe oder andere Strukturen eines Patienten oder sonstigen Untersuchungsobjekts in ihrer räumlichen Lage erfasst werden, um z.B. darauf basierend weitere Analysen einzuleiten. Insbesondere kann auch eine sogenannte Segmentierung einzelner Organe oder Strukturen durchgeführt werden, sodass diese Daten für nachfolgende Überlegungen verwendet werden können. Dabei ist entscheidend, dass geometrische Verzerrungen bei der Erzeugung der dreidimensionalen Bilddaten, d.h. der sogenannten „Volumenbilddaten“, weitestgehend unterdrückt bzw. vermieden werden.
• Die zur Rekonstruktion der Volumenbilddaten benötigten Projektionsmessdaten werden beispielsweise mittels eines Computertomographie-Systems (CT-Systems) akquiriert. Bei CT-Systemen läuft eine an einer rotierenden Gantry angeordnete Kombination aus Röntgenquelle und gegenüberliegend angeordnetem Röntgendetektor um einen Messraum um, in dem sich das Untersuchungsobjekt (das im Folgenden ohne Beschränkung der Allgemeinheit als Patient bezeichnet wird) befindet. Das Drehzentrum (auch „Isozentrum“ genannt) fällt dabei mit einer sogenannten Systemachse z zusammen, die parallel zu einer Vorschubrichtung einer Patientenliege verläuft. Mit Hilfe der Patientenliege kann der Patient in und aus dem Messraum bewegt werden. Bei einem oder mehreren Umläufen wird der Patient mit Röntgenstrahlung der Röntgenquelle durchstrahlt, wobei mit Hilfe des gegenüberliegenden Röntgendetektors Projektionsmessdaten bzw. Röntgenprojektionsdaten erfasst werden. Der Umlauf des Röntgensystems legt dabei quer, insbesondere senkrecht, zur Systemachse z eine sogenannte Axialebene oder Transversalebene fest, in der jeweils Projektionsdaten erzeugt und erfasst werden. Die Raumrichtungen innerhalb einer solchen Axialebene werden im Folgenden als „Axialebenen-Richtungen“ bezeichnet.
• In der modernen Computertomographie werden die rekonstruierten (zweidimensionalen) Bilddaten bzw. Schnittbilder ergänzend zur axialen Darstellung typischerweise in verschiedene Raumrichtungen reformatiert oder daraus wie oben erwähnt zusammenhängende dreidimensionale Bilddaten also „Volumenbilddaten“ erzeugt und visualisiert. Die eingangs angesprochene Weiterverarbeitung der rekonstruierten Volumenbilddaten, beispielsweise zur Segmentierung oder auch zur dreidimensionalen Darstellung, ist jedoch relativ schwierig. Die rekonstruierten Volumenbilddaten hängen wenigstens zum Teil von der Geometrie des Röntgendetektors oder in sonstiger Art und Weise von der Bauweise bzw. der „Hardware“ des Computertomographiesystems ab. Die Bauweise des Detektors und des Computertomographiesystems gibt beispielsweise eine minimal erzielbare Auflösungsbreite der dreidimensionalen Bilddaten, also die minimale Größe eines Voxels vor.
• Insbesondere werden meist auf Basis der in einer Axialebene akquirierten Projektionsmessdaten sogenannte axiale „Primärschichten“ rekonstruiert, die eine bestimmte Ausdehnung in der z-Richtung aufweisen. Diese Ausdehnung der Primärschichten kann durch die Detektorgeometrie und insbesondere durch die Ausdehnung eines einzelnen Detektorelements (Pixel des Detektors) in Richtung der Systemachse z vorgegeben sein. Die Primärschichten weisen somit eine „hardwareabhängige Ausdehnung“ in z-Richtung auf. Wie erwähnt werden üblicherweise die Patientenliege oder die Gantry parallel zur Systemachse z verschoben, sodass der Detektor und die Röntgenquelle relativ zu dem Patienten bewegt werden. Aus einer Serie von mehreren axialen Schnittbildern oder Primärschichten können dann auch dreidimensionale Bilddaten rekonstruiert werden, bei denen die Ausdehnung eines Volumenbildpunkts (Voxels) die Ausdehnung eines Detektorelements in z-Richtung unterschreitet. Dazu muss nur der Vorschub der Patientenliege in z-Richtung (d.h. der in z-Richtung zurückgelegte Weg des Detektors zwischen zwei Aufnahmezeitpunkten aus der gleichen Projektionsrichtung) geringer sein als die Ausdehnung eines Detektorelements in z-Richtung beträgt. In diesem Fall ergeben sich in z-Richtung räumlich überlappende Projektionsmessdaten bzw. Primärschichten, die eine Rekonstruktion mit erhöhter Auflösung in z-Richtung erlauben; in diesem Zusammenhang kann von einer Auflösungserhöhung durch sogenannte „Überabtastung“ gesprochen werden. Entsprechende Volumenbilddaten weisen wiederum eine „hardwareabhängige Ausdehnung“ in z-Richtung auf, die durch den Vorschub der Patientenliege und die Größe einzelner Detektorelemente gegeben ist.
• Die Auflösung der Bilddaten in den Axialebenen-Richtungen, also quer zur Systemachse z, ist darüber hinaus ebenfalls „hardwareabhängig vorgegeben“. D.h. im Wesentlichen wird die Auflösung der Primärschichten in der Axialebene durch die Geometrie des Messraumes bzw. den Umlauf der Strahlungsquelle um den Messraum bestimmt.
• Da diese „hardwarebedingten Faktoren“ selbst bei unterschiedlichen CT-Messungen mit dem gleichen CT-System variieren können (beispielsweise könnte die Vorschubgeschwindigkeit der Patientenliege geändert werden), treten häufig die eingangs erwähnten Schwierigkeiten in der weiteren Verwendung der rekonstruierten Bilddaten auf.
• Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, dreidimensionale Bilddaten so zur Verfügung zu stellen, dass diese auf einfache Art und Weise visualisiert und ggf. einer weitergehenden Anwendung zur Verfügung gestellt bzw. auf einfache Art und Weise nachfolgend verarbeitet werden können.
• Diese Aufgabe wird mit einem Rekonstruktionsverfahren nach Anspruch 1, einer Rekonstruktionseinheit nach Anspruch 11 und einem Bildgebungssystem nach Anspruch 14 gelöst.
• Die Erfindung beruht dabei auf der Erkenntnis, dass es für die weitergehende Verwendung von dreidimensionalen Bilddaten vorteilhaft ist, die Bilddaten so weit wie möglich unabhängig von den eingangs erwähnten Hardwaregegebenheiten der Datenakquise zu gestalten. Insbesondere soll der Einfluss der Bauweise eines Bildgebungssystems auf rekonstruierte Volumenbilddaten so gering wie möglich sein.
• Das erfindungsgemäße Verfahren zur mehrdimensionalen Rekonstruktion von Bilddaten, welche auf Projektionsmessdaten basieren, die mit Hilfe eines Bildgebungssystems, bevorzugt eines Computertomographiesystems erfasst wurden, betrifft die Rekonstruktion in wenigstens drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen in einem Rekonstruktionsbereich. Der Rekonstruktionsbereich ist dabei ein wenigstens dreidimensionaler Raumbereich, für dessen gesamte Ausdehnung die Bilddaten rekonstruiert werden sollen. Hierbei handelt es sich um den dreidimensionalen Ortsraumbereich. Zwar ist nicht ausgeschlossen, dass die Erfindung auch bei der Rekonstruktion von zeitabhängigen Volumenbilddaten genutzt wird, sodass der Rekonstruktionsbereich beispielsweise auch eine vierte Dimension, in diesem Fall die Zeit, umfassen kann. In diesem Sinne könnte die Zeit auch als eine „Raumrichtung“ interpretiert werden. Bei den weiteren Betrachtungen wird aber der lediglich der dreidimensionale Ortsraum betrachtet, d.h. die Raumrichtungen sind als Richtungen im Ortsraum anzusehen.
• Die drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen, im Folgenden auch durch „Rekonstruktionsvektoren“ repräsentiert, ermöglichen eine Beschreibung des Rekonstruktionsbereichs und bilden ein, vorzugsweise orthogonales, Erzeugendensystem für den dreidimensionalen Raumbereich. Das heißt, die Rekonstruktionsvektoren sind zueinander linear unabhängig.
• Die erfindungsgemäße Rekonstruktion erfolgt dabei unter Berücksichtigung anfänglich vorgegebener, bevorzugt systembedingter Auflösungsbreiten in Richtung der Rekonstruktionsvektoren. Unter systembedingten Auflösungsbreiten werden insbesondere, wie eingangs erläutert, Auflösungsbreiten verstanden, die durch die „Hardware“ bzw. die Bauweise des Bildgebungssystems bzw. des Detektors vorgegeben werden. Die systembedingt vorgegebenen Auflösungsbreiten werden im Folgenden beispielsweise auch als „erste, zweite und dritte Voxelbreiten“ (in den drei Raumrichtungen) für die zu rekonstruierenden Bilddaten bezeichnet.
• Bei den vorgegebenen Auflösungsbreiten, d.h. der ersten, zweiten und dritten Voxelbreite, kann es sich insbesondere um die Auflösungsbreiten der Primärschichten in Richtung der Rekonstruktionsvektoren handeln. Die Rekonstruktionsvektoren können beispielsweise mit der erwähnten Systemachse z und den jeweils orthogonal zu z und orthogonal zu einander orientierten Raumrichtungen x und y übereinstimmen, bzw. parallel zur diesen Richtungen verlaufen. Es ist aber auch denkbar, dass die vorgegebenen Auflösungsbreiten auf andere Art und Weise, z.B. durch einen Benutzer des Bildgebungssystems, vorgegeben sind.
• Gemäß dem erfindungsgemäßen Rekonstruktionsverfahren erfolgt eine automatische Anpassung einer Auflösungsbreite in wenigstens einer Raumrichtung, also eine Veränderung wenigstens einer der zunächst vorgegebenen Auflösungsbreiten (d.h. der ersten, zweiten oder auch dritten Voxelbreite), an eine Auflösungsbreite in wenigstens einer anderen der drei Raumrichtungen so, dass die angepassten Auflösungsbreiten im Wesentlichen identisch sind. Die Auflösungsbreiten werden dabei in Richtung der Rekonstruktionsvektoren betrachtet und eine „Veränderung einer Auflösungsbreite“ ist so zu verstehen, dass wenigstens überprüft wird, ob eine der betreffenden Auflösungsbreiten verändert werden muss, um im Wesentlichen identische Auflösungsbreiten zu erhalten. „Im Wesentlichen“ ist in diesem Zusammenhang so aufzufassen, dass die Voxel bis auf Rundungsfehler einer automatischen Berechnung bzw. der automatischen Anpassung und auch möglicherweise bis auf kleinere, geringfügige Abweichungen, von bevorzugt nicht mehr als 10%, besonders bevorzugt nicht mehr als 5% und ganz besonders bevorzugt nicht mehr als 2% der Auflösungsbreite, jeweils eine identische Auflösungsbreite in den gewünschten Raumrichtungen aufweisen. Die beschriebenen Abweichungen können insbesondere systembedingt verursacht sein. Beispielsweise kann aufgrund der Rechenvorschriften eines Rekonstruktionskerns eine Abweichung von nicht mehr als 10% auftreten. Für sogenannte MPR-Anwendungen (Multiplanar Reformatting) liegen die beschriebenen Abweichungen beispielsweise bei nicht mehr als 2% und bevorzugt bei VRT-Anwendungen (Volume Rendering Technique) liegen die Abweichungen bei nicht mehr als 5%. Eine Mehrzahl an Nachverarbeitungsverfahren liefern jedoch gute Ergebnisse, bei einer Abweichung der Auflösungsbreiten von nicht mehr als 10%, sodass bereits diese Beschränkung eine Vielzahl von Anwendungen erleichtert. Die geringfügigen Abweichungen können insbesondere in Randbereichen eines Rekonstruktionsbereichs bzw. bei den unmittelbar dem Rand des Rekonstruktionsbereichs zugeordneten Voxeln auftreten. D.h. „im Wesentlichen“ ist auch so zu verstehen, dass der erfindungsgemäß rekonstruierte Rekonstruktionsbereich mit einer Mehrzahl an Voxeln mit identischen Auflösungsbreiten in den gewünschten Raumrichtungen rekonstruiert wird.
• Somit können mit Hilfe der Erfindung universell skalierbare, dreidimensionale Bilddaten erzeugt werden, ohne dass zur Weiterverarbeitung, insbesondere zur Darstellung, komplizierte Zwischenrechenschritte oder Umrechnungen notwendig sind. Damit steht ein breites Anwendungsspektrum für die erzeugten Bilddaten zur Verfügung. Beispielsweise können auf Basis der Bilddaten besonders einfach Struktur- oder Modelldaten für jedes beliebige Untersuchungsobjekt abgeleitet werden.
• Dabei ist hervorzuheben, dass die erfindungsgemäße Rekonstruktion auch die Rekonstruktion der eingangs erwähnten Primärschichten umfassen kann, die mit einer vorgegebenen Auflösungsbreite „Inplane“, also orthogonal zur Systemachse z in der Axialebene, rekonstruiert werden. Dementsprechend wird eine Rekonstruktion innerhalb einer Axialebene im Folgenden auch als „Inplane-Rekonstruktion“ bezeichnet. Im Unterschied dazu wird eine Rekonstruktion in Richtung der eingangs beschriebenen Vorschubrichtung des Patiententisches, die parallel zur Systemachse z verläuft, im Folgenden mit „z-Rekonstruktion“ benannt.
• Typischerweise unterscheiden sich die Auflösungsbreiten zwischen einer Inplane-Rekonstruktion und einer z-Rekonstruktion. Im Gegensatz zu einer konventionellen Rekonstruktion, stellt die Erfindung nun mehrere Möglichkeiten zur Verfügung, schon bei Erzeugung der rekonstruierten Bilddaten diese typische „hardwarenahe“ bzw. „hardwaregegebene“ Unterscheidung der Auflösungsbreiten der Inplane-Rekonstruktion und der z-Rekonstruktion aufzuheben, so dass die Bilddaten universell verwendbar sind. Daher wird bei dem erfindungsgemäßen Verfahren besonders bevorzugt dafür gesorgt, dass zumindest die Auflösungsbreite in der z-Richtung (d.h. in Vorschubrichtung bzw. in Richtung der Systemachse des CT-Systems) an eine Auflösungsbreite in einer quer, insbesondere senkrecht, dazu verlaufenden Axialebenen-Richtungen (also z.B. der x- und/oder y-Richtung) angepasst wird oder umgekehrt. Ganz besonders bevorzugt werden die Auflösungsbreiten in allen drei Ortsraumrichtungen aneinander angepasst. Voxel mit dieser Eigenschaft werden im Folgenden als „isotrope Voxel“ bezeichnet.
• Es ist ergänzend zu erwähnen, dass abgesehen von der erfindungemäßen Anpassung der Auflösungsbreiten ein beliebiges herkömmliches Rekonstruktionsverfahren eingesetzt werden kann, beispielsweise eine übliche gefilterte Rückprojektion oder auch iterative Rekonstruktionsverfahren etc.
• Erfindungsgemäß wird weiterhin eine Rekonstruktionseinheit zur Rekonstruktion von Bilddaten auf Basis von mit Hilfe eines Bildgebungssystems, bevorzugt eines Computertomographiesystems, erfassten Projektionsmessdaten vorgeschlagen. Die erfindungsgemäße Rekonstruktion erfolgt in der Rekonstruktionseinheit in wenigstens drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen, d.h. wenigstens dreidimensional, wobei vorgegebene Auflösungsbreiten berücksichtigt werden. D.h. es sind Auflösungsbreiten in Richtung der erwähnten Rekonstruktionsvektoren, insbesondere systembedingt, beispielsweise als erste, zweite und dritte Voxelbreiten vorgegeben. Die erfindungsgemäße Rekonstruktionseinheit umfasst eine Eingangsschnittstelle zur Erfassung der Projektionsmessdaten und einen Rekonstruktionsprozessor, der insbesondere mit Hilfe eines Rekonstruktionskerns die Rekonstruktionsberechnungen durchführt. Dabei ist der Rekonstruktionsprozessor dazu ausgebildet, automatisch wenigstens eine Auflösungsbreite in zumindest einer der drei Raumrichtung, z.B. in Abhängigkeit von einer Auflösungsbreite in einer anderen der drei Raumrichtung, so festzulegen, so dass die zur Rekonstruktion festgelegten Auflösungsbreiten in Richtung der Rekonstruktionsvektoren im Wesentlichen identisch sind.
• Bevorzugt weist die Rekonstruktionseinheit darüber hinaus eine Ausgabeschnittstelle zur Ausgabe der rekonstruierten Bilddaten auf. Unter Ausgabe ist in diesem Fall auch die Übergabe der Bilddaten an andere Einheiten oder Module zu verstehen, wobei die Bilddaten dann ggf. weiterverarbeitet und/oder gespeichert werden können. Selbstverständlich ist auch die Ausgabe der Bilddaten an einen Benutzer beispielsweise über eine geeignete Benutzerschnittstelle, wie beispielsweise eine Anzeigeeinrichtung oder einen Drucker, in dem Begriff Ausgabe eingeschlossen.
• Ein erfindungsgemäßes medizintechnisches Bildgebungssystem, insbesondere Computertomographiesystem, ist außer mit den üblichen Komponenten mit einer erfindungemäßen Rekonstruktionseinheit ausgestattet.
• Die Rekonstruktionseinheit, insbesondere der Rekonstruktionsprozessor, kann ganz oder teilweise in Form von Softwaremodulen in einem Prozessor, bevorzugt eines Bildgebungssystems, realisiert werden. Ebenso kann die Rekonstruktionseinheit aber auch als Hardwarekomponente ausgebildet sein, beispielsweise in Form von geeignet aufgebauten ASICs. Die Rekonstruktionseinheit könnte ferner auch als durch Software unterstützte Hardwarekomponente aufgebaut sein. Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Rekonstruktionseinheiten auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Die Erfindung umfasst daher auch ein Computerprogramm, welches direkt in einem Prozessor einer programmierbaren Recheneinrichtung einer Rekonstruktionseinrichtung ladbar ist, mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in dem Prozessor ausgeführt wird.
• Weitere besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen sowie der nachfolgenden Beschreibung, wobei die unabhängigen Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
• Besonders bevorzugt erfolgt die automatische Anpassung der Auflösungsbreite durch eine Anpassung einer Rekonstruktionsbereichsabmessung, die für eine Ebene des Rekonstruktionsbereichs, bevorzugt zur erwähnten Inplane-Rekonstruktion, festgelegt ist. Beispielsweise umfasst die Rekonstruktionsbereichsabmessung einen Rekonstruktionsdurchmesser.
• Die Rekonstruktionsbereichsabmessung bzw. der Rekonstruktionsdurchmesser, kann dabei bzgl. der erwähnten Ebene des Rekonstruktionsbereichs, insbesondere anfänglich (d.h. vor der Anpassung), einer räumliche Ausdehnung eines sogenannten „Field of View“ (FoV) eines Detektors zur Erfassung der Projektionsmessdaten entsprechen. Bevorzugt beschreibt die Rekonstruktionsbereichsabmessung bzw. der Rekonstruktionsdurchmesser dann das FoV in Richtung quer zur Vorschubrichtung des Detektors, also „Inplane“.
• Als FoV wird dabei typischerweise ein Flächenbereich der erwähnten Ebene bezeichnet, aus dem in allen in dem Bildgebungssystem einstellbaren Detektorpositionen Projektionsdaten der Röntgenquelle soweit erfasst werden können, so dass für die Bildpunkte in diesem Bereich Bilddaten rekonstruiert werden können. Der maximal mögliche Flächenbereich kann leicht durch Anwendung des Strahlensatzes mit Hilfe der Detektorabmessungen und den Abständen des Detektors zum Patienten und zur Röntgenquelle berechnet werden. Im Fall der Aufnahme von Röntgenprojektionsdaten mit einer umlaufenden Röntgenquelle, kann das FoV auch durch den Durchmesser des kreisförmigen Schnittflächenbereichs beschrieben werden, den der vom Detektor „gesehene“ Röntgenkegel bzw. -fächer bei einem Umlauf um den Messraum fortwährend mit Röntgenstrahlung bestrahlen könnte.
• Im Fall einer Inplane-Rekonstruktion entspricht der Rekonstruktionsdurchmesser anfänglich typischerweise im Wesentlichen dem Durchmesser des zur Erzeugung einer Primärschicht verwendeten FoV. Die Auflösungsbreiten der Primärschicht in Richtung der beiden Rekonstruktionsvektoren „inplane“ kann gleich sein. Eine Anpassung des Rekonstruktionsdurchmessers kann in diesem Fall die Auflösungsbreite der rekonstruierten Bilddaten bzgl. aller Rekonstruktionsvektoren verändern, die in der Axialebene verlaufen, so dass dann von einer gemeinsamen „Auflösungsbreite der Inplane-Rekonstruktion“ für die Rekonstruktionsvektoren in Axialebenen-Richtung gesprochen werden kann.
• Durch Anpassung der Rekonstruktionsbereichsabmessung, insbesondere des Rekonstruktionsdurchmessers, und somit der Auflösungsbreite der Inplane-Rekonstruktion an die Auflösungsbreite der z-Rekonstruktion, können Auflösungsbreiten erreicht werden, die in Richtung aller drei erwähnten Rekonstruktionsvektoren identisch sind. Man erhält also in eingangs erwähnter Weise isotrope Voxel in dem Rekonstruktionsbereich.
• Alternativ oder auch zusätzlich zur Anpassung der Rekonstruktionsbereichsabmessung bzw. des Rekonstruktionsdurchmessers kann die automatische Anpassung der Auflösungsbreite auch durch Anpassung einer sogenannten „Matrixgröße“ erfolgen.
• Die Matrixgröße ist durch ein Feld aus Zeilen und Spalten gegeben, das die Bilddaten (insbesondere bei einem Röntgenprojektionsverfahren Hounsfield-Werte) in der Axialebene des Rekonstruktionsbereichs wiedergibt. Die Matrixgröße ist dabei durch das Produkt einer Zeilen- bzw. Spaltenanzahl des rekonstruierten Bildes in Richtung jeweils eines Rekonstruktionsvektors der Axialebene des Rekonstruktionsbereichs beschrieben. Bei einer Inplane-Rekonstruktion, wobei die entsprechenden Rekonstruktionsvektoren ohne Beschränkung der Allgemeinheit mit jeweils zueinander orthogonalen Vektoren in x-, y-, z-Richtung (d.h. x und y sind orthogonal zur Vorschubrichtung z gewählt) gleichgesetzt werden, kann die Matrixgröße beispielsweise 512 × 512 betragen, d.h. die Abbildung weist in x-Richtung 512 Spalten und in y-Richtung 512 Zeilen auf. Die Matrixgröße entspricht also der Anzahl von Bildpunkten in der erwähnten Ebene für die eine Rekonstruktion durchgeführt wird.
• Die Matrixgröße und der Rekonstruktionsdurchmesser sind dabei zunächst voneinander entkoppelt festzulegende Größen, die für eine Rekonstruktion individuell bestimmt werden können. Für eine rekonstruierte Röntgenprojektionsabbildung ergibt sich jedoch der Zusammenhang rd = m_x·vs_x (1)
• Dabei entspricht rd dem Rekonstruktionsdurchmesser, m_x der Spaltenzahl, also der Anzahl der Spalten in x-Richtung, wobei ohne Beschränkung der Allgemeinheit ein erster Rekonstruktionsvektor parallel zur Raumrichtung x verläuft, die orthogonal zur Systemachse z orientiert ist. Ferner gibt vs_x die Auflösungsbreite in x-Richtung bzw. in Richtung des ersten Rekonstruktionsvektors wieder. Eine Zeilenzahl m_y, welche die Anzahl der Zeilen in y-Richtung, also einer zur x-Richtung und Systemachse z orthogonalen Raumrichtung beschreibt, kann in diesem Fall identisch sein. Dies schließt jedoch nicht aus, dass eine unterschiedliche Anpassung der Matrixgröße für zueinander unterschiedliche, insbesondere orthogonale Raumrichtungen bzw. Rekonstruktionsvektoren, quer zur Systemachse z erfolgen kann. Verändert man nun beispielsweise die entsprechende Matrixgröße bzw. die Spaltenzahl m_x bzw. den Rekonstruktionsdurchmesser rd, so kann dabei die Auflösungsbreite vs_x so eingestellt werden, dass sie identisch zur Auflösungsbreite vs_z in Richtung der Systemachse z ist. Somit können isotrope Voxel gemäß der Erfindung erreicht werden.
• Eine weitere Möglichkeit zur automatischen Anpassung der Auflösungsbreite besteht darin, eine vorgegebene Schichtdicke quer zur z-Richtung, insbesondere die Schichtdicke der erwähnten Primärschichten, anzupassen bzw. zu verändern. Vorzugsweise ist die Schichtdicke dabei ursprünglich auf Basis einer Detektorelementbreite in z-Richtung vorgegeben. Wie eingangs erläutert, kann die Schichtdicke ferner auch durch die Bewegung eines Detektors in Vorschubrichtung zur Erfassung der Bildinformationsmessdaten gegenüber einem Patienten festgelegt sein, beispielsweise wenn eine Überabtastung des Rekonstruktionsbereichs vorliegt.
• Bei allen beschriebenen Varianten werden also die zur Rekonstruktion bisher nicht gekoppelten Parameter FoV-Abmessung bzw. Rekonstruktionsbereichsabmessung (insbesondere der Rekonstruktionsdurchmesser), Matrixgröße und Schichtdicke entsprechend der Erfindung so in Abhängigkeit voneinander verändert, dass die Auflösungsbreiten in den verschiedenen Raumrichtungen wie gewünscht aneinander angepasst bzw. im wesentlichen identisch sind.
• Um Bildartefakte zu vermeiden, die durch die Anpassung möglicherweise erzeugt werden, ist es ferner vorteilhaft, dass die Rekonstruktion unter Verwendung eines Moiré-Filters durchgeführt wird. Beispielsweise können sich unter bestimmten Umständen Ortsfrequenzen von Projektionsdaten aufgrund der angepassten Auflösungsbreiten ändern, so dass Aliasing-Effekte besonders zu Tage treten können. Diese können insbesondere mit Hilfe eines Moiré-Filters unterdrückt werden. Entsprechend kann eine Rekonstruktionseinheit ebenfalls zur Durchführung einer Rekonstruktion unter Verwendung eines Moiré-Filters ausgebildet sein.
• Vorzugsweise ist die automatische Anpassung durch vorgegebene Parameterbereiche für die Werte der Auflösungsbreiten beschränkt. Die Parameterbereiche können beispielsweise durch maximale bzw. minimale Auflösungsbreiten gegeben sein und insbesondere die Vorgabe von minimalen und/oder maximalen Auflösungsbreiten jeweils in Richtung der Rekonstruktionsvektoren umfassen. Dies ist besonders vorteilhaft, wenn die Rekonstruktion auf Basis von – wie eingangs erwähnt – überabgetasteten Projektionsmessdaten erfolgt.
• Durch die Beschränkung der automatischen Anpassung der Auflösungsbreite durch Parameterbereiche kann eine Anpassung so erfolgen, dass die Auflösungsbreite eines Voxel (bevorzugt in z-Richtung), wenigstens die durch die physikalischen Randbedingungen bzw. die Bauweise des Detektors, insbesondere die Anordnung des Detektors gegenüber der Strahlungsquelle, gegebene Länge bzw. Ausdehnung eines nicht angepassten Voxels im Isozentrum erreicht. Dabei ist darauf hinzuweisen, dass die Wahl der Systemparameter zur Durchführung der Projektionsmessung bereits einen entscheidenden Einfluss auf die möglichen Anpassungen der Auflösungsbreite hat. Auch die zur Durchführung der Projektionsmessung ausgewählten Systemparameter werden dementsprechend als physikalische Randbedingungen verstanden. Beispielsweise könnte mit Hilfe der Systemparameter festgelegt sein, dass mehrere Pixel des Detektors ein gemeinsames Detektorsignal ausgeben, sodass die für die Messung „relevante Bauweise“ des Detektors elektronisch durch Zusammenfassung von Detektorsignalen mit Hilfe von Systemparametern verändert werden kann. Bevorzugt können deshalb die Systemparameter zur Erfassung der Projektionsmessdaten so festgelegt sein, dass die Projektionsmessdaten mit geringst möglichen Einschränkungen bzgl. der Anpassung der Auflösungsbreiten erfasst werden. Diese Einstellungen werden als „generische Systemparameter“ bezeichnet. Die generischen Systemparameter können beispielsweise umfassen, dass die erwähnte Zusammenfassung von Detektorsignalen vermieden wird oder ein maximal mögliches FoV des Detektors zur Erfassung der Projektionsmessdaten eingestellt wird.
• Vorzugsweise kann der Rekonstruktionsbereich durch einen Bediener, besonders bevorzugt mit Hilfe einer Benutzerschnittstelle der Rekonstruktionseinheit, ausgewählt werden. Mit Hilfe einer Maus oder anderer geeigneter Eingabemittel kann beispielsweise auf Übersichtsdarstellung des Untersuchungsobjekts, beispielsweise einem einfachen Projektions-Topogramm oder einer aus den Projektionsdaten zunächst in herkömmlicher Weise rekonstruierten Bilddaten (dreidimensional oder Schnittbildern), die im Späteren auch als „Vorab-Rekonstruktion“ bezeichnet wird, markiert und somit ausgewählt werden. Auf diese Weise können die Bilddaten, die später der Weiterverarbeitung oder Darstellung zur Verfügung gestellt werden, durch einen Benutzer ausgewählt werden und auch die automatische Anpassung kann auf einen Rekonstruktionsbereich beschränkt werden, der möglicherweise von dem durch die verfügbaren Projektionsmessdaten abgedeckten Raumbereich abweicht, d.h. insbesondere kleiner als der durch die Projektionsmessdaten abgedeckte Raumbereich ist. Somit können Vorteile in der Geschwindigkeit erreicht werden, mit welcher die rekonstruierten Bilddaten in Form von isotropen Voxeln zur Verfügung gestellt werden.
• Besonders vorteilhaft kann durch den Benutzer ferner in zumindest einer Raumrichtung bzw. in Richtung eines Rekonstruktionsvektors eine Auflösungsbreite ausgewählt bzw. vorgegeben werden. Besonders bevorzugt erfolgt eine Anpassung der Auflösungsbreiten in die anderen Raumrichtungen bzw. in Richtung der anderen Rekonstruktionsvektoren dann automatisch. Dabei ist hervorzuheben, dass die automatische Anpassung der Auflösungsbreite in einer ersten Richtung an eine Auflösungsbreite in einer zweiten Richtung dann wiederum auch die eine Kontrolle bzw. Überprüfung umfassen kann, ob die Auflösungsbreite in einer dritten Richtung angepasst werden muss oder ggf. belassen werden kann, um isotrope Voxel gemäß der Auswahl oder Vorgabe des Benutzers zu erhalten.
• Die Auswahl bzw. Festlegung der Auflösungsbreite erfolgt bevorzugt mit Hilfe einer Benutzerschnittstelle der Rekonstruktionseinheit, die beispielsweise auch die erwähnten Parameterbereiche anzeigen oder an den Benutzer vermitteln kann.
• Besonders bevorzugt erfolgt die automatische Anpassung der wenigstens einen Auflösungsbreite unter Berücksichtigung einer Übertragungskette des Bildgebungssystems. Das heißt, bei einem CT-System kann beispielsweise die Rekonstruktion unter der Berücksichtigung des Fokus, des Patienten, der Detektorbeschaffenheit, der Beschaffenheit und Konstruktion der Ausleseelektronik sowie beispielsweise einer automatischen Pixelzusammenfassung des Detektors erfolgen. Die Übertragungskette bestimmt beispielsweise eine Übertragungsfunktion des Bildgebungssystems, die Veränderung bzgl. der Frequenzinformation der Bilddaten beschreibt und Grenzen der möglichen Schärfe (d.h. eine möglicherweise auftretende Unschärfe) der Bilddaten vorgibt. Besonders bevorzugt werden beispielsweise die zuvor beschriebenen Parameterbereiche für die Auflösungsbreiten unter Berücksichtigung der Übertragungskette beschränkt. Somit ist es möglich, die Auflösungsbreite so zu wählen, dass sie nicht unterhalb eines Werts liegt, der beispielsweise in der Größenordnung des durch die Übertragungskette gegebenen Verschwimmens bzw. einer Unschärfe der Voxelbreite wenigstens in Richtung eines Rekonstruktionsvektors liegt. Bevorzugt wird die maximale Unschärfe, die durch die Übertragungskette bestimmt ist, bei der Festlegung der Auflösungsbreite berücksichtigt. D.h. die minimale Auflösungsbreite ist größer als die maximale Unschärfe, bedingt durch die Übertragungskette.
• Sinnvollerweise sollte die automatische Anpassung so erfolgen, dass in dem bevorzugt durch den Benutzer ausgewählten Rekonstruktionsbereich enthaltene Bereiche eines abzubildenden Untersuchungsobjekts bzw. Patienten nach erfolgter automatischer Anpassung der Auflösungsbreite in den rekonstruierten Bilddaten enthalten sind. In besonders bevorzugter Art und Weise umfasst das Verfahren dazu einen gesonderten Prüfschritt, mit dessen Hilfe dies sichergestellt wird. Dazu können beispielsweise vor, nach oder während der automatischen Anpassung Körperkonturen der Untersuchungsobjekts bzw. Patienten erfasst und ausgewertet werden.
• Vorzugsweise umfasst die Rekonstruktionseinheit eine Steuerschnittstelle, mit welcher der Rekonstruktionsbereich erfasst bzw. mit welcher ein von einem Benutzer ausgewählter Rekonstruktionsbereich an die Rekonstruktionseinheit übermittelt werden kann. Beispielsweise kann die Steuerschnittstelle darüber hinaus auch zur Erfassung eines Rekonstruktionsmodusbefehls ausgebildet sein, welcher festlegt, dass eine automatische Anpassung von Auflösungsbreiten erfolgen soll, um isotrope Voxel zu erhalten.
• Bevorzugt umfasst die Rekonstruktionseinheit zudem eine Warneinrichtung, die dazu ausgebildet ist, ein Warnsignal abzugeben, wenn die automatische Anpassung nicht entsprechend einer Vorgabe des Benutzers oder einer automatischen Parametrisierung der Anpassung durchgeführt werden kann. Dies kann beispielsweise dann der Fall sein, wenn die automatische Anpassung der Auflösungsbreite die durch die Übertragungskette bestimmte Unschärfe der Pixel bzw. Voxel unterschreitet oder die beschriebenen Parameterbereiche der Auflösungsbreite zur automatischen Anpassung unter Berücksichtigung der Vorgabe eines Benutzers für eine gewünschte Auflösungsbreite verlassen werden müssten. Beispielsweise kann ein Benutzer in Richtung der Systemachse z eine gewünschte Auflösungsbreite bzw. ein Rekonstruktionsintervall vorgeben, welche bzw. welches deutlich unter einer physikalisch sinnvollen, im Späteren noch genauer beschriebenen, unteren Grenze für die Auflösungsbreite liegt. In diesem Fall würde ein entsprechender Hinweis ausgegeben werden.
• Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Dabei sind in den verschiedenen Figuren gleiche Komponenten mit identischen Bezugsziffern versehen. Es zeigen:
• 1 ein Bildgebungssystem mit einem Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäßen Rekonstruktionseinheit,
• 2 eine schematische Darstellung der Geometrie der Röntgenquellen- und Detektoranordnung des Bildgebungssystems gemäß 1,
• 3 Ausführungsbeispiele zur Veränderung von Auflösungsbreiten bezüglich einer Inplane-Rekonstruktion
• 4 Ausführungsbeispiele zur Veränderung von Auflösungsbreiten bezüglich einer z-Rekonstruktion
• 5 ein Flussdiagramm eines Rekonstruktionsverfahrens bei dem isotrope Voxel erzeugt werden, und
• 6 die Erstellung vorgegebener Parameterbereiche.
• In 1 ist schematisch ein Computertomographiesystem 1 mit einer erfindungsgemäßen Rekonstruktionseinrichtung 100 dargestellt. Das CT-System 1 besteht dabei im Wesentlichen aus einem üblichen Scanner 2, in welchem an einer Gantry 10 ein Projektionsmessdaten-Akquisitionsystem 31 mit einem Detektor 30 und einer dem Detektor 30 gegenüberliegenden Röntgenstrahlungsquelle 15 um einen Messraum 12 umläuft. Vor dem Scanner 2 befindet sich ein Patiententisch 20, dessen oberer Teil 21 mit einem darauf befindlichen Patienten O relativ zum Scanner 2 verschoben werden kann, um den Patienten O relativ zum Projektionsmessdaten-Akquisitionsystem 31 durch den Messraum 12 hindurch bewegen zu können.
• Angesteuert werden der Scanner 2 und der Patiententisch 20 durch eine Tomographensteuereinrichtung 40, von der aus über eine übliche Tomographensteuerschnittstelle 42 Steuerdaten ST gesandt werden, um das System gemäß vorgegebener Messprotokolle in herkömmlicher Weise anzusteuern. Durch die Bewegung des Patienten O entlang der Systemachse z, und den gleichzeitigen Umlauf der Strahlungsquelle 15 kann ein dreidimensionaler Raumbereich des Patienten O erfasst werden. Insbesondere kann die Röntgenstrahlungsquelle 15 während der Messung eine helixförmige Trajektorie, bezogen auf ein fest gegenüber dem Patienten O definierten Koordinatensystem, beschreiben. In diesem Koordinatensystem sind in dem Ausführungsbeispiel die Rekonstruktionsvektoren R_x, R_y, R_z festgelegt. Der Detektor 30 akquiriert dabei Projektionsmessdaten P1, ..., Pk, die an eine Messdatenschnittstelle 44 der Tomographensteuereinrichtung 40 übergeben werden. Diese Projektionsmessdaten P1, ..., Pk werden dann in der Rekonstruktionseinrichtung 100 weiterverarbeitet, die in der Tomographensteuereinrichtung 40 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert sein kann.
• Die Erfindung ist aber nicht auf Projektionsmessdaten P1, ..., Pk beschränkt, die mittels eines helixförmigen Scans akquiriert wurden. Beispielsweise können die Projektionsmessdaten P1, ..., Pk auch mehrere sequentielle Schichtmessungen in Schnittebenen umfassen, die beispielsweise auch in zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen durch den Patienten O verlaufen können.
• Das erfindungsgemäße Verfahren ist zudem grundsätzlich aber auch an anderen CT-Systemen, z. B. mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor, oder mehreren Strahlungsquellen bzw. Detektoren, insbesondere auch im Dual-Energie-Betrieb, einsetzbar.
• Die Rekonstruktionseinrichtung 100 weist hier, wie in 1 vergrößert dargestellt ist, eine Eingangsschnittstelle 110 zur Übernahme der Röntgen-CT-Datensätze also der Projektionsmessdaten P1, ..., Pk, auf. Mit Hilfe eines Rekonstruktionsprozessors 130 erfolgt die erfindungsgemäße Rekonstruktion in der Rekonstruktionseinrichtung 100.
• Die fertigen rekonstruierten computertomographischen Volumenbilddaten BD werden dann an eine Ausgabeschnittstelle 140 übergeben, welche die erzeugten Volumenbilddaten BD dann beispielsweise in einem Speicher 45 der Tomographensteuereinrichtung 40 hinterlegt und/oder zur Ausgabe auf dem Bildschirm bzw. einer Benutzerschnittstelle GUI der Tomographensteuereinrichtung 40 übergibt. Ferner können die Volumenbilddaten BD über die Ausgabeschnittstelle 140 in eine an das Computertomographiesystem 1 angeschlossenes Netzwerkverbindung 6, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS) oder ein anderes medizinische Bildverarbeitungssystem wie beispielsweise PACS, einspeist werden bzw. in dort vorhandenen Massenspeicher hinterlegt oder auf dort angeschlossenen Druckern ausgegeben werden. Die Daten BD können auch in beliebiger Weise, z.B. zur eingangs angesprochenen Segmentierung, weiterverarbeitet und dann ggf. gespeichert oder ausgegeben werden.
• In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel kann ein Benutzer einen Rekonstruktionsbereich RA auswählen. Der Rekonstruktionsbereich RA betrifft hier einen dreidimensionalen Raumbereich in dem Bilddaten BD rekonstruiert werden sollen. Der Raumbereich wird durch die bereits erwähnten Rekonstruktionsvektoren R_x, R_y, R_z beschrieben, die in dem Ausführungsbeispiel ein orthogonales Erzeugendensystem des Rekonstruktionsbereichs RA bilden, d.h. der Rekonstruktionsbereich RA ist dem Patienten O räumlich fest zugeordnet. Der Rekonstruktionsvektor R_z verläuft dabei parallel zur Systemachse z, und die beiden weiteren Rekonstruktionsvektoren R_x bzw. R_y parallel zu den Raumrichtungen x bzw. y des orthogonalen Ortsraumsystems x, y, z.
• Vor, während oder nach der Auswahl des Rekonstruktionsbereichs RA kann der Benutzer festlegen, ob eine erfindungsgemäße Rekonstruktion mit isotropen Voxeln erfolgen soll. Sowohl die Festlegung des Rekonstruktionsbereichs RA als auch die Auswahl einer „isotropen Voxel Rekonstruktion“ kann mit Hilfe einer Benutzerschnittstelle GUI des Terminals 5 oder auch der Tomographensteuereinrichtung 40 erfolgen. Der Rekonstruktionsbereich RA und auch die zugeordneten Rekonstruktionsvektoren R_x, R_y, R_z bzw. Informationen über die Raumrichtungen werden an eine Steuerschnittstelle 120 der Rekonstruktionseinrichtung 100 übermittelt.
• Bei Auswahl einer Rekonstruktion mit isotropen Voxeln wird zudem einen Rekonstruktionsmodusbefehl T an die Steuerschnittstelle 120 der Rekonstruktionseinheit 100 übermittelt, so dass diese dann die Rekonstruktion auf Basis des nachfolgend genauer beschriebenen erfindungsgemäßen Rekonstruktionsverfahrens durchführt. Dabei wird im Folgenden von dem bevorzugten Beispiel ausgegangen, dass isotrope Voxel erzeugt werden sollen, d.h. Voxel, die in allen drei Ortsraumrichtungen im Wesentlichen die gleiche Auflösungsbreite aufweisen.
• Der Benutzer kann ferner ebenso mit Hilfe des Terminals 5 oder der graphischen Benutzerschnittstelle GUI, die beispielsweise durch einen Touchscreen gebildet wird, eine gewünschte Auflösungsbreite für die isotropen Voxel vorgeben, dabei können beispielsweise mehrere gewünschte Auflösungsbreiten für mehrere nacheinander ausgeführte Rekonstruktionen eingegeben werden. Alternativ können die gewünschten Auflösungsbreiten oder auch der Rekonstruktionsbereich RA beispielsweise in einem Definitionsdatensatz hinterlegt sein, der dann zur Rekonstruktion von der Rekonstruktionseinheit 100 eingelesen bzw. erfasst wird. Somit kann eine vollautomatische Steuerung der Rekonstruktion beispielsweise in Form eines sogenannten Batchbetriebs mit Hilfe eines Steuerprotokolls erreicht werden, das einen oder mehrere Definitionsdatensätze enthält. Unabhängig davon, ob diese Daten mit Hilfe der Benutzerschnittstelle GUI eingegeben oder aus einem Definitionsdatensatz entnommen wurden, können die entsprechenden Daten mit Hilfe der Steuerschnittstelle 120 erfasst werden und dem Rekonstruktionsprozessor 130, beispielsweise ebenfalls über die Eingangsschnittstelle 110 zu Verfügung gestellt werden.
• Die Rekonstruktionseinrichtung 100 ist in diesem Ausführungsbeispiel dazu ausgebildet, die Auflösungsbreite mit vorgegebenen Parameterbereichen zu vergleichen. Die vorgegebenen Parameterbereiche geben obere und untere Grenzen für die automatische Anpassung der Auflösungsbreite vor. Dabei können die vorgegebenen Parameterbereiche von einem Bediener festgelegt oder auch bevorzugt automatisch ermittelt werden. Beispielsweise können die vorgegebenen Parameterbereiche ebenfalls in dem Definitionsdatensatz umfasst sein oder gesondert, insbesondere über die Eingangsschnittstelle 110, zur Verfügung gestellt werden, beispielsweise wiederum durch Eingabe mittels der Benutzerschnittstelle GUI. Die automatische Ermittlung der vorgegebenen Parametermeterbereiche wird im Folgenden noch genauer beschrieben.
• Ferner kann über die Ausgabeschnittstelle 140 oder z.B. mittels einer direkt, d.h. möglicherweise auch unter Umgehung der Ausgabeschnittstelle 140, angesteuerten Warneinrichtung 145, beispielsweise einem Lautsprecher, ein Warnsignal W abgegeben werden, welches kenntlich macht, dass eine Anpassung der Auflösungsbreiten mit isotropen Voxeln entsprechend einer Vorgabe, insbesondere im Hinblick auf die erwähnten Parameterbereiche nicht automatisch möglich war. D.h. ein Warnsignal W wird insbesondere auf Basis des erwähnten Vergleichs der Benutzervorgaben mit dem vorgegebenen Parameterbereich ausgegeben.
• Um Bildartefakte zu verhindern bzw. zu minimieren, die möglicherweise im Zuge der automatischen Anpassung auftreten, ist die Rekonstruktionseinrichtung 100 und insbesondere der Rekonstruktionsprozessor 130 so ausgebildet, dass die Rekonstruktion mit Hilfe von Filtern, insbesondere eines Moiré-Filters, erfolgen kann. Der Benutzer kann beispielsweise über die Benutzerschnittstelle GUI ebenfalls auswählen, ob ein entsprechender Filter zur Rekonstruktion verwendet werden soll.
• Eine genauere Erläuterung des erfindungsgemäßen Rekonstruktionsverfahrens, soweit es von einer üblichen Rekonstruktion abweicht, erfolgt nun mit Hilfe der Darstellungen und Ausführungsbeispiele der 2 bis 6.
• 2 verdeutlich zunächst die eingangs beschriebene „Hardwareabhängigkeit“ der erwähnten ersten zweiten und dritten Voxelbreiten.
• Moderne Röntgendetektoren 30 weisen üblicherweise mehrere Detektorelemente 35 auf, die in dem Ausführungsbeispiel matrixartig in mehreren Detektorzeilen 36 und mehreren Detektorspalten 37 angeordnet sind. Die Detektorelemente 35 akquirieren Projektionsmessdaten P1, die exemplarisch und ausschnittsweise für eine Detektorzeile 36 in einem im unteren Bereich der 2 gezeigten Diagramm dargestellt sind. Das Diagramm zeigt bzgl. der Hochachse für mehrere Detektorelemente 35 in der Detektorzeile 36 zu einem bestimmten Zeitpunkt gemessene Intensitätswerte. Jedem Detektorelement 35 ist dabei ein eigener Messkanal zugeordnet, dessen Kanalnummer c in dem Diagramm die Rechtsachse bildet. Bei einem Umlauf der Gantry werden solche Projektionsdaten P1 von einem bestimmten Volumen, welches den Rekonstruktionsbereich RA enthält, in schneller Abfolge aus verschiedenen Winkelrichtungen erzeugt.
• Die erfassten Projektionsdaten P1 werden dann für eine Rekonstruktion R der gewünschten Volumenbilddaten in dem Rekonstruktionsbereich RA verwendet. Die Volumenbilddaten weisen dabei einzelne Voxel, mit bevorzugt quaderförmiger Form auf, wobei die Kanten des Quaders in Richtung der Rekonstruktionsvektoren R_x, R_y und R_z verlaufen.
• Der Rekonstruktionsdurchmesser rd, d.h. der Durchmesser des Rekonstruktionsbereichs RA, wird dabei typischerweise anfänglich mit dem FoV des Detektors 30 gleichgesetzt und bezüglich einer Schnittfläche von Röntgenkegeln oder -fächern quer zur Systemachse z, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten während des Umlauf der Röntgenquelle 15 um den Messraum in Richtung der Untersuchungsobjekts O ausgesandt und vom Detektor 30 gesehen werden, bestimmt. Dieser Umlauf der Röntgenquelle 15 ist gestrichelt markiert, wobei jeweils ein sogenannter Zentralstrahl des korrespondierenden Röntgenfächers eingezeichnet ist, um eine Veränderung des Röntgenfächers über die Zeit des Umlaufs anzudeuten. Dabei ist der Rekonstruktionsdurchmesser rd anfänglich also durch die Abmessungen des Computertomographiesystems, also „hardwareabhängig“ vorgegeben.
• Die erste und zweite Voxelbreite, d.h. die Kantenlänge der rekonstruierten Voxel in R_x und R_y Richtung, senkrecht zur Systemachse z, ist durch den erwähnten Rekonstruktiondurchmesser rd und die Anzahl der bezüglich der Schnittfläche rekonstruierten Voxel bestimmt, die wie erwähnt durch eine Matrixgröße gegeben ist.
• Auch die dritte Voxelbreite vs_z kann dabei „hardwareabhängig“ vorgegeben sein, beispielsweise durch die Abmessungen eines oder mehrerer zusammengefasster Detektorelements 35 in Richtung der Systemachse z. Relevant ist dabei ein sogenannter Vergrößerungsfaktor, der durch das Verhältnis zwischen dem Abstand der Detektorelemente 35 zur Röntgenstrahlungsquelle 15 und dem Abstand des Patienten O (bzw. des Isozentrums IZ, wenn der Patient O im Bereich des Isozentrums IZ angeordnet ist) zur Röntgenstrahlungsquelle 15 gegeben ist. Die mit dem Vergrößerungsfaktor skalierte Abmessung eines oder mehrerer zusammengefasster Detektorelemente 35 kann dann die Voxelbreite in z-Richtung vorgeben. Ebenso kann die erwähnte Schichtdicke bzw. dritte Voxelbreite mit einer bzgl. des Isozentrums IZ mit Hilfe des Vergrößerungsfaktors rückgerechneten Detektorkollimierung vorgegeben werden; im Folgenden bezieht sich der Begriff Detektorkollimierung deshalb auf eine rückgerechnete Auflösungsbreite in Richtung der Systemachse z, die durch eine Öffnung eines Kollimators zur Begrenzung der Röntgenstrahlung gegenüber dem Detektor bestimmt wird.
• Darüber hinaus kann die dritte Voxelbreite durch die eingangs erwähnte Überabtastung des Rekonstruktionsbereichs RA bestimmt sein. Die dritte Voxelbreite ist dann in Abhängigkeit von der Schrittweite des Vorschubs vorgegeben.
• 3 zeigt die Anwendung möglicher Schritte eines erfindungsgemäßen Rekonstruktionsverfahrens zur Rekonstruktion von Volumenbilddaten BD mit isotropen Voxeln auf Basis der Projektionsmessdaten P1, ..., Pk. Wie durch einen eine Rekonstruktion R repräsentierenden ersten Pfeil angedeutet, werden zunächst ausgehend von den Projektionsmessdaten P1, ..., Pk (links oben dargestellt) mehrere Primärschichten PL1, PL2, PL3 jeweils mit Voxeln einer vorgegebenen ersten, zweiten und dritten Voxelbreite vs_x, vs_y, vs_z rekonstruiert. D.h. eine Vorab-Rekonstruktion erfolgt – wie bereits bzgl. der 2 beschrieben – mit Voxeln, die einen Raumquader beschreiben dessen Kanten in Richtung der Rekonstruktionsvektoren R_x, R_y, R_z verlaufen, wobei die Kanten jeweils eine Kantenlänge entsprechend der ersten zweiten oder dritten Voxelbreite vs_x, vs_y, vs_z aufweisen. Diese Rekonstruktion erfolgt mit einem beliebigen herkömmlichen Verfahren, beispielsweise mit einer gefilterten Rückprojektion.
• Wie schematisch angedeutet ist, handelt es sich dabei um Primärschichten PL1, PL2, PL3, die nicht von isotropen Voxeln gebildet werden und wobei die vorgegebenen ersten zweiten und dritten Voxelbreiten vs_x, vs_y, vs_z wie bzgl. 2 beschrieben vorgegeben sind. Auf Basis der Vorab-Rekonstruktion der Primärschichten PL1, PL2, PL3 besteht dann aber die Möglichkeit, eine endgültige Rekonstruktion mit isotropen Voxeln besonders einfach festzulegen. Dennoch ist die Vorab-Rekonstruktion lediglich ein optionaler Verfahrensschritt.
• Unabhängig davon, ob eine Vorab-Rekonstruktion durchgeführt wird oder nicht, kann beispielsweise ein Benutzer vorgeben, dass die gewünschten Auflösungsbreiten vs_x’, vs_y’ in x- und y-Richtung an eine bereits vorgegebene dritte Voxelbreite vs_z in Richtung des R_z Rekonstruktionsvektors angepasst werden soll, um isotrope Voxel zu erhalten. D.h. die gewünschte Auflösungsbreite vs_z’ (= vs_x’ = vs_y’) der isotropen Voxel ist gleich der anfänglichen Auflösungsbreite vs_z, die wiederum durch die eingestellte Detektorkollimierung systembedingt vorgegeben sein kann. Somit ist es notwendig, die ersten und zweiten Voxelbreiten vs_x, vs_y der Inplane-Rekonstruktion entsprechend anzupassen.
• Dies wird, ausgehend von den Primärschichten PL1, PL2, PL3 einem (von dort unten weisenden) weiteren Pfeil folgend, ebenfalls in 4 verdeutlicht.
• Typische erste, zweite und dritte Voxelbreiten vs_x, vs_y, vs_z für die vorliegenden Primärschichten PL1, PL2, PL3 liegen bei einer Matrixgröße m_s von m_x × m_y = 512 × 512, einem Field of View bzw. Rekonstruktionsbereich RA mit 500 mm Rekonstruktionsdurchmesser rd sowie einer Detektorkollimierung von 0,6 mm bei 0,98 mm × 0,98 mm × 0,6 mm.
• Zur Anpassung der Inplane-Rekonstruktion können wahlweise einzeln oder auch in Kombination eine Matrixgröße m_s oder auch der Rekonstruktionsdurchmesser rd verändert werden, wie dies anhand eine ersten Variante A (links unten) und zweiten Variante B (rechts unten) dargestellt ist.
• Gemäß Variante A könnte die Rekonstruktion bei unveränderter Matrixgröße m_s und unveränderter Auflösungsbreite vs_z, aber einem automatisch angepassten kleineren Rekonstruktionsdurchmesser rd’ durchgeführt werden, wie dies gestrichelt schematisch angedeutet ist.
• Im Zuge der automatischen Anpassung einer Auflösungsbreite kann dann ein angepasster Rekonstruktionsdurchmesser rd’ wie folgt berechnet werden: rd' = vs_z·m_x. (2)
• Dabei ist vs_z die vorgegebene, d.h. in diesem Fall unveränderte Auflösungsbreite in Richtung der Systemachse z und m_x die Spaltenzahl in Richtung des Rekonstruktionsvektors R_x. Alternativ kann beispielsweise auch die Zeilenzahl m_y in Richtung des Rekonstruktionsvektors R_y verwendet werden. Somit ergibt sich bei einer Matrixgröße von 512 × 512 Bildpunkten und einer gewünschten Detektorkollimierung von 0,6 mm und einer Verkleinerung des Rekonstruktiondurchmesser rd von 500mm auf den Rekonstruktionsdurchmesser rd’ von 307 mm eine Kantenlange der rekonstruierten Voxel von 0,6 mm × 0,6 mm × 0,6 mm, also isotrope Voxel.
• Kann der Rekonstruktionsdurchmesser rd nicht wie automatisch ermittelt bzw. gewünscht verändert werden, weil beispielsweise Bildinformation eines Untersuchungsobjekts abgeschnitten würde, besteht die Möglichkeit, zusätzlich oder alternativ die Variante B zur Veränderung der Inplane-Rekonstruktion anzuwenden. Dabei können insbesondere Trunkierungseffekte vermieden werden, d.h. Bereiche des Patienten die vor der automatischen Anpassung in den Bilddaten enthalten sind, sind auch nach erfolgter automatischer Anpassung darin umfasst.
• Wenn z.B. der Rekonstruktionsdurchmesser rd von einem Benutzer als fest vorgegebene Größe markiert wird, d.h. der gewünschte Rekonstruktionsdurchmesser rd’ dem anfänglichen Rekonstruktionsdurchmesser rd entspricht, oder der anfängliche Rekonstruktionsdurchmesser rd nur begrenzt zu einem Rekonstruktionsdurchmesser rd’ veränderbar ist, kann auch entgegen der üblichen festen Vorgabe, die Matrixgröße m_s automatisch angepasst werden, um isotrope Voxel zu erhalten.
• Ist beispielsweise wiederum die Auflösungsbreite vs_z vorgegeben, so kann eine angepasste Spaltenzahl m_x’ dann wie folgt berechnet werden: m_x' = rd/vs_z. (3)
• Alternativ kann in Gleichung (3) auch ein bereits angepasster Rekonstruktionsdurchmesser rd’ verwendet werden. Unterscheiden sich beispielsweise die Auflösungsbreiten vs_x, vs_y in R_x und R_y Richtung, so könnte diese Anpassung beispielsweise auch für die angepasste Zeilenzahl m_y’ bzgl. der Auflösungsbreite vs_x oder vs_z vorgenommen werden. Es ergibt sich m_y' = rd/vs_z. (4) oder m_x' = rd/vs_y. (5)
• Die gemäß Gleichung (3) angepasste Auflösungsbreite vs_x’ ist in diesem Fall z.B. identisch zur Auflösungsbreite vs_y bzw. vs_z.
• Dem Ausführungsbeispiel der 3 folgend, ist eine anfängliche Detektorkollimierung von 0,6 mm und ein Rekonstruktionsdurchmesser rd von 500 mm vorgegeben. Gemäß Gleichung (3) kann dann, wie in der Variante B schematisch angedeutet ist, beispielsweise die Spaltenzahl m_x und die Zeilenzahl m_y von 512 auf eine angepasste Spalten- bzw. Zeilenzahl m_x’, m_y’ von 833 erhöht werden. Bei dem Rekonstruktionsdurchmesser rd von 500 mm werden somit angepasste Auflösungsbreiten vs_x’, vs_y’ von 0,6 mm erreicht, und die Rekonstruktion führt zu isotropen Voxeln.
• Neben den beschriebenen Modifikationsmöglichkeiten der Inplane-Rekonstruktion kann auch die z-Rekonstruktion verändert werden, um isotrope Voxel zu erhalten. Dies ist in 4 dargestellt.
• Beispielsweise kann die Inplane-Auflösungsbreite vs_x, vs_y durch einen Benutzer gemäß den systembedingten Auflösungsbreiten vorgegeben sein und damit die Matrixgröße m_s bzw. auch der Rekonstruktionsdurchmesser rd geben sein. In 4 ist u.a. eine Primärschicht PL1 dargestellt, die auf Basis einer relativ breiten Detektorkollimierung von 1,2 mm rekonstruiert wurde. Wie von einem Benutzer festgelegt, sollen die Inplane-Auflösungsbreiten vs_x, vs_y jeweils unverändert bleiben. Diese basieren hier auf einer Matrixgröße m_s von 512 × 512 bei einem Rekonstruktionsdurchmesser von 307 mm. In diesem Fall besteht die Möglichkeit die gewünschte Auflösungsbreite vs_z’ für die z-Rekonstruktion wie folgt mit Hilfe der Spaltenzahl m_x zu berechnen und festzulegen: vs_z' = rd/m_x. (6)
• Selbstverständlich kann diese Berechnung auch mit Hilfe der Zeilenzahl m_y durchgeführt werden, sodass in beiden Fällen eine gewünschte Auflösungsbreite vs_z’ für die z-Rekonstruktion von 0,6 mm erhalten wird.
• Ist die Anzahl der Spalten und Zeilen der Rekonstruktionsmatrix beispielsweise nicht gleich, so kann auch einfach die gewünschte Auflösungsbreite vs_z’ auf eine ausgewählte vorgegebenen Auflösungsbreite vs_x, vs_y der Inplane-Rekonstruktion festgelegt werden, beispielsweise vs_z' = vs_x (7) oder vs_z' = vs_y (8)
• In dem dargestellten Ausführungsbeispiel werden mit diesen Berechnungen oder Festlegungen anstelle der Primärschicht PL1 mit Auflösungsbreiten von 0,6 × 0,6 × 1,2 mm zwei Schichten L1’, L1’’ mit jeweils Auflösungsbreiten von 0,6 × 0,6 × 0,6 mm rekonstruiert, die insgesamt die identische Bildinformation enthalten.
• Somit kann durch eine oder die Kombination mehrere der bzgl. der 3 und 4 beschriebenen Möglichkeiten zur Veränderung der Auflösungsbreiten vs_x, vs_y, vs_z eine Rekonstruktion R über den gesamten Rekonstruktionsbereich RA mit Hilfe automatisch aneinander angepasster, identischer Auflösungsbreiten vs_x’, vs_y’ und vs_z’ durchgeführt werden.
• Die in erfindungsgemäßer Weise rekonstruierten Bilddaten können je nach Vorgabe der Rekonstruktionsparameter, wie z.B. Rekonstruktionsdurchmesser, Schichtdicke, Matrixgröße etc., des Bedieners unterschiedliche Qualität aufweisen. Die Erfindung kann daher noch weiter dadurch verbessert werden, dass der Benutzer Vorgabehilfen für die Auswahl von Rekonstruktionsparametern erhält.
• 5 beschreibt dazu einen möglichen Verfahrensablauf zur Rekonstruktion von Bilddaten gemäß der Erfindung mit Hilfe eines Flussdiagramms.
• In einem ersten Schritt I wird mit Hilfe eines Bildgebungssystems 1 eine Menge von Projektionen P1, ..., Pk eines Patienten bzw. eines Teilbereichs des Patienten erfasst. Ein Benutzer kann mit Hilfe einer graphischen Benutzeroberfläche GUI in einem weiteren Schritt II einen Rekonstruktionsbereich RA auswählen. Dies kann beispielsweise durch schematische Darstellung des Patienten beispielsweise anhand einer generischen Vorab-Rekonstruktion bzw. einer Topogrammdarstellung erfolgen. Generisch bedeutet in diesem Fall, dass anfänglich ein fest vorgegebener Rekonstruktionsbereich, der beispielsweise auf generischen Systemparametern beruht, verwendet wird.
• Der nunmehr durch den Benutzer ausgewählte Rekonstruktionsbereich RA und die Projektionsmessdaten P1, ..., Pk werden an eine Rekonstruktionseinrichtung 100 übermittelt, die beispielweise auch die Vorab-Rekonstruktion durchführen kann.
• In einem nachfolgenden Schritt III erzeugt die Rekonstruktionseinrichtung 100 sog. Primärschichten PL1, PL2, ... auf Basis des ausgewählten Rekonstruktionsbereichs RA. Diese Primärschichten PL1, PL2, ... sind zunächst abhängig von den physikalischen Gegebenheiten des Bildgebungssystems bzw. eines entsprechenden Detektors rekonstruiert, d. h. beispielsweise kann die Auflösungsbreite in Richtung der Systemachse z durch die Detektorkollimierung vs_z vorgegeben sein. Ferner können die Auflösungsbreiten vs_x, vs_y der Inplane-Rekonstruktion durch die verwendete Matrixgröße m_s und einen durch den ausgewählten Rekonstruktionsbereich RA bestimmten Rekonstruktionsdurchmesser rd bestimmt sein.
• Auf Basis dieser rekonstruierten Primärschichten PL1, PL2, PL3 können nun automatisch in nachfolgenden Schritten IV und V Bilddaten BD erzeugt werden, die isotrope Voxel V’ aufweisen. Dazu können insbesondere die Veränderungsmöglichkeiten der Inplane-Rekonstruktion wie bzgl. 3 beschrieben oder auch zur z-Rekonstruktion wie bzgl. 4 angedeutet verwendet werden.
• Mit Hilfe der grafischen Benutzerschnittstelle GUI gibt der Benutzer beispielsweise ebenfalls in Schritt II dazu einen Rekonstruktionsmodusbefehl T, welcher die Rekonstruktion basierend auf dem erfindungsgemäßen Verfahren mit isotropen Voxeln auslöst.
• Die Rekonstruktion erfolgt mit einer gefilterten Rückprojektion. Dabei kann ein Moiré-Filter F verwendet werden, um beispielsweise Aliasing-Effekte zu unterdrücken. Dies ist besonders vorteilhaft, da im Zuge der automatischen Anpassung der Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’ veränderte Ortsfrequenzen resultieren können, sodass die Aliasing-Effekte u. U. besonders ausgeprägt sind. Bevorzugt kommt die Verwendung des Moiré-Filters F deshalb in Frage, wenn die Auflösungsbreite der Inplane-Rekonstruktion angepasst wird. Der Moiré-Filter F wirkt dabei ähnlich einem Tiefpass für die Ortsfrequenzen, sodass nur die wirklich darstellbaren Ortsfrequenzen den Tiefpass passieren. „Wirklich darstellbar“ heißt in diesem Fall, dass der Moiré-Filter F die Ortsfrequenzen der Projektionsmessdaten entsprechend dem Abtasttheorem, mit Hilfe der Nyquist-Shannon-Bedingung begrenzt, wobei also die Grenzfrequenz des Tiefpass-Filters die Nyquist-Shannon-Frequenz ist.
• Im Schritt IV wird dazu basierend auf bestimmten Vorgaben eine gewünschte Auflösungsbreite beispielsweise vs_z’ der isotropen Voxel durch einen Benutzer gewählt bzw. automatisch ermittelt. Diese Vorgaben können dabei auf vielfältige Art und Weise erfolgen, jedoch können sie von starker Bedeutung für die Qualität der rekonstruierten Volumenbilddaten BD sein. Beispielsweise kann der Benutzer einen Rekonstruktionsdurchmesser rd oder auch eine Auflösungsbreite vs_z in Richtung der Systemachse vorgeben. Ebenso besteht die Möglichkeit, dass eine Matrixgröße m_s = m_x × m_y, vorgeben wird.
• Die in Schritt IV gewählte bzw. ermittelte gewünschte Auflösungsbreite kann insbesondere in einem bevorzugt interaktiven Verfahren ausgewählt und/oder nach verschiedenen Gesichtspunkten optimiert sein. Z.B. kann die Optimierung hinsichtlich der Darstellung der Bilddaten erfolgen, sodass eine optimale Auflösungsbreite hinsichtlich der Darstellung mit Hilfe eines „Volume Rendering Technique(VRT)“-Verfahrens, oder eines „Multi-Planar-Reformatting(MPR)“-Verfahrens bestimmt sein kann. Die auf Basis der gewünschten Darstellung bestimmte optimale Auflösungsbreite kann dann als gewünschte Auflösungsbreite der isotropen Voxel ausgewählt werden. Für jedes der erwähnten Verfahren kann beispielsweise eine optimale Auflösungsbreite automatisch zur Verfügung gestellt werden. Darüber hinaus kann eine Optimierung der gewünschten Auflösungsbreite auch nach klinischen Gesichtspunkten erfolgen. Soll beispielsweise eine bestimmte Pathologie besonders untersucht werden, kann die Auflösungsbreite in einer bestimmten Raumrichtung entscheidend sein, um die notwendige Analysegenauigkeit zu erzielen und gleichzeitig unerwünschte Informationen auszublenden. Die gewünschte Auflösungsbreite wird dann entsprechend einer optimalen Auflösungsbreite für die zu untersuchende Pathologie festgelegt. Dabei ist sowohl für die Optimierung hinsichtlich der Darstellung als auch hinsichtlich der zu untersuchenden Pathologie denkbar, dass die optimalen Auflösungsbreiten, beispielsweise in einer Datenbank, für die jeweilige Pathologie oder das jeweilige Darstellungsverfahren vorgegeben sind und automatisch für die Rekonstruktion isotroper Voxel zu Verfügung gestellt werden.
• Da wie erwähnt die Bildqualität stark durch die Vorgaben verändert werden kann, ist es äußerst vorteilhaft, wenn die Vorgaben auf sinnvolle Auswahlmöglichkeiten begrenzt werden. Die Begrenzung der Auswahlmöglichkeiten kann auf vorgegebenen oder ermittelten Parameterbereichen vm_x, vm_y und vm_z beruhen, welche durch maximale bzw. minimale Werte für die Auflösungsbreite in R_x-, R_y- und R_z-Richtung die Auswahl beschränken. Diese Parameterbereiche vm_x, vm_y und vm_z können, wie gestrichelt angedeutet ist, dem Benutzer beispielsweise zusammen mit der Darstellung des Rekonstruktionsbereich RA mit Hilfe der Benutzerschnittstelle GUI angezeigt bzw. kenntlich gemacht werden, sodass dieser bereits im Schritt II die vorgegebenen Parameterbereiche vm_x, vm_y und vm_z mit ihren unteren und oberen Grenzen der Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’ in seinen Vorgaben berücksichtigen kann.
• Dabei können verschiedene Faktoren in eine automatischen Ermittlung der unteren und oberen Grenzen der Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’, d.h. zur Ermittlung der auswählbaren Parameterbereiche vm_x, vm_y und vm_z eingehen.
• Zur Festlegung von unteren und oberen Grenzen der Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’ können zum einen physikalische Parameter des CT-Systems betrachtet bzw. ermittelt. Die physikalischen Parameter sind beispielsweise die Detektorelementbreite bzw. die Detektorkollimierung, der Abstand des Detektors bzw. Untersuchungsobjekts zur Röntgenquelle, der Fokus der Röntgenquelle, d.h. insbesondere der Vergrößerungsfaktor, der Vorschub des Patienten bzw. der Gantry in Richtung der Systemachse oder das anfängliche FoV. Basierend auf den betrachteten physikalischen Parametern wird wiederum eine physikalisch sinnvolle geometriebedingte untere oder auch obere Auflösungsbreite jeweils in Richtung der jeweiligen Rekonstruktionsvektoren berechnet. Die aufgrund eines oder mehrerer der oben genannten physikalischen Parameter bestimmte untere geometriebedingte Auflösungsbreite vs_u1 beträgt beispielsweise 0,5 mm und die entsprechend ermittelte physikalisch sinnvolle obere Auflösungsbreite vs_o1 beispielsweise 1,5 mm.
• Darüber hinaus könnte ferner eine Abweichung der Auflösungsbreite rekonstruierter Primärschichten in Richtung der Systemachse z von der Detektorkollimierung ermittelt werden. Beispielsweise kann die Ausdehnung der Primärschicht in z-Richtung neben der erwähnten Überabtastung durch verschiedene Effekte, wie beispielsweise eine bestimmte Akquisitionsmethode (z.B. die erwähnte Akquisition der Projektionsmessdaten mittels eines sequentiellen Verfahren oder einer Helix-Trajektorie und ob bei der Helix-Trajektorie ein hoher bzw. niedriger Pitch eingestellt ist) oder einen bestimmten Rekonstruktionskern (bei der späteren gefilterten Rückprojektion), von der Detektorkollimierung abweichen. Beispielsweise muss bei einer Überabtastung zwangsläufig eine Reformatierung der rekonstruierten Primärschichten erfolgen. D.h. es werden Interpolationsverfahren angewandt, welche mit einem gewünschten Rekonstruktionsintervall die Schichten rekonstruieren. Aus der Abweichung der dritten Voxelbreite gegenüber der Detektorkollimierung kann wiederum eine untere oder auch obere rekonstruktionsbedingte Auflösungsbreite vs_u2, vs_o2 ermittelt werden, die beispielsweise im Fall der unteren Grenze 0,6 mm und im Fall der oberen Grenze 1,4 mm beträgt, und insbesondere die notwendige Reformatierung zulässt.
• Darüber hinaus könnte auch der Einfluss der Übertragungskette TC des Bildgebungssystems bestimmt werden, und daraus wiederum eine untere oder auch obere übertragungskettenbedingte Auflösungsbreite vs_u3, vs_o3 ermittelt werden. Die Übertragungskette TC kann beispielsweise durch die Detektorkollimierung, die Zusammenfassung von Pixeln des Detektors, durch den Patienten bzw. den darzustellenden Ausschnitt des Untersuchungsobjekts, den Fokus der Röntgenstrahlung, die Auswerteelektronik des Detektors, den Rekonstruktionskern oder Ähnlichem bestimmt sein, und im Ergebnis eine bestimmte Verschmierung der rekonstruierten Schicht erzeugen. Dieser Einfluss wird durch die sogenannte Übertragungsfunktion beschrieben, so dass eine Verschmierung der Projektionsmessdaten mit Hilfe der Übertragungsfunktion berechnet werden kann. Die Verschmierung kann dann wiederum eine untere Grenze vs_u3 für die Bestimmung der Auflösungsbreiten darstellen. Ebenso kann diese Verschmierung für eine obere Grenze der Auflösungsbreite vs_o3 relevant sein. In dem Beispiel ergibt sich unter Berücksichtigung des Einflusses der Übertragungskette TC insbesondere eine untere übertragungskettenbedingte Auflösungsbreite vs_u3 von 0,65 mm und eine obere übertragungskettenbedingte Auflösungsbreite vs_o3 entspricht beispielsweise dann 1,55 mm.
• Weiterhin können für die Faktoren Matrixgröße bzw. Spaltenzahl und/oder Zeilenzahl, Rekonstruktionsdurchmesser, Detektorkollimierung oder Rekonstruktionsfilter (d.h. beispielsweise der Moiré-Filter) jeweils eigenständige matrixgrößenbedingte, spalten- bzw. zeilenzahlbedingte, rekonstruktionsdurchmesserbedingte, kollimierungsbedingte oder filterbedingte untere und obere Auflösungsbreiten ermittelt und berücksichtigt werden.
• Basierend auf den verschiedenen unteren und oberen Auflösungsbreiten vs_u1, vs_u2, vs_u3, vs_o1, vs_o2, vs_o3 können nachfolgend die vorgegebenen Parameterbereiche bestimmt bzw. ermittelt werden. Exemplarisch ist dies in 6 für den Parameterbereich vm_x dargestellt, der dem Rekonstruktionsvektor R_x zugeordnet ist. In identischer Weise kann dies auch für die weiteren Rekonstruktionsvektoren R_y, R_z, bzw. die entsprechenden Parameterbereiche vm_y, vm_z erfolgen.
• Aus den berücksichtigten unteren Auflösungsbreiten vs_u1, vs_u2, vs_u3 wird die größte Auflösungsbreite vs_u3 ausgewählt. Diese bildet die untere Grenze des Parameterbereichs vm_x. In korrespondierende Weise wird aus den oberen Auflösungsbreiten vs_o1, vs_o2, vs_o3 die kleinste Auflösungsbreite VS_o2 dann als obere Grenze des Parameterbereichs vm_x ausgewählt, wie dies durch entsprechende Pfeile jeweils markiert ist.
• Wie in 5 angedeutet, ist in dem Verfahren die Festlegung bzw. Auswahl der gewünschten Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_y’ auf die jeweiligen entsprechend bestimmten Parameterbereiche vm_x, vm_y, vm_z begrenzt. In diesen Parameterbereichen vm_x, vm_y, vm_z kann beispielsweise durch Beschränkung der Veränderung des Rekonstruktionsdurchmessers rd berücksichtigt sein, dass keine Trunkierungsartefakte entstehen sollen. D.h. insbesondere sollen nicht ungewollt bzw. automatisch Bereiche des Patienten abgeschnitten werden. Beispielsweise ist eine Berücksichtigung und Überprüfung, ob eine Trunkierung erfolgt, mit Hilfe einer automatischen Erfassung einer Körperkontur bzw. einer Körperstruktur des Patienten möglich. Die Einstellung eines Funktionsmodus zur Vermeidung von Trunkierungseffekten unter Verwendung einer automatischen erfassten Körperkontur bzw. Körperstruktur kann dann zur automatischen Festlegung von oberen oder auch unteren trunkierungsbedingten Auslösungsbreiten führen, die bei der Ermittlung der Parameterebereiche vm_x, vm_y, vm_z, wie bzgl. 6 beschrieben, berücksichtigt werden können. Wie erwähnt können die Parameterbereiche vm_x als Eingabehilfe des Benutzers in einem interaktiven Verfahren zur Festlegung der gewünschten Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’ genutzt werden. Versucht der Benutzer dennoch eine gewünschten Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’ einzustellen, die außerhalb der vorgegebenen Parameterbereiche vm_x, vm_y, vm_z liegt, d.h. wenn beispielsweise ein Trunkierungsartefakt auftreten würde, gibt die Rekonstruktionseinheit 100 mittels der bzgl. 1 erwähnten Warneinheit ein Warnsignal W ab. Bevorzugt kann dazu beispielsweise in der Darstellung des Rekonstruktionsbereichs RA mit Hilfe der GUI, der Abschnitt des Rekonstruktionsbereichs RA markiert sein, der bei der eingestellten gewünschten Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’ nicht rekonstruiert würde.
• Alternativ oder zusätzlich kann automatisch innerhalb dieser Parameterbereiche vm_x, vm_y und vm_z eine optimal zur Rekonstruktion geeignete Auflösungsbreite ermittelt werden. Dabei kann als Optimierungsziel eine Minimierung der Auflösungsbreite vorgegeben sein. D.h. in den vorgegebenen Parameterbereichen wird dazu beispielsweise die kleinste Auflösungsbreite ausgewählt. Ebenso sind auch andere Optimierungsziele denkbar, z. B. kann die Optimierung – wie erwähnt – auf Basis von Nachweisgrenzen für Pathologien erfolgen oder hinsichtlich eines bevorzugten Darstellungsverfahrens wie beispielsweise VRT oder MPR. Dabei ist es möglich, dass mit optimaler Rekonstruktionsgeschwindigkeit die universell skalierbaren Bilddaten erzeugt werden, sodass insgesamt ein sehr effizienter „Workflow“ erreicht werden kann.
• Schließlich kann dann vollautomatisch in Schritt V unter Verwendung des Moiré-Filters F eine Rekonstruktion dreidimensionaler Bilddaten BD mit isotropen Voxeln V’ mit optimaler bzw. vom Benutzer gewünschter Auflösungsbreite vs_x’, vs_y’, vs_z’ erfolgen.
• Aus dem zuvor Beschriebenen wird deutlich, dass die Erfindung wirkungsvoll Möglichkeiten bereitstellt, um die Rekonstruktion von Bilddaten basierend auf Projektionsmessdaten entscheidend zu verbessern. Dabei ist darauf hinzuweisen, dass die Merkmale sämtlicher Ausführungsbeispiele oder in Figuren offenbarter Weiterbildungen in beliebiger Kombination verwendet werden können. Es wird abschließend ebenfalls darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorher detailliert beschriebenen Verfahren zur Rekonstruktion von mehrdimensionalen Bilddaten bei der Rekonstruktionseinheit, bei dem Bildgebungssystem, bzw. bei dem Computerprogrammprodukt lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließen die Begriff „Einheit“ und „Modul“ nicht aus, dass die betreffenden Komponenten aus mehreren zusammenwirkenden Teil-Komponenten bestehen, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
• Bezugszeichenliste

1

CT-System

2

Scanner

5

Terminal/ Ausgabeeinheit

6

Netzwerkverbindung

10

Gantry

12

Messraum

15

Röntgenstrahlungsquelle

20

Patiententisch/Liege

21

oberer Teil des Patientisches

30

Detektor

31

Projektionsmessdaten-Akquisitionsystem

35

Detektorelement, Detektorpixel

36

Detektorzeile

37

Detektorspalte

40

Tomographensteuereinrichtung

42

Tomograhpensteuerschnittstelle

44

Messdatenschnittstelle

45

Speicher

100

Rekonstruktionseinheit

110

Eingangsschnittstelle

120

Steuerschnittstelle

130

Rekonstruktionsprozessor

140

Ausgabeschnittstelle

145

Warneinrichtung

BD

Bilddaten/Volumenbilddaten

F

Filter

GUI

Benutzerschnittstelle/graphische Benutzerschnittstelle

IZ

Isozentrum

A,

B Anpassungsvarianten

I, II, III. IV

Verfahrensschritte

M

Rekonstruktionsmatrix/Bildmatrix

m_x, m_x’

Spaltenzahl

m_y, m_y’

Zeilenzahl

O

Untersuchungsobjekt

P1, ..., Pk

Projektionsmessdaten/Röntgenprojektionsdaten

PL1, PL2, PL3

Primärschicht

L1’, L1’’

rekonstruierte Schicht

R

Rekonstruktion

RA

Rekonstruktionsbereich

RF

Röntgenfächer

rd

Rekonstruktionsdurchmesser

R_x, R_y, R_z

Rekonstruktionsvekor/Raumrichtung

ST

Steuerdaten

T

Rekonstruktionsmodusbefehl

TC

Übertragungskette

vm_x, vm_y, vm_z

Parameterbereiche

vs_x

Auflösungsbreite/ erste Voxelbreite

vs_y

Auflösungsbreite/zweite Voxelbreite

vs_z

Auflösungsbreite/dritte Voxelbreite

vs_x’, vs_y’, vs_z’

angepasste/gewünschte Auflösungsbreite

vs_u1, vs_u2, vs_u3

untere Auflösungsbreite

vs_o1, vs_o2, vs_o3

obere Auflösungsbreite

V

Voxel

V’

isotropes Voxel

W

Warnsignal

x, y

Raumrichtung

z

Systemachse/Raumrichtung

Claims (15)

1. Verfahren zur mehrdimensionalen Rekonstruktion von Bilddaten (BD) in einem Rekonstruktionsbereich (RA) basierend auf Projektionsmessdaten (P1, ..., Pk), wobei die Rekonstruktion (R) in drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen mit vorgegebenen Auflösungsbreiten (vs_x, vs_y, vs_z) erfolgt, und dabei automatisch eine Anpassung einer Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) in wenigstens einer Raumrichtung an eine Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) in einer anderen Raumrichtung erfolgt, so dass die angepassten Auflösungsbreiten (vs_x’, vs_y’, vs_z’), vorzugsweise in allen Raumrichtungen, im Wesentlichen identisch sind.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die automatische Anpassung der Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) durch Anpassung einer Rekonstruktionsbereichsabmessung, insbesondere eines Rekonstruktionsdurchmessers (rd), der für eine Ebene des Rekonstruktionsbereichs (RA) festgelegt ist, erfolgt.
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die automatische Anpassung der Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) durch Anpassung einer Matrixgröße (m_x, m_y) erfolgt, welche eine Bildpunktanzahl in einer Ebene (PL, PL1, PL2, PL3) des Rekonstruktionsbereichs (RA) repräsentiert.
4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die automatische Anpassung der Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) durch Anpassung einer Schichtdicke (vs_z) quer zu einer Vorschubrichtung (R_z) zur Erfassung der Projektionsmessdaten (P1, ..., Pk) gegenüber einem Untersuchungsobjekt (O) erfolgt.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion (R) mit Hilfe eines Moire-Filters (F) durchgeführt wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass bei einer Rekonstruktion (R), insbesondere auf Basis von überabgetasteten Projektionsmessdaten (P1, ..., Pk), die automatische Anpassung durch vorgegebene Parameterbereiche (vm_x, vm_y, vm_z) beschränkt ist.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Rekonstruktionsbereich (RA) durch einen Benutzer auswählbar ist.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass in zumindest einer Raumrichtung eine Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) durch einen Benutzer auswählbar ist, und eine Anpassung der Auflösungsbreiten (vs_x, vs_y, vs_z) in die anderen Raumrichtungen erfolgt.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die automatische Anpassung der Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) unter Berücksichtigung einer Übertragungskette (TC) eines Bildgebungssystems (1) erfolgt.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass nach oder während der automatischen Anpassung ein Prüfungsschritt erfolgt, ob die in dem Rekonstruktionsbereich (RA) enthaltene Bereiche eines abzubildenen Untersuchungsobjekts (O) nach erfolgter automatischer Anpassung des Rekonstruktionsintervalls (vs_x’, vs_y’, vs_z’) in den rekonstruierten Bilddaten (BD) enthalten sind.
11. Rekonstruktionseinheit (100) zur Rekonstruktion von Bilddaten (BD) basierend auf Projektionsmessdaten (P1, ..., Pk), wobei die Rekonstruktion (R) in drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen mit vorgegebenen Auflösungsbreiten (vs_x, vs_y, vs_z) erfolgt, wobei die Rekonstruktionseinheit (100) – eine Eingangsschnittstelle (110) zur Erfassung der Projektionsmessdaten (P1, ..., Pk), und – einen Rekonstruktionsprozessor (130), welcher dazu ausgebildet ist, automatisch wenigstens eine Auflösungsbreite (vs_x, vs_y, vs_z) in zumindest einer Raumrichtung so festzulegen, dass die festgelegten Auflösungsbreiten (vs_x’, vs_y’, vs_z’), vorzugsweise in allen Raumrichtungen, im Wesentlichen identisch sind, aufweist.
12. Rekonstruktionseinheit (100) nach Anspruch 11, gekennzeichnet durch eine Steuerschnittstelle (120) zur Erfassung des Rekonstruktionsbereichs (RA) und/oder eines Rekonstruktionsmodusbefehl (T), welcher festlegt, dass eine automatische Anpassung von Rekonstruktionsintervallen (vs_x’, vs_y’, vs_z’) erfolgen soll.
13. Rekonstruktionseinheit (100) nach Anspruch 11 oder 12, gekennzeichnet durch eine Warneinrichtung (145), die dazu ausgebildet ist, ein Warnsignal (W) abzugeben, wenn die automatische Anpassung nicht entsprechend einer Vorgabe durchgeführt werden kann.
14. Bildgebungssystem zur Erzeugung von wenigstens dreidimensionalen Bilddaten, insbesondere Computertomographiesystem, mit einer Rekonstruktionseinheit nach einem der Ansprüche 11 bis 13.
15. Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer Rekonstruktionseinheit (100) ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 auszuführen, wenn das Programm in der Rekonstruktionseinheit (100) ausgeführt wird.

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