WO2014053256A1 - Isotrope rekonstruktion von bilddaten - Google Patents

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WO2014053256A1
WO2014053256A1 PCT/EP2013/065229 EP2013065229W WO2014053256A1 WO 2014053256 A1 WO2014053256 A1 WO 2014053256A1 EP 2013065229 W EP2013065229 W EP 2013065229W WO 2014053256 A1 WO2014053256 A1 WO 2014053256A1
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WO
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reconstruction
resolution
image data
width
widths
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Application number
PCT/EP2013/065229
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English (en)
French (fr)
Inventor
Andreas Mahnken
Martin Sedlmair
Bernhard Schmidt
Original Assignee
Siemens Aktiengesellschaft
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Priority to US14/429,179 priority patent/US9652831B2/en
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    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/20—Analysis of motion
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]

Definitions

  • the invention relates to a method for reconstructing image data on the basis of projection measurement data, a reconstruction unit for reconstructing image data based on projection measurement data and an imaging system with a corresponding reconstruction unit.
  • three-dimensional image data are frequently generated, which can be used for visualizing a displayed examination subject and, in addition, for other applications.
  • organs or other structures of a patient or other examination object can be detected in their spatial position, in order, e.g. based on this, to initiate further analyzes.
  • a so-called segmentation of individual organs or structures can be performed, so that these data can be used for subsequent considerations.
  • geometric distortions in the generation of the three-dimensional image data i. the so-called "volume image data", as far as possible suppressed or avoided.
  • the projection measurement data needed to reconstruct the volume image data is acquired, for example, by means of a computed tomography system (CT system).
  • CT systems a combination of X-ray source and oppositely disposed X-ray detector arranged on a rotating gantry revolves around a measuring space in which the examination object (which is referred to below as a patient without restriction of generality) is located.
  • the center of rotation also called "isocenter" coincides with a so-called system axis z, which is parallel to a
  • Feed direction of a patient bed runs. With the aid of the patient bed, the patient can be moved in and out of the measuring room. In one or more cycles, the patient is ent irradiated with X-ray radiation of the X-ray source, wherein by means of the opposite Rontgendetektors projection measurement data or Röntgenproj ekomschal are detected.
  • the circulation of the X-ray system sets transversely, in particular perpendicularly, to the system axis z a so-called axial plane or transversal plane, in which projection data are generated and recorded.
  • the spatial directions within such an axial plane are referred to below as "axial plane directions”.
  • the reconstructed (two-dimensional) image data or cross-sectional images are typically reformatted into different spatial directions in addition to the axial representation or generated and visualized as described above, coherent three-dimensional image data "volume image data."
  • volume image data coherent three-dimensional image data
  • the further processing of the reconstructed volume image data depends at least in part on the geometry of the X-ray detector or in some other way on the construction or the "hardware" of the computed tomography system.
  • the design of the detector and the computer tomography system for example, provides a minimum achievable resolution width of the three-dimensional image data, ie the minimum size of a voxel.
  • so-called axial "primary layers" which have a certain extent in the z-direction are usually reconstructed on the basis of the projection measurement data acquired in an axial plane
  • This expansion of the primary layers can be determined by the detector geometry and in particular by the extension of a single detector element (pixel of FIG Detector) in the direction of the system axis z
  • the primary layers thus have a "hardware-dependent expansion" in the z-direction.
  • the patient bed or the gantry are displaced parallel to the system axis z, so that the detector and the x-ray source are relative be moved to the patient.
  • Three-dimensional image data can then also be reconstructed from a series of several axial sectional images or primary layers in which the extent of a volume pixel (voxels) undershoots the extension of a detector element in the z-direction.
  • the advance of the patient couch in the z-direction ie the path traveled by the detector in the z-direction between two acquisition times from the same projection direction
  • the extension of a detector element in the z-direction only the advance of the patient couch in the z-direction (ie the path traveled by the detector in the z-direction between two acquisition times from the same projection direction) must be less than the extension of a detector element in the z-direction.
  • spatially overlapping projection measurement data or primary layers result in the z direction, which permit reconstruction with increased resolution in the z direction;
  • Corresponding volume image data in turn have a "hardware-dependent expansion” in the z-direction, which is given by the advance of the patient couch and the size of individual detector elements.
  • the resolution of the image data in the axial plane directions, ie transversely to the system axis z is also “hardware-dependent.” That is, the resolution of the primary layers in the axial plane is essentially determined by the geometry of the measurement space or the circulation of the radiation source around the measurement space certainly.
  • the object of the present invention is to provide three-dimensional image data in such a way that it can be visualized in a simple manner and optionally made available to a more extensive application or can be subsequently processed in a simple manner.
  • This object is achieved by a reconstruction method according to claim 1, a reconstruction unit according to claim 11 and an imaging system according to claim 14.
  • the invention is based on the finding that it is advantageous for the further use of three-dimensional image data to design the image data as far as possible independently of the hardware conditions of the data acquisition mentioned above.
  • the influence of the construction of an imaging system on reconstructed volume image data should be as low as possible.
  • the inventive method for multi-dimensional reconstruction of image data based on projection measurement data acquired with the aid of an imaging system, preferably a computed tomography system relates to the reconstruction in at least three mutually different spatial directions in a reconstruction area.
  • the reconstruction area is an at least three-dimensional area of space for the entire extent of which the image data is to be reconstructed. This is the three-dimensional spatial area.
  • the invention is also used in the reconstruction of time-dependent volume image data, so that the reconstruction area, for example, a fourth dimension, in this case, the time may include. In this sense, the time could also be interpreted as a "spatial direction.”
  • the three-dimensional space is considered, that is, the spatial directions are to be regarded as directions in space.
  • reconstruction vectors make possible a description of the reconstruction area and form a, preferably orthogonal, generation system for the three-dimensional space region, ie the reconstruction vectors are linearly independent of each other.
  • the reconstruction according to the invention takes place taking into account initially predetermined, preferably system-related resolution widths in the direction of the reconstruction vectors.
  • resolution-widths defined by the system are understood in particular to be resolution ranges which are predetermined by the "hardware” or the construction of the imaging system or the detector and third voxel widths "(in the three spatial directions) for the image data to be reconstructed.
  • the predetermined resolution widths may in particular be the resolution widths of the primary layers in the direction of the reconstruction vectors.
  • the reconstruction vectors can, for example, coincide with the system axis z mentioned and the respective orthogonal to z and orthogonal to each other orientated spatial directions x and y, or run parallel to these directions.
  • the predetermined resolution widths are predetermined in another way, for example by a user of the imaging system.
  • an automatic adaptation of a resolution width in at least one spatial direction ie a change of at least one of the first predetermined resolution widths (ie the first, second or third voxel width), to a resolution width in at least one other of the three spatial directions, that the adjusted resolution widths are substantially identical.
  • the resolution widths are considered in the direction of the reconstruction vectors, and a "change of a resolution width" is to be at least checked as to whether one of the respective resolution widths needs to be changed in order to obtain substantially identical resolution widths Context in such a way that the voxels up to to rounding errors of an automatic calculation or automatic adjustment and also possibly to minor, minor deviations, of preferably not more than 10%, more preferably not more than 5% and most preferably not more than 2% of the resolution width, each one identical Have resolution in the desired spatial directions.
  • the deviations described may be caused in particular by the system. For example, due to the computational rules of a reconstruction kernel, a deviation of not more than 10% may occur.
  • the deviations described are not more than 2% and, in the case of VRT applications (Volume Rendering Technique), the deviations are not more than 5%.
  • VRT applications Volume Rendering Technique
  • a plurality of post-processing methods give good results, with a variation of the resolution widths of not more than 10%, so that even this limitation facilitates a variety of applications.
  • the slight deviations can occur, in particular, in edge regions of a reconstruction region or in the voxels assigned directly to the edge of the reconstruction region.
  • "essentially” is to be understood as meaning that the reconstructed region reconstructed according to the invention is reconstructed with a plurality of voxels having identical resolution widths in the desired spatial directions.
  • universally scalable, three-dimensional image data can be generated without the need for further intermediate processing steps or conversions for further processing, in particular for display.
  • This provides a broad range of applications for the generated image data. For example, based on the image data, it is particularly easy to derive structural or model data for any desired examination object.
  • the reconstruction according to the invention can also include the reconstruction of the primary layers mentioned in the introduction, which have a predetermined resolution. Inverse, ie, orthogonal to the system axis z in the axial plane, is reconstructed Accordingly, a reconstruction within an axial plane is also referred to below as "inplane reconstruction”.
  • z reconstruction a reconstruction in the direction of the feed direction of the patient table described at the outset, which runs parallel to the system axis z.
  • the resolution ranges differ between an inplane reconstruction and a z reconstruction
  • the invention now provides several possibilities, even when generating the reconstructed image data, to cancel this typical "near-hardware" or “hardware-given” distinction of the resolution widths of the inplane reconstruction and the z-reconstruction, so that the image data Therefore, in the method according to the invention, it is particularly preferably ensured that at least the resolution width in the z-direction (ie in the feed direction or in the direction of the system axis of the CT system) to a resolution width in a transverse, in particular perpendicular, to extending axial plane directions (ie, for example, the x and / or y direction) is adjusted or vice versa.
  • the resolution widths in all three spatial directions are adapted to one another. Voxels with this property are referred to below as "isotropic voxels.”
  • any conventional reconstruction method can be used, for example a customary filtered backprojection or iterative reconstruction methods, etc.
  • a reconstruction unit for the reconstruction of image data on the basis of an imaging system, preferably a computed tomography Systems, recorded projection measurement data proposed.
  • the reconstruction according to the invention takes place in the reconstruction unit in at least three mutually different spatial directions, ie at least three-dimensionally, whereby predetermined resolution widths are taken into account. That is, resolution widths in the direction of the mentioned reconstruction vectors, in particular due to the system, are predetermined, for example as first, second and third voxel widths.
  • the reconstruction unit according to the invention comprises an input interface for acquiring the projection measurement data and a reconstruction processor which carries out the reconstruction calculations, in particular with the aid of a reconstruction kernel.
  • the reconstruction processor is designed to automatically determine at least one resolution width in at least one of the three spatial directions, for example as a function of a resolution width in another of the three spatial directions, so that the resolution widths determined for the reconstruction are substantially identical in the direction of the reconstruction vectors are.
  • the reconstruction unit preferably has an output interface for outputting the reconstructed image data.
  • Output in this case also means the transfer of the image data to other units or modules, wherein the image data can then optionally be further processed and / or stored.
  • the output of the image data to a user for example via a suitable user interface, such as a display device or a printer, is included in the term output.
  • a medical-technical imaging system according to the invention in particular a computed tomography system, is equipped, apart from the usual components, with a reconstruction unit according to the invention.
  • the reconstruction unit in particular the reconstruction processor, can be implemented completely or partially in the form of software modules. len in a processor, preferably an imaging system can be realized. Likewise, however, the reconstruction unit can also be designed as a hardware component, for example in the form of suitably structured ASICs. The reconstruction unit could also be constructed as a software-supported hardware component.
  • a largely software implementation has the advantage that even previously used reconstruction units can be retrofitted in a simple manner by a software update in order to work in the inventive manner.
  • the invention therefore also encompasses a computer program which can be loaded directly into a processor of a programmable computing device of a reconstruction device, with program code means for carrying out all the steps of the method according to the invention when the program is executed in the processor.
  • the automatic adaptation of the resolution width is particularly preferably carried out by adapting a reconstruction region dimension which is defined for a plane of the reconstruction region, preferably for the aforementioned inplane reconstruction.
  • the reconstruction area dimension includes a reconstruction diameter.
  • the reconstruction area dimension or the reconstruction diameter can with respect. correspond to a spatial extent of a so-called “field of view” (FoV) of a detector for the acquisition of the projection measurement data, in particular the initial (ie before the adaptation). knife then the FoV in the direction transverse to the feed direction of the detector, ie "Inplane".
  • FoV field of view
  • FoV is typically a surface area of the aforementioned plane, from which projection data of the x-ray source can be detected in all detector positions that can be set in the imaging system so that image data can be reconstructed for the pixels in this area.
  • the maximum possible area can be easily calculated by using the set of radiation with the aid of the detector dimensions and the distances of the detector to the patient and to the x-ray source.
  • the FoV can also be described by the diameter of the circular sectional area which the X-ray cone or fan "seen" by the detector could continuously irradiate with X-radiation in one revolution around the measuring space
  • the reconstruction diameter initially typically corresponds substantially to the diameter of the FoV used to form a primary layer.
  • the resolution widths of the primary layer in the direction of the two reconstruction vectors "inplane” may be the same.
  • An adaptation of the reconstruction diameter in this case the resolution width of the reconstructed image data with respect. of all reconstruction vectors that run in the axial plane, so that a common "resolution range of the inplane reconstruction" for the reconstruction vectors in the axial plane direction can be used.
  • the automatic adjustment of the resolution width can also be carried out by adapting a so-called "matrix size".
  • the matrix size is given by a field of rows and columns, which reproduces the image data (in particular in an X-ray projection method Hounsfield values) in the axial plane of the reconstruction area.
  • the matrix size is described by the product of a row or column number of the reconstructed image in the direction of a respective reconstruction vector of the axial plane of the reconstruction region.
  • the matrix size can be, for example, 512x512 ie the figure has 512 columns in the x direction and 512 rows in the y direction.
  • the matrix size thus corresponds to the number of pixels in the mentioned plane for which a reconstruction is performed.
  • the matrix size and the reconstruction diameter are initially decoupled from each other to be determined sizes that can be determined individually for a reconstruction.
  • the correlation rd m x .v s. X (1) is given.
  • Rd corresponds to the reconstruction diameter, m x the
  • Number of columns that is to say the number of columns in the x-direction, whereby, without restriction of generality, a first reconstruction vector runs parallel to the spatial direction x, the orthogonal is oriented to the system axis z.
  • vs x represents the resolution width in the x direction and in the direction of the first reconstruction vector, respectively.
  • a line number m y which describes the number of lines in the y-direction, ie a spatial direction orthogonal to the x-direction and system axis z, can be identical in this case. However, this does not rule out that a different adaptation of the matrix size for mutually different, in particular orthogonal, spatial directions or reconstruction vectors can take place transversely to the system axis z.
  • a further possibility for the automatic adaptation of the resolution width consists in adapting or changing a predetermined layer thickness transversely to the z-direction, in particular the layer thickness of the mentioned primary layers.
  • the layer thickness is initially predetermined on the basis of a detector element width in the z direction.
  • the layer thickness can also be determined by the movement of a detector in the feed direction for detecting the image information measurement data relative to a patient, for example, if an oversampling of the reconstruction region is present.
  • the parameters FoV dimensions or reconstruction area dimensions (in particular the reconstruction diameter), matrix size and layer thickness not yet coupled for reconstruction are thus changed in dependence on one another such that the resolution widths in the different spatial directions are as desired matched to each other or are substantially identical.
  • the reconstruction is performed by using a moiré filter.
  • spatial frequencies of projection data may change due to the adjusted resolution widths, so that aliasing effects may become particularly prominent. These can be suppressed in particular by means of a Moire filter.
  • a reconstruction unit can also be designed to carry out a reconstruction using a Moire filter.
  • the automatic adjustment is limited by predetermined parameter ranges for the values of the resolution widths.
  • the parameter ranges may, for example, be given by maximum or minimum resolution widths and, in particular, include the specification of minimum and / or maximum resolution widths respectively in the direction of the reconstruction vectors. This is particularly advantageous if the reconstruction takes place on the basis of - as mentioned above - oversampled projection measurement data.
  • an adaptation can be carried out such that the resolution width of a voxel (preferably in the z direction), at least by the physical boundary conditions or the design of the detector, in particular the arrangement of the detector relative to the radiation source , given length or extent of an unmatched voxel in the isocenter.
  • the system parameters selected for carrying out the projection measurement are accordingly understood as physical boundary conditions. For example, with the help of the system parameters, it could be determined that several pixels of the detector output a common detector signal, so that those for the measurement Therefore, the system parameters for acquiring the projection measurement data can preferably be set in such a way that the projection measurement data are recorded with the least possible restrictions with regard to the adaptation of the resolution widths. These settings are called "generic system parameters".
  • the generic system parameters may include, for example, avoiding the mentioned aggregation of detector signals or setting a maximum possible FoV of the detector for acquiring the projection measurement data.
  • the reconstruction area can be selected by an operator, particularly preferably by means of a user interface of the reconstruction unit.
  • a mouse or other suitable input means for example, an overview representation of the examination subject, for example a simple projection topogram or an image data (three-dimensional or first reconstructed from the projection data in a conventional manner)
  • Sectional images which is later referred to as "pre-reconstruction", are marked and thus selected, so that the image data, which is subsequently provided for further processing or presentation, can be selected by a user and also the user Automatic adjustment may be limited to a reconstruction area that may deviate from the space covered by the available projection measurement data, ie, in particular, is smaller than the space covered by the projection measurement data Form of isotropic voxels can be provided.
  • the user can also select or specify a resolution width in at least one spatial direction or in the direction of a reconstruction vector become.
  • an adaptation of the resolution widths in the other spatial directions or in the direction of the other reconstruction vectors then takes place automatically.
  • the automatic adaptation of the resolution width in a first direction to a resolution width in a second direction can then in turn also include checking or checking whether the resolution width has to be adjusted in a third direction or possibly left can to obtain isotropic voxels according to the user's choice or specification.
  • the selection or definition of the resolution width is preferably carried out with the aid of a user interface of the reconstruction unit, which, for example, can also display the mentioned parameter ranges or convey them to the user.
  • the automatic adaptation of the at least one resolution width takes place taking into account a transmission chain of the imaging system. That is, in a CT system, for example, the reconstruction may be performed taking into account the focus, the patient, the detector condition, the nature and construction of the readout electronics, and, for example, an automatic pixel summary of the detector.
  • the transmission chain determines, for example, a transfer function of the imaging system, the change with respect. describes the frequency information of the image data and specifies limits of possible sharpness (ie possibly occurring blurring) of the image data.
  • the above-described parameter ranges for the resolution widths are limited taking into account the transmission chain.
  • the resolution width such that it does not lie below a value which lies, for example, in the order of magnitude of the blurring given by the transmission chain or a blurring of the variable width at least in the direction of a reconstruction vector.
  • the maximum blur determined by the transmission chain is used in the determination of the resolution. considered. That is, the minimum resolution width is larger than the maximum blur due to the transmission chain.
  • the automatic adaptation to take place in such a way that regions of an examination object or patient to be imaged which are preferably selected by the user are included in the reconstructed image data after the automatic adjustment of the resolution width.
  • the method for this purpose comprises a separate test step, with the help of which this is ensured. For this purpose, for example, before, after or during the automatic adaptation, body contours of the examination subject or patients can be detected and evaluated.
  • the reconstruction unit comprises a control interface with which the reconstruction area is detected or with which a reconstruction area selected by a user can be transmitted to the reconstruction unit.
  • the control interface may also be configured to detect a reconstruction mode command which specifies that an automatic adjustment of resolution widths should be made to obtain isotropic voxels.
  • the reconstruction unit preferably comprises a warning device which is designed to emit a warning signal if the automatic adaptation can not be carried out according to a specification of the user or an automatic parameterization of the adaptation.
  • a warning device which is designed to emit a warning signal if the automatic adaptation can not be carried out according to a specification of the user or an automatic parameterization of the adaptation. This may be the case, for example, if the automatic adjustment of the resolution width falls below the blurring of the pixels or voxels determined by the transmission chain or if the parameter ranges of the resolution width for automatic adaptation have to be left in consideration of the specification of a user for a desired resolution width.
  • a user in Reach System axis z specify a desired resolution width or a reconstruction interval, which is well below a physically meaningful, later described in more detail, lower limit for the resolution width. In this case, a corresponding message would be issued.
  • FIG. 1 shows an imaging system with an exemplary embodiment of a reconstruction unit according to the invention
  • FIG. 2 shows a schematic representation of the geometry of the X-ray source and detector arrangement of the imaging system according to FIG. 1,
  • FIG. 3 shows exemplary embodiments for changing resolution ranges with respect to an inplane reconstruction
  • FIG. 4 shows exemplary embodiments for changing resolution ranges with respect to a z-reconstruction
  • FIG. 5 shows a flowchart of a reconstruction method in which isotropic voxels are generated
  • FIG. 6 shows the creation of predetermined parameter ranges.
  • FIG. 1 schematically shows a computer tomography system 1 with a reconstruction device 100 according to the invention.
  • the CT system 1 consists essentially of a conventional scanner 2, in which at a gantry 10 a Proj edictionsmesskor acquisition system 31 with a detector 30 and a detector 30 opposite the X-ray source 15 rotates about a measuring space 12.
  • the Scanner 2 is a patient table 20
  • the upper part 21 can be moved with a patient located thereon 0 relative to the scanner 2 to move the patient 0 relative to the Proj etechnischsmessbir acquisition system 31 through the measuring space 12 through.
  • the scanner 2 and the patient table 20 are controlled by a tomograph control device 40, from which control data ST are sent via a conventional tomograph control interface 42 in order to control the system in a conventional manner in accordance with predetermined measurement protocols.
  • a three-dimensional space region of the patient 0 can be detected.
  • the x-ray radiation source 15 can describe a helical trajectory with respect to a coordinate system fixedly defined with respect to the patient 0.
  • the reconstruction vectors R x , R y , R z are defined in the exemplary embodiment.
  • the detector 30 acquires projection measurement data PI, Pk, which are transferred to a measurement data interface 44 of the tomograph control device 40. These projection measured data PI, Pk are then further processed in the reconstruction device 100, which can be realized in the tomograph control device 40 in the form of software on a processor.
  • the invention is not limited to projection measurement data PI, Pk, which were acquired by means of a helical scan.
  • the projection measurement data PI, Pk can also be several sequential layer measurements in
  • Cutting planes which can for example also extend in mutually different directions in space through the patient 0.
  • the inventive method is also in principle but also on other CT systems, eg. B. with a complete ring forming detector, or more Strahlungsquel - len and detectors, especially in dual-energy operation, can be used.
  • the reconstruction device 100 here, as shown enlarged in FIG. 1, has an input interface 110 for taking over the X-ray CT data sets, that is to say the projection measurement data PI, Pk. With the aid of a reconstruction processor 130, the reconstruction according to the invention takes place in the reconstruction device 100.
  • the finished reconstructed computed tomography volume image data BD are then transferred to an output interface 140, which then stores the generated volume image data BD, for example in a memory 45 of the tomograph control device 40 and / or for output on the screen or a user interface GUI of the tomograph control device 40.
  • the volume image data BD can be fed via the output interface 140 into a network connection 6 connected to the computed tomography system 1, for example a radiological information system (RIS) or another medical image processing system such as PACS, or stored in bulk storage devices connected thereto or connected there Printers are issued.
  • the data BD may also be arbitrary, e.g. for the above-mentioned segmentation, further processed and then possibly stored or output.
  • a user may select a reconstruction area RA.
  • the reconstruction area RA relates here to a three-dimensional space area in which image data BD is to be reconstructed.
  • the spatial area is described by the already mentioned reconstruction vectors R x , R y , R z , which in the embodiment form an orthogonal generation system of the reconstruction area RA, ie the reconstruction area RA is spatially fixedly assigned to the patient 0.
  • the reconstruction vector R z runs parallel to the system axis z, and the two further ren reconstruction vectors R x and R y parallel to the spatial directions x and y of the orthogonal space system x, y, z.
  • the user can specify whether a reconstruction according to the invention is to take place with isotropic voxels. Both the definition of the reconstruction area RA and the selection of an "isotropic voxel reconstruction" can take place with the aid of a user interface GUI of the terminal 5 or the tomograph control device 40.
  • the reconstruction area RA and also the associated reconstruction vectors R x , R y , R z Information about the spatial directions is transmitted to a control interface 120 of the reconstruction device 100.
  • a reconstruction mode command T is also transmitted to the control interface 120 of the reconstruction unit 100, so that it then carries out the reconstruction on the basis of the reconstruction method described below in more detail.
  • isotropic voxels are to be generated, i. Voxels that have substantially the same resolution in all three spatial directions.
  • the user can also specify a desired resolution width for the isotropic voxels with the aid of the terminal 5 or the graphical user interface GUI, which is formed for example by a touch screen, whereby, for example, a plurality of desired resolution widths can be entered for a plurality of consecutively executed reconstructions.
  • the desired resolution widths or also the reconstruction area RA can be stored, for example, in a definition data record, which is then used to reconstruct the reconstruction unit
  • the reconstruction device 100 is designed in this exemplary embodiment to compare the resolution width with predetermined parameter ranges.
  • the specified parameter ranges specify upper and lower limits for the automatic adjustment of the resolution width.
  • the predetermined parameter ranges can be set by an operator or, preferably, determined automatically.
  • the predetermined parameter ranges may also be included in the definition data set or provided separately, in particular via the input interface 110, for example, again by input via the user interface GUI.
  • the automatic determination of the predetermined parameter parameter ranges will be described in more detail below.
  • driven warning device 145 such as a speaker
  • a warning signal W are issued, which indicates that an adjustment of the resolution widths with isotropic voxels according to a specification was not automatically possible, in particular with regard to the mentioned parameter ranges. That is, a warning signal W is issued in particular on the basis of the mentioned comparison of the user specifications with the predetermined parameter range.
  • the reconstruction device 100 and in particular the reconstruction processor 130 are designed such that the reconstruction can take place with the aid of filters, in particular a Moire filter.
  • filters in particular a Moire filter.
  • the user can also select via the user interface GUI whether a corresponding filter is to be used for the reconstruction.
  • FIG. 2 firstly clarifies the "hardware dependency" of the aforementioned first second and third voxel widths.
  • Modern X-ray detectors 30 usually have a plurality of detector elements 35, which in the exemplary embodiment are arranged in a matrix-like manner in a plurality of detector rows 36 and a plurality of detector columns 37.
  • the detector elements 35 acquire projection measurement data PI, which are shown by way of example and in sections for a detector line 36 in a diagram shown in the lower region of FIG.
  • the diagram shows the vertical axis for a plurality of detector elements 35 in the detector line 36 at a certain time measured intensity values.
  • Each detector element 35 is assigned a separate measuring channel whose channel number c forms the right axis in the diagram.
  • projection data PI of a certain volume which contains the reconstruction area RA, are generated in rapid succession from different angular directions.
  • the acquired projection data PI is then used for reconstruction R of the desired volume image data in the reconstruction area RA.
  • the volume image data have individual voxels, preferably with a cuboid shape, the edges of the cuboid extending in the direction of the reconstruction vectors R x , R y and R z .
  • the reconstruction diameter rd i. the diameter of the reconstruction area RA, is typically equated initially with the FoV of the detector 30 and with respect to an intersection of X-ray cones or fans transverse to the system axis z, which at different times during the circulation of the X-ray source 15 around the measuring space in the direction of the object to be examined 0 emitted and seen by the detector 30.
  • This circulation of the X-ray source 15 is marked by dashed lines, wherein in each case a so-called central ray of the corresponding X-ray fan is drawn in order to indicate a change of the X-ray fan over the time of the circulation.
  • the reconstruction diameter rd is initially determined by the dimensions of the computer tomography system, that is, "hardware-dependent".
  • the first and second voxel width ie the edge length of the reconstructed voxels in R x and R y direction, perpendicular to the system axis z, is determined by the mentioned reconstruction diameter rd and the number of voxels reconstructed with respect to the cut surface, which, as mentioned, is a matrix size given is.
  • the third voxel width vs z can also be predefined "hardware-dependent", for example by the dimensions of one or more combined detector element 35 in the direction of the system axis z.
  • a so-called magnification factor which is defined by the ratio between the distance between the detector elements 35 and the x-radiation source 15 and the distance of the patient 0 (or of the isocenter IZ if the patient 0 is arranged in the region of the isocenter IZ) to the X-ray source 15.
  • the size of one or more combined detector elements 35 scaled with the magnification factor can then be the voxel width in z-axis.
  • the mentioned layer thickness or third voxel width can be compared with a Center IZ be specified using the magnification factor recalculated detector collimation;
  • detector collimation therefore refers to a recalculated resolution width in the direction of the system axis z, which is determined by an opening of a collimator for limiting the X-ray radiation relative to the detector.
  • the third voxel width can be determined by the above-mentioned oversampling of the reconstruction area RA.
  • the third voxel width is then specified as a function of the increment of the feed.
  • FIG. 3 shows the application of possible steps of a reconstruction method according to the invention for reconstructing volume image data BD with isotropic voxels on the basis of the projection measurement data PI, Pk.
  • a reconstruction R representing the first arrow, initially starting from the projection data PI, Pk (shown on the top left) a plurality of primary layers PL1, PL2, PL3 each with voxels of a predetermined first, second and third Voxelbreite vs x vs y, vs z reconstructed. That is to say that a preliminary reconstruction takes place - as already described with respect to FIG.
  • This reconstruction is done by any conventional method, such as a filtered backprojection.
  • a user may specify that the desired resolution widths vs x ', vs y ' in the x and y directions to an already predetermined third voxel width vs z in the direction of R z Reconstruction vector is adjusted to obtain isotropic voxels.
  • a matrix size m s or also the reconstruction diameter rd can be changed, as illustrated by a first variant A (bottom left) and second variant B (bottom right).
  • the reconstruction could be carried out with unchanged matrix size m s and unchanged resolution width vs z , but with an automatically adapted smaller reconstruction diameter rd ', as indicated schematically by dashed lines.
  • the predetermined vs z ie in this case unchanged resolution width in the direction of the system axis z and x m the number of columns in the direction of the reconstruction vector R x.
  • the number of lines m y in the direction of the reconstruction vector R y can be used.
  • equation (3) can also use an already adapted reconstruction diameter rd '. For example, differ from the resolution vs widths x, y vs in R x and R y direction, this adjustment could for example also for the adapted row number m y 'related. the resolution width vs x or vs z are made. It turns out
  • the resolution width vs x 'adapted according to equation (3) is in this case, for example, identical to the resolution width vs y or vs z .
  • an initial detector collimation of 0.6 mm and a reconstruction diameter rd of 500 mm is given.
  • equation (3) can then, as schematically indicated in the variant B, for example, the number of columns m x and the number of rows m y of 512 to an adjusted column or row number m x ', m y ' of 833 are increased.
  • the reconstruction diameter rd of 500 mm adjusted resolution widths vs x ', vs y ' of 0.6 mm are thus achieved, and the reconstruction leads to isotropic voxels.
  • the z-reconstruction can also be changed to obtain isotropic voxels.
  • the in-plane resolution width vs x, y vs by a user according to the systemic dissolution broad be predetermined and thus the matrix size m s and also the reconstruction diameter be giving approx.
  • FIG. 4 shows inter alia a primary layer PL1 which was reconstructed on the basis of a relatively wide detector collimation of 1.2 mm.
  • the in-plane resolution widths vs x, y vs. each remain unchanged. These are based here on a matrix size m s of 512x512 with a reconstruction diameter of 307 mm. In this
  • the image data reconstructed in accordance with the invention can, depending on the specification of the reconstruction parameters, such as e.g. Reconstruction diameter, layer thickness, matrix size, etc., the operator have different quality.
  • the invention can therefore be further improved by the fact that the user receives default aids for the selection of reconstructive parameters.
  • FIG. 5 describes a possible method sequence for the reconstruction of image data according to the invention with the aid of a flow chart.
  • a set of projections PI, Pk of a patient or a subarea of the patient is acquired.
  • a user can select a reconstruction area RA using a graphical user interface GUI in a further step II.
  • This can be done, for example, by a schematic representation of the patient, for example using a generic preliminary reconstruction or a topogram representation.
  • Generically, in this case means that initially a fixed reconstruction area based, for example, on generic system parameters is used.
  • the reconstruction area RA which has now been selected by the user, and the projection measurement data PI, Pk are transmitted to a reconstruction device 100, which, for example, can also carry out the preliminary reconstruction.
  • the reconstruction device 100 generates so-called primary layers PL1, PL2,... On the basis of the selected reconstruction region RA.
  • These primary layers PL1, PL2, ... are initially dependent on the physi- intermetallic conditions of the imaging system and a corresponding detector is reconstructed, that is, for example, the resolution may be predetermined width in the direction of the system axis z by the Detektorkollimtechnik vs z. Further, the resolution vs widths x, y vs the in-plane reconstruction by the used matrix size m s and a value determined by the selected reconstruction range RA reconstruction diameter may be approximately determined.
  • step II the user also gives a reconstruction mode command T, which triggers the reconstruction based on the method according to the invention with isotropic norms.
  • a moire filter F can be used in order to suppress aliasing effects, for example. This is particularly advantageous because in the course of the automatic adjustment of the resolution width vs x ', vs y ', vs z 'changed spatial frequencies may result, so that the aliasing effects u. U. are particularly pronounced.
  • the use of the filter M is therefore suitable if the resolution of the inplane reconstruction is adapted.
  • the moire filter F acts similarly to a low pass for the spatial frequencies, so that only the really representable spatial frequencies the Deep ass happen.
  • Moire filter F limits the spatial frequencies of the projection measurement data according to the sampling theorem, with the aid of the Nyquist-Shannon condition, that is, the cutoff frequency of the low-pass filter being the Nyquist-Shannon frequency ,
  • a desired resolution range for example, vs z 'of the isotropic voxels is selected or automatically determined by a user based on specific specifications. These specifications can be done in a variety of ways, but they can be of great importance for the quality of the reconstructed volume image data BD.
  • the user can specify a reconstruction diameter rd or also a resolution width vs z in the direction of the system axis.
  • a matrix size m s m x xm Yj will be specified.
  • the desired resolution range selected or determined in step IV can, in particular, be selected in a preferably interactive method and / or optimized according to various aspects.
  • the optimization may be made with respect to the representation of the image data, so that an optimal resolution width with regard to the representation may be determined by means of a "Volume Rendering Technique (VRT)” method, or a “Multi-Planar Reformatting (MPR)” method.
  • VRT Volume Rendering Technique
  • MPR Multi-Planar Reformatting
  • the optimal resolution width determined on the basis of the desired representation can then be selected as the desired resolution width of the isotropic voxels.
  • an optimal resolution width can be automatically provided.
  • an optimization of the desired resolution can also be carried out according to clinical considerations.
  • the resolution width in a certain spatial direction can be decisive in order to achieve the necessary analysis accuracy and at the same time to hide unwanted information.
  • the desired resolution width is then corresponding to an optimal resolution width for set the pathology to be examined. It is conceivable both for the optimization with regard to the representation and with regard to the pathology to be examined that the optimal resolution widths, for example in a database, are predetermined for the respective pathology or the respective presentation method and are automatically made available for the reconstruction of isotropic voxels become.
  • the image quality can be greatly changed by the specifications, it is extremely advantageous if the specifications are limited to meaningful choices.
  • the limitation of the selection possibilities can be based on predetermined or determined parameter ranges vm x , vm y and vm z , which limit the selection by maximum or minimum values for the resolution width in R x , R y and R z direction.
  • These parameter ranges vm x , vm y and vm z can, as indicated by dashed lines, be displayed or identified to the user together with the representation of the reconstruction area RA with the aid of the user interface GUI, so that the latter already in step II the predetermined parameter ranges vm x , vm y and vm z with its lower and upper limits of the resolution width vs x ', vs y ', vs z 'can be taken into account in its specifications.
  • the physical parameters are, for example, the detector element width or the detector collimating, the distance of the detector or examination object from the X-ray source, the focus of the X-ray source, ie in particular the magnification factor, the advance of the patient or the gantry in the direction of the system axis or the initial FoV.
  • a physical meaningful geometry-related lower or even upper resolution width is calculated in each case in the direction of the respective reconstruction vectors.
  • the basis of one or more of the above-mentioned physical parameters of geometry conditional certain lower resolution width vs u i is, for example 0.5 mm, and the determined according physically meaningful upper resolution width vs 0 i for example, 1.5 mm.
  • a deviation of the resolution range of reconstructed primary layers in the direction of the system axis z from the detector collimation could also be determined.
  • the expansion of the primary layer in the z-direction in addition to the abovementioned oversampling, may be due to various effects, such as a certain acquisition method (eg the mentioned acquisition of the projection measurement data by means of a sequential method or a helical trajectory and whether in the helix trajectory) high or low pitch) or a particular reconstruction kernel (in the later filtered backprojection), deviate from the detector collimation.
  • a certain acquisition method eg the mentioned acquisition of the projection measurement data by means of a sequential method or a helical trajectory and whether in the helix trajectory) high or low pitch
  • a particular reconstruction kernel in the later filtered backprojection
  • a lower or even upper reconstruction-related resolution width vs U 2, vs 0 2 can be determined, which is, for example, 0.6 mm in the case of the lower limit and 1.4 mm in the case of the upper limit , and in particular allows the necessary reformatting.
  • the transmission chain TC may be determined, for example, by the detector collimation, the aggregation of pixels of the detector, by the Patients or to be displayed section of the examination subject, the focus of the X-ray radiation, the evaluation of the detector, the reconstruction core or the like to be determined, and as a result produce a certain smearing of the reconstructed layer.
  • This influence is described by the so-called transfer function, so that a smearing of the projection measurement data can be calculated by means of the transfer function.
  • the smear can then again represent a lower bound vs U3 for the determination of the resolution widths. Likewise, this smear may be relevant to an upper limit of the resolution width vs 03 .
  • a lower transmission-chain-related resolution width vs U3 of 0.65 mm and an upper transmission-chain-related one are obtained
  • Resolution width vs 03 for example, then corresponds to 1.55 mm.
  • reconstruction diameter for example the Moire filter
  • detector collimating or reconstruction filter ie for example the Moire filter
  • independent matrix-size-dependent, column-based or row-number-dependent, reconstruction-diameter-related, collimating-conditional or filter-related lower and lower limit values can be used upper resolution ranges are determined and taken into account.
  • Vsoi, 0 vs 2 vs 0 3 can subsequently determines the predetermined parameter ranges and are ermit- telt. As an example, this is shown in FIG. 6 for the parameter range vm x , which is assigned to the reconstruction vector R x . In an identical way, this can also be done for the further reconstruction vectors R y , R z , or the corresponding parameter ranges vm y , vm z .
  • the definition of the desired resolution width vs x ', vs y ', vs y ' is limited to the respective correspondingly determined parameter ranges vm x , vrriy, vm z .
  • these parameter ranges vm x , vm y , vm z it can be taken into account, for example by limiting the change in the reconstruction diameter rd, that no truncation artefacts should arise. In particular, it is not intended that unwanted or automatic areas of the patient be cut off.
  • a truncation takes place with the aid of an automatic detection of a body contour or a body structure of the patient.
  • the setting of a function mode for avoiding truncation effects using an automatically detected body contour or body structure can then lead to the automatic definition of upper or lower truncation-related triggering widths which are used in determining the parameter ranges vm x , vm y , vm Zj .
  • Figure 6 described can be considered.
  • the parameter ranges vm x can be used as input help of the user in an interactive procedure to determine the desired resolution range vs x ', vs y ', vs z '.
  • the reconstruction unit 100 uses The warning unit mentioned with reference to FIG. 1 emits a warning signal W.
  • the section of the reconstruction area RA which would not be reconstructed at the set desired resolution width vs x ', vs y ', vs z ' may preferably be marked for this purpose.
  • a resolution width suitable for reconstruction can be determined automatically.
  • a minimization of the resolution width can be predetermined as the optimization target. This means, for example, that the smallest resolution range is selected in the given parameter ranges.
  • optimization may, as noted, be on the basis of detection limits for pathologies, or may be indicative of a preferred method of presentation, such as VRT or MPR. It is possible that with an optimal reconstruction speed the universally scalable image data are generated, so that overall a very efficient "workflow" can be achieved.
  • step V using the Moire filter F, a reconstruction of three-dimensional image data BD with isotropic voxels V with an optimal or user-desired resolution width vs x ', vs y ', vs z 'can then take place fully automatically.

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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

Beschreibung
ISOTROPE REKONSTRUKTION VON BILDDATEN 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 er- fasst 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 Pati- ent mit Röntgenstrahlung der Röntgenquelle durchstrahlt, wobei mit Hilfe des gegenüberliegenden Rontgendetektors Projektionsmessdaten bzw. Röntgenproj ektionsdaten 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 zu- sammenhängende 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 rekonstruier- ten Volumenbilddaten hängen wenigstens zum Teil von der Geometrie des Rontgendetektors oder in sonstiger Art und Weise von der Bauweise bzw. der „Hardware" des Computertomographie- Systems 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 „Primär- schichten" 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 Ausdeh- nung 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 Projektions - richtung) geringer sein als die Ausdehnung eines Detektorele- ments 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" ge- sprochen 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 Datenak- quise zu gestalten. Insbesondere soll der Einfluss der Bauweise eines Bildgebungssystems auf rekonstruierte Volumenbilddaten so gering wie möglich sein.
Das erfindungsgemäße Verfahren zur mehrdimensionalen Rekon- struktion 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 Re- konstruktionsbereich 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 ledig- lieh 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 insbe- sondere, wie eingangs erläutert, Auflösungsbreiten verstanden, die durch die „Hardware" bzw. die Bauweise des Bildge- bungssystems bzw. des Detektors vorgegeben werden. Die systembedingt vorgegebenen Auflösungsbreiten werden im Folgenden beispielsweise auch als „erste, zweite und dritte Voxelbrei- ten" (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 Auf - lösungsbreite 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 Tech- nique) 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 Rekon- struktionsbereichs 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 ge- wünschten 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 Auflö- sungsbreite „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 typi- sehe „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 be- sonders 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 erfind- ungemäßen 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 Computertomographie- Systems, erfassten Projektionsmessdaten vorgeschlagen. Die erfindungsgemäße Rekonstruktion erfolgt in der Rekonstruktionseinheit in wenigstens drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen, d.h. wenigstens dreidimensional, wobei vorge- gebene Auflösungsbreiten berücksichtigt werden. D.h. es sind Auflösungsbreiten in Richtung der erwähnten Rekonstruktions - vektoren, insbesondere systembedingt, beispielsweise als erste, zweite und dritte Voxelbreiten vorgegeben. Die erfindungsgemäße Rekonstruktionseinheit umfasst eine Eingangs - schnittsteile 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 zu- mindest 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 Rekonstruktions - einheit ausgestattet.
Die Rekonstruktionseinheit, insbesondere der Rekonstruktions - Prozessor, kann ganz oder teilweise in Form von Softwaremodu- len 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 Rekonstruk- tionseinheit 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 auszufüh- ren, 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 unabhän- gigen 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 Rekonstruktions - bereichsabmessung, 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 Rekonstruktionsdurch- messer dann das FoV in Richtung quer zur Vorschubrichtung des Detektors, also „Inplane".
Als FoV wird dabei typischerweise ein Flächenbereich der er- wähnten Ebene bezeichnet, aus dem in allen in dem Bildge- bungssystem 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 Röntgenproj ektionsdaten 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 Re- konstruktionsvektoren in Axialebenen-Richtung gesprochen werden kann .
Durch Anpassung der Rekonstruktionsbereichsabmessung, insbesondere des Rekonstruktionsdurchmessers, und somit der Auflö- sungsbreite der Inplane-Rekonstruktion an die Auflösungsbreite der z -Rekonstruktion, können Auflösungsbreiten erreicht werden, die in Richtung aller drei erwähnten Rekonstruktions - vektoren identisch sind. Man erhält also in eingangs erwähnter Weise isotrope Voxel in dem Rekonstruktionsbereich.
Alternativ oder auch zusätzlich zur Anpassung der Rekonstruk- tionsbereichsabmessung 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 ge- geben, das die Bilddaten (insbesondere bei einem Röntgenpro- j ektionsverfahren 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 Rekonstruktions - vektors 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 512x512 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 Röntgenproj ektionsabbildung ergibt sich jedoch der Zusammenhang rd= mx ·vsx ( 1 ) Dabei entspricht rd dem Rekonstruktionsdurchmesser, mx der
Spaltenzahl, also der Anzahl der Spalten in x-Richtung, wobei ohne Beschränkung der Allgemeinheit ein erster Rekonstruktionsvektor parallel zur Raumrichtung x verläuft, die orthogo- nal zur Systemachse z orientiert ist. Ferner gibt vsx die Auflösungsbreite in x-Richtung bzw. in Richtung des ersten Rekonstruktionsvektors wieder. Eine Zeilenzahl my, 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 mx bzw. den Rekonstruktionsdurchmesser rd, so kann dabei die Auflösungsbreite vsx so eingestellt werden, dass sie identisch zur Auflösungsbreite vsz 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 er- wähnten 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 Erfas- sung der Bildinformationsmessdaten gegenüber einem Patienten festgelegt sein, beispielsweise wenn eine Überabtastung des Rekonstruktionsbereichs vorliegt .
Bei allen beschriebenen Varianten werden also die zur Rekon- struktion 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 Raum- richtungen 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 Moire-Filters durchgeführt wird. Beispielsweise können sich unter bestimmten Um- ständen Ortsfrequenzen von Projektionsdaten aufgrund der an- gepassten Auflösungsbreiten ändern, so dass Aliasing-Effekte besonders zu Tage treten können. Diese können insbesondere mit Hilfe eines Moire-Filters unterdrückt werden. Entsprechend kann eine Rekonstruktionseinheit ebenfalls zur Durch- führung einer Rekonstruktion unter Verwendung eines Moire- Filters ausgebildet sein.
Vorzugsweise ist die automatische Anpassung durch vorgegebene Parameterbereiche für die Werte der Auflösungsbreiten be- schränkt. 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 Re- konstruktion 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 Proj ektionsmessung bereits einen entscheidenden Einfluss auf die möglichen Anpassungen der Auflösungsbreite hat. Auch die zur Durchführung der Projektionsmessung ausgewählten Systemparameter wer- den 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 fest- gelegt sein, dass die Projektionsmessdaten mit geringst möglichen Einschränkungen bzgl . der Anpassung der Auflösungsbreiten erfasst werden. Diese Einstellungen werden als „gene- rische Systemparameter" bezeichnet. Die generischen Systemparameter können beispielsweise umfassen, dass die erwähnte Zu- sammenfassung von Detektorsignalen vermieden wird oder ein maximal mögliches FoV des Detektors zur Erfassung der Projektionsmessdaten eingestellt wird.
Vorzugsweise kann der Rekonstruktionsbereich durch einen Be- diener, 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 Proj ektions -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 spä- ter 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 Raum- bereich 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 Auflö- sungsbreite 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 Parame- terbereiche 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 Übertragungs - kette 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 Übertragungs - kette gegebenen Verschwimmens bzw. einer Unschärfe der Vo- xelbreite wenigstens in Richtung eines Rekonstruktionsvektors liegt. Bevorzugt wird die maximale Unschärfe, die durch die Übertragungskette bestimmt ist, bei der Festlegung der Auflö- sungsbreite berücksichtigt. D.h. die minimale Auflösungsbreite ist größer als die maximale Unscharfe, 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 rekonstruier- ten Bilddaten enthalten sind. In besonders bevorzugter Art und Weise umfasst das Verfahren dazu einen gesonderten Prüf- schritt, mit dessen Hilfe dies sichergestellt wird. Dazu können beispielsweise vor, nach oder während der automatischen Anpassung Körperkonturen der Untersuchungsobjekts bzw. Pati- enten erfasst und ausgewertet werden.
Vorzugsweise umfasst die Rekonstruktionseinheit eine Steuerschnittstelle, mit welcher der Rekonstruktionsbereich erfasst bzw. mit welcher ein von einem Benutzer ausgewählter Rekon- struktionsbereich 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 Paramet - risierung 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 Rieh- tung 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 Auflö- sungsbreite 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:
Figur 1 ein Bildgebungssystem mit einem Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäßen Rekonstruktionseinheit,
Figur 2 eine schematische Darstellung der Geometrie der Röntgenquellen- und Detektoranordnung des Bildgebungssystems gemäß Figur 1,
Figur 3 Ausführungsbeispiele zur Veränderung von Auflosungs - breiten bezüglich einer Inplane -Rekonstruktion
Figur 4 Ausführungsbeispiele zur Veränderung von Auflosungs - breiten bezüglich einer z -Rekonstruktion
Figur 5 ein Flussdiagramm eines Rekonstruktionsverfahrens bei dem isotrope Voxel erzeugt werden, und Figur 6 die Erstellung vorgegebener Parameterbereiche.
In Figur 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 Proj ektionsmessdaten-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 0 relativ zum Scanner 2 verschoben werden kann, um den Patienten 0 relativ zum Proj ektionsmessdaten-Akquisitionsystem 31 durch den Mess- räum 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 0 entlang der Systemachse z, und den gleichzeitigen Umlauf der Strahlungsquelle 15 kann ein dreidimensionaler Raumbereich des Patienten 0 erfasst werden. Insbesondere kann die Röntgenstrahlungsquelle 15 während der Messung eine helixförmige Trajektorie, bezogen auf ein fest gegenüber dem Patienten 0 definierten Koordinatensystem, beschreiben. In diesem Koordinatensystem sind in dem Ausführungsbeispiel die Rekonstruktionsvektoren Rx, Ry, Rz festgelegt. Der Detektor 30 akquiriert dabei Projektionsmessdaten PI, Pk, die an eine Messdatenschnittstelle 44 der Tomographensteuereinrichtung 40 übergeben werden. Diese Projektionsmessdaten PI, Pk werden dann in der Rekonstruktionseinrichtung 100 weiterverarbeitet, die in der Tomographensteuereinrichtung 40 in Form von Soft- wäre auf einem Prozessor realisiert sein kann.
Die Erfindung ist aber nicht auf Projektionsmessdaten PI, Pk beschränkt, die mittels eines helixförmigen Scans akquiriert wurden. Beispielsweise können die Projektionsmessdaten PI, Pk auch mehrere sequentielle Schichtmessungen in
Schnittebenen umfassen, die beispielsweise auch in zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen durch den Patienten 0 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 Strahlungsquel - len bzw. Detektoren, insbesondere auch im Dual-Energie- Betrieb, einsetzbar.
Die Rekonstruktionseinrichtung 100 weist hier, wie in Figur 1 vergrößert dargestellt ist, eine Eingangsschnittstelle 110 zur Übernahme der Röntgen-CT-Datensätze also der Projektionsmessdaten PI, 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 Tomographensteuerein- richtung 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 Netzwerkverbin- dung 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 ei- nen Rekonstruktionsbereich RA auswählen. Der Rekonstruktions - bereich RA betrifft hier einen dreidimensionalen Raumbereich in dem Bilddaten BD rekonstruiert werden sollen. Der Raumbereich wird durch die bereits erwähnten Rekonstruktionsvektoren Rx, Ry, Rz beschrieben, die in dem Ausführungsbeispiel ein orthogonales Erzeugendensystem des Rekonstruktionsbereichs RA bilden, d.h. der Rekonstruktionsbereich RA ist dem Patienten 0 räumlich fest zugeordnet. Der Rekonstruktionsvektor Rz verläuft dabei parallel zur Systemachse z, und die beiden weite- ren Rekonstruktionsvektoren Rx bzw. Ry parallel zu den Raumrichtungen x bzw. y des orthogonalen Ortsraumsystems x, y, z.
Vor, während oder nach der Auswahl des Rekonstruktionsbe- reichs 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 Rx, Ry, Rz 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 nachfol- gend genauer beschriebenen erfindungsgemäßen Rekonstruktions - Verfahrens 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 Auflösungs- breiten 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 Steuerproto- kolls 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 ge- stellt 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 Moire- 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 Rekonstruk- tionsverfahrens , soweit es von einer üblichen Rekonstruktion abweicht, erfolgt nun mit Hilfe der Darstellungen und Ausführungsbeispiele der Figuren 2 bis 6.
Figur 2 verdeutlich zunächst die eingangs beschriebene „Hard- wareabhängigkeit" der erwähnten ersten zweiten und dritten Voxelbreiten .
Moderne Röntgendetektoren 30 weisen üblicherweise mehrere Detektorelemente 35 auf, die in dem Ausführungsbeispiel matrix- artig in mehreren Detektorzeilen 36 und mehreren Detektorspalten 37 angeordnet sind. Die Detektorelemente 35 akquirie- ren Projektionsmessdaten PI, die exemplarisch und ausschnittsweise für eine Detektorzeile 36 in einem im unteren Bereich der Figur 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 Um- lauf der Gantry werden solche Projektionsdaten PI von einem bestimmten Volumen, welches den Rekonstruktionsbereich RA enthält, in schneller Abfolge aus verschiedenen Winkelrichtungen erzeugt . Die erfassten Projektionsdaten PI 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 Rekonstruktions - vektoren Rx, Ry und Rz 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 0 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 Rx und Ry Richtung, senkrecht zur Systemachse z, ist durch den erwähnten Rekonstruktiondurch- messer rd und die Anzahl der bezüglich der Schnittfläche rekonstruierten Voxel bestimmt, die wie erwähnt durch eine Matrixgröße gegeben ist.
Auch die dritte Voxelbreite vsz 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 0 (bzw. des Isozentrums IZ, wenn der Patient 0 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 Iso- Zentrums 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 be- stimmt sein. Die dritte Voxelbreite ist dann in Abhängigkeit von der Schrittweite des Vorschubs vorgegeben.
Figur 3 zeigt die Anwendung möglicher Schritte eines erfindungsgemäßen Rekonstruktionsverfahrens zur Rekonstruktion von Volumenbilddaten BD mit isotropen Voxeln auf Basis der Projektionsmessdaten PI, Pk. Wie durch einen eine Rekonstruktion R repräsentierenden ersten Pfeil angedeutet, werden zunächst ausgehend von den Projektionsmessdaten PI, Pk (links oben dargestellt) mehrere Primärschichten PL1, PL2, PL3 jeweils mit Voxeln einer vorgegebenen ersten, zweiten und dritten Voxelbreite vsx, vsy, vsz rekonstruiert. D.h. eine Vorab-Rekonstruktion erfolgt - wie bereits bzgl. der Figur 2 beschrieben - mit Voxeln, die einen Raumquader beschreiben dessen Kanten in Richtung der Rekonstruktionsvektoren Rx, Ry, Rz verlaufen, wobei die Kanten jeweils eine Kantenlänge entsprechend der ersten zweiten oder dritten Voxelbreite vsx, vsy, vsz 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 vsx, vsy, vsz wie bzgl. Figur 2 beschrie- ben vorgegeben sind. Auf Basis der Vorab-Rekonstruktion der Primärschichten PL1, PL2, PL3 besteht dann aber die Möglichkeit, eine endgültige Rekonstruktion mit isotropen Voxeln be- sonders 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 vsx' , vsy' in x-und y- Richtung an eine bereits vorgegebene dritte Voxelbreite vsz in Richtung des Rz Rekonstruktionsvektors angepasst werden soll, um isotrope Voxel zu erhalten. D.h. die gewünschte Auf- lösungsbreite vsz' (= vsx' = vsy' ) der isotropen Voxel ist gleich der anfänglichen Auflösungsbreite vsz, die wiederum durch die eingestellte Detektorkollimierung systembedingt vorgegeben sein kann. Somit ist es notwendig, die ersten und zweiten Voxelbreiten vsx, vsy der Inplane-Rekonstruktion ent- sprechend anzupassen.
Dies wird, ausgehend von den Primärschichten PL1, PL2 , PL3 einem (von dort unten weisenden) weiteren Pfeil folgend, ebenfalls in Figur 4 verdeutlicht.
Typische erste, zweite und dritte Voxelbreiten vsx, vsy, vsz für die vorliegenden Primärschichten PL1, PL2, PL3 liegen bei einer Matrixgröße ms von mx x my = 512 x 512, einem Field of View bzw. Rekonstruktionsbereich RA mit 500 mm Rekonstrukti- onsdurchmesser rd sowie einer Detektorkollimierung von 0,6 mm bei 0,98 mm x 0,98 mm x 0,6 mm.
Zur Anpassung der Inplane-Rekonstruktion können wahlweise einzeln oder auch in Kombination eine Matrixgröße ms 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 ms und unveränderter Auflösungsbreite vsz, 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' wi folgt berechnet werden: rd'=vsz · m. (2)
Dabei ist vsz die vorgegebene, d.h. in diesem Fall unveränderte Auflösungsbreite in Richtung der Systemachse z und mx die Spaltenzahl in Richtung des Rekonstruktionsvektors Rx. Alternativ kann beispielsweise auch die Zeilenzahl my in Richtung des Rekonstruktionsvektors Ry verwendet werden. Somit ergibt sich bei einer Matrixgröße von 512x512 Bildpunkten und einer gewünschten Detektorkollimierung von 0,6 mm und ei- ner Verkleinerung des Rekonstruktiondurchmesser rd von 500mm auf den Rekonstruktionsdurchmesser rd' von 307 mm eine Kantenlange der rekonstruierten Voxel von 0,6 mm x 0,6 mm x 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 an- zuwenden. 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 Rekon- struktionsdurchmesser rd' veränderbar ist, kann auch entgegen der üblichen festen Vorgabe, die Matrixgröße ms automatisch angepasst werden, um isotrope Voxel zu erhalten. Ist beispielsweise wiederum die Auflösungsbreite vsz vorgegeben, so kann eine angepasste Spaltenzahl mx' dann wie folgt berechnet werden: mx'= rd/vsz. (3)
Alternativ kann in Gleichung (3) auch ein bereits angepasster Rekonstruktionsdurchmesser rd' verwendet werden. Unterscheiden sich beispielsweise die Auflösungsbreiten vsx, vsy in Rx und Ry Richtung, so könnte diese Anpassung beispielsweise auch für die angepasste Zeilenzahl my' bzgl . der Auflösungsbreite vsx oder vsz vorgenommen werden. Es ergibt sich
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oder
m '=rd/vsv . (5)
Die gemäß Gleichung (3) angepasste Auflösungsbreite vsx' ist in diesem Fall z.B. identisch zur Auflösungsbreite vsy bzw. vsz.
Dem Ausführungsbeispiel der Figur 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 mx und die Zeilenzahl my von 512 auf eine angepasste Spalten- bzw. Zeilenzahl mx' , my' von 833 erhöht werden. Bei dem Rekonstruktionsdurchmesser rd von 500 mm werden somit angepasste Auflösungsbreiten vsx' , vsy' von 0,6 mm erreicht, und die Rekonstruktion führt zu isotropen Voxeln.
Neben den beschriebenen Modifikationsmöglichkeiten der Inpla- ne-Rekonstruktion kann auch die z -Rekonstruktion verändert werden, um isotrope Voxel zu erhalten. Dies ist in Figur 4 dargestellt . Beispielsweise kann die Inplane-Auflösungsbreite vsx, vsy durch einen Benutzer gemäß den systembedingten Auflösungs- breiten vorgegeben sein und damit die Matrixgröße ms bzw. auch der Rekonstruktionsdurchmesser rd geben sein. In Figur 4 ist u.a. eine Primärschicht PLl dargestellt, die auf Basis einer relativ breiten Detektorkollimierung von 1,2 mm rekonstruiert wurde. Wie von einem Benutzer festgelegt, sollen die Inplane-Auflösungsbreiten vsx, vsy jeweils unverändert bleiben. Diese basieren hier auf einer Matrixgröße ms von 512x512 bei einem Rekonstruktionsdurchmesser von 307 mm. In diesem
Fall besteht die Möglichkeit die gewünschte Auflösungsbreite vsz' für die z -Rekonstruktion wie folgt mit Hilfe der Spaltenzahl mx zu berechnen und festzulegen: vsz'=rd/mx. (6)
Selbstverständlich kann diese Berechnung auch mit Hilfe der Zeilenzahl my durchgeführt werden, sodass in beiden Fällen eine gewünschte Auflösungsbreite vsz' 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 vsz' auf eine ausgewählte vorgege- benen Auflösungsbreite vsx, vsy der Inplane -Rekonstruktion festgelegt werden, beispielsweise vsz'=vsx (7) oder vsz'=vsy (8)
In dem dargestellten Ausführungsbeispiel werden mit diesen Berechnungen oder Festlegungen anstelle der Primärschicht PLl mit Auflösungsbreiten von 0,6 x 0,6 x 1,2 mm zwei Schichten LI', LI'' mit jeweils Auflösungsbreiten von 0,6 x 0,6 x 0,6 mm rekonstruiert, die insgesamt die identische Bildinformation enthalten. Somit kann durch eine oder die Kombination mehrere der bzgl . der Figuren 3 und 4 beschriebenen Möglichkeiten zur Veränderung der Auflösungsbreiten vsx, vsy, vsz eine Rekonstruktion R über den gesamten Rekonstruktionsbereich RA mit Hilfe automatisch aneinander angepasster, identischer Auflösungsbreiten vsx' , vsy' und vsz' durchgeführt werden.
Die in erfindungsgemäßer Weise rekonstruierten Bilddaten kön- nen 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 Rekonstrukti- onsparametern erhält.
Figur 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 Bildgebungs- systems 1 eine Menge von Projektionen PI, 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 generi- schen 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 Rekonstruktionsbe- reich RA und die Projektionsmessdaten PI, 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 physika- lischen Gegebenheiten des Bildgebungssystems bzw. eines entsprechenden Detektors rekonstruiert, d. h. beispielsweise kann die Auflösungsbreite in Richtung der Systemachse z durch die Detektorkollimierung vsz vorgegeben sein. Ferner können die Auflösungsbreiten vsx, vsy der Inplane-Rekonstruktion durch die verwendete Matrixgröße ms 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 . Figur 3 beschrieben oder auch zur z -Rekonstruktion wie bzgl. Figur 4 angedeutet ver- wendet werden.
Mit Hilfe der grafischen Benutzerschnittstelle GUI gibt der Benutzer beispielsweise ebenfalls in Schritt II dazu einen Rekonstruktionsmodusbefehl T, welcher die Rekonstruktion ba- sierend auf dem erfindungsgemäßen Verfahren mit isotropen Vo- xeln auslöst.
Die Rekonstruktion erfolgt mit einer gefilterten Rückprojektion. Dabei kann ein Moire-Filter F verwendet werden, um bei- spielsweise Aliasing-Effekte zu unterdrücken. Dies ist besonders vorteilhaft, da im Zuge der automatischen Anpassung der Auflösungsbreite vsx' , vsy' , vsz' veränderte Ortsfrequenzen resultieren können, sodass die Aliasing-Effekte u. U. besonders ausgeprägt sind. Bevorzugt kommt die Verwendung des Moi- re-Filters F deshalb in Frage, wenn die Auflösungsbreite der Inplane-Rekonstruktion angepasst wird. Der Moire-Filter F wirkt dabei ähnlich einem Tiefpass für die Ortsfrequenzen, sodass nur die wirklich darstellbaren Ortsfrequenzen den Tief ass passieren. „Wirklich darstellbar" heißt in diesem Fall, dass der Moire-Filter F die Ortsfrequenzen der Projektionsmessdaten entsprechend dem Abtasttheorem, mit Hilfe der Nyquist -Shannon-Bedingung begrenzt, wobei also die Grenzfre- quenz des Tiefpass -Filters die Nyquist-Shannon-Frequenz ist.
Im Schritt IV wird dazu basierend auf bestimmten Vorgaben eine gewünschte Auflösungsbreite beispielsweise vsz' 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 Rekonstruktions - durchmesser rd oder auch eine Auflösungsbreite vsz in Rich- tung der Systemachse vorgeben. Ebenso besteht die Möglichkeit, dass eine Matrixgröße ms = mx x mYj 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 bestimm- ten 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 Da- tenbank, 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 ver- ändert werden kann, ist es äußerst vorteilhaft, wenn die Vorgaben auf sinnvolle Auswahlmöglichkeiten begrenzt werden. Die Begrenzung der Auswahlmöglichkeiten kann auf vorgegebenen oder ermittelten Parameterbereichen vmx, vmy und vmz beruhen, welche durch maximale bzw. minimale Werte für die Auflösungs- breite in Rx-, Ry- und Rz-Richtung die Auswahl beschränken. Diese Parameterbereiche vmx, vmy und vmz können, wie gestrichelt angedeutet ist, dem Benutzer beispielsweise zusammen mit der Darstellung des Rekonstruktionsbereich RA mit Hilfe der Benutzerschnittstelle GUI angezeigt bzw. kenntlich ge- macht werden, sodass dieser bereits im Schritt II die vorgegebenen Parameterbereiche vmx, vmy und vmz mit ihren unteren und oberen Grenzen der Auflösungsbreite vsx' , vsy' , vsz' in seinen Vorgaben berücksichtigen kann. Dabei können verschiedene Faktoren in eine automatischen Ermittlung der unteren und oberen Grenzen der Auflösungsbreite vsx' , vsy' , vsz' , d.h. zur Ermittlung der auswählbaren Parameterbereiche vmx, vmy und vmz eingehen. Zur Festlegung von unteren und oberen Grenzen der Auflösungsbreite vsx' , vsy' , vsz' 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 betrach- teten 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 vsui beträgt beispielsweise 0,5 mm und die entsprechend ermittelte physikalisch sinnvolle obere Auflösungsbreite vs0i beispielsweise 1,5 mm. Darüber hinaus könnte ferner eine Abweichung der Auflösungs- breite 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 Akquisitionsmetho- de (z.B. die erwähnte Akquisition der Projektionsmessdaten mittels eines sequentiellen Verfahren oder einer Helix- Trajektorie und ob bei der Helix-Traj ektorie ein hoher bzw. niedriger Pitch eingestellt ist) oder einen bestimmten Rekon- struktionskern (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 vsU2, vs02 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 wieder- um eine untere oder auch obere übertragungskettenbedingte Auflösungsbreite vsu3, vso3 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 Verschmie- rung 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 vsU3 für die Bestimmung der Auflösungsbreiten darstellen. Ebenso kann diese Verschmierung für eine obere Grenze der Auflösungsbreite vs03 relevant sein. In dem Beispiel ergibt sich unter Berücksichtigung des Einflusses der Übertragungskette TC insbesondere eine untere übertragungskettenbedingte Auflösungsbreite vsU3 von 0,65 mm und eine obere übertragungskettenbedingte
Auflösungsbreite vs03 entspricht beispielsweise dann 1,55 mm.
Weiterhin können für die Faktoren Matrixgröße bzw. Spaltenzahl und/oder Zeilenzahl, Rekonstruktionsdurchmesser, Detek- torkollimierung oder Rekonstruktionsfilter (d.h. beispielsweise der Moire-Filter) jeweils eigenständige matrixgrößenbe- dingte, spalten- bzw. zeilenzahlbedingte, rekonstruktions- durchmesserbedingte , kollimierungsbedingte oder filterbedingte untere und obere Auflösungsbreiten ermittelt und berück- sichtigt werden.
Basierend auf den verschiedenen unteren und oberen Auflösungsbreiten vsui, vsU2 vsU3, vsoi, vs02, vs03 können nachfolgend die vorgegebenen Parameterbereiche bestimmt bzw. ermit- telt werden. Exemplarisch ist dies in Figur 6 für den Parameterbereich vmx dargestellt, der dem Rekonstruktionsvektor Rx zugeordnet ist. In identischer Weise kann dies auch für die weiteren Rekonstruktionsvektoren Ry, Rz, bzw. die entsprechenden Parameterbereiche vmy, vmz erfolgen.
Aus den berücksichtigten unteren Auflösungsbreiten vsui, vsu2, vsU3 wird die größte Auflösungsbreite vsU3 ausgewählt. Diese bildet die untere Grenze des Parameterbereichs vmx. In kor- respondierende Weise wird aus den oberen Auflösungsbreiten vsoi, s02, vs03 die kleinste Auflösungsbreite VS02 dann als obere Grenze des Parameterbereichs vmx ausgewählt, wie dies durch entsprechende Pfeile jeweils markiert ist.
Wie in Figur 5 angedeutet, ist in dem Verfahren die Festlegung bzw. Auswahl der gewünschten Auflösungsbreite vsx' , vsy' , vsy' auf die jeweiligen entsprechend bestimmten Parameterbereiche vmx, vrriy, vmz begrenzt. In diesen Parameterberei - chen vmx, vmy, vmz 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 Trunkie- rungseffekten 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 vmx, vmy, vmZj wie bzgl . Figur 6 beschrieben, berücksichtigt werden können. Wie erwähnt können die Parameter- bereiche vmx als Eingabehilfe des Benutzers in einem interaktiven Verfahren zur Festlegung der gewünschten Auflösungs- breite vsx' , vsy' , vsz' genutzt werden. Versucht der Benutzer dennoch eine gewünschten Auflösungsbreite vsx' , vsy' , vsz' einzustellen, die außerhalb der vorgegebenen Parameterberei - che vmx, vmy, vmz liegt, d.h. wenn beispielsweise ein Trunkierungsartefakt auftreten würde, gibt die Rekonstruktionseinheit 100 mittels der bzgl. Figur 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 vsx' , vsy' , vsz' nicht rekonstruiert würde. Alternativ oder zusätzlich kann automatisch innerhalb dieser Parameterbereiche vmx, vmy und vmz eine optimal zur Rekonstruktion geeignete Auflösungsbreite ermittelt werden. Dabei kann als Optimierungsziel eine Minimierung der Auflösungs- breite 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 hinsieht - lieh 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 Moire-Filters F eine Rekonstruktion dreidimensionaler Bilddaten BD mit isotropen Voxeln V mit optimaler bzw. vom Benutzer gewünschter Auflösungsbreite vsx' , vsy' , vsz' er- folgen.
Aus dem zuvor Beschriebenen wird deutlich, dass die Erfindung wirkungsvoll Möglichkeiten bereitstellt, um die Rekonstruktion von Bilddaten basierend auf Projektionsmessdaten entschei- dend 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 Er- findung 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 Proj ektionsmessdaten-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
mx, mx' Spaltenzahl
my, my' Zeilenzahl
0 Untersuchungsobjekt
PI, Pk Proj ektionsmessdaten/Röntgenproj ektionsdaten PL1, PL2 , PL3 Primärschicht
LI', LI'' rekonstruierte Schicht
R Rekonstruktion
RA Rekonstruktionsbereich
RF Röntgenfächer
rd Rekonstruktionsdurchmesser
Rx, Ry, Rz Rekonstruktionsvekor/Raumrichtung
ST Steuerdaten
T Rekonstruktionsmodusbefehl
TC Übertragungskette
vmx, vrriy, vmz Parameterbereiche
vsx Auflösungsbreite/ erste Voxelbreite
vsy Auflösungsbreite/zweite Voxelbreite
vsz Auflösungsbreite/dritte Voxelbreite
vsx' , vsy' , vsz' angepasste/gewünschte Auflösungsbreite vsui, vsU2 sU3 untere Auflösungsbreite
vsoi, vs02, vs03 obere Auflösungsbreite
V Voxel
V isotropes Voxel
W Warnsignal
x, y Raumrichtung
z Systemachse/Raumrichtung

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur mehrdimensionalen Rekonstruktion von Bilddaten (BD) in einem Rekonstruktionsbereich (RA) basierend auf Projektionsmessdaten (PI, Pk) , wobei die Rekonstruktion (R) in drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen mit vorgegebenen Auflösungsbreiten (vsx, vsy, vsz) erfolgt, und dabei automatisch eine Anpassung einer Auflösungsbreite (vsx, vsy, vsz) in wenigstens einer Raumrichtung an eine Auf- lösungsbreite (vsx, vsy, vsz) in einer anderen Raumrichtung erfolgt, so dass die angepassten Auflösungsbreiten (vsx' , vsy' , vsz' ) , vorzugsweise in allen Raumrichtungen, im Wesentlichen identisch sind.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die automatische Anpassung der Auflösungsbreite (vsx, vsy, vsz) 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 (vsx, vsy, vsz) durch Anpassung einer Matrixgröße (mx, my) erfolgt, wel- che 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 (vsx, vsy, vsz) durch Anpassung einer Schichtdicke (vsz) quer zu einer Vorschubrichtung (Rz) zur Erfassung der Projektionsmessdaten (PI, Pk) gegenüber einem Untersuchungsobjekt (0) erfolgt.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch ge- kennzeichnet, 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 (PI,
Pk) , die automatische Anpassung durch vorgegebene Parameter- bereiche (vmx, vmy, vmz) 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 (vsx, vsy, vsz) durch einen Benutzer auswählbar ist, und eine Anpassung der Auflösungsbreiten (vsx, vsy, vsz) in die anderen Raumrichtungen erfolgt.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die automatische Anpassung der Auflösungsbreite (vsx, vsy, vsz) unter Berücksichtigung einer Übertra- gungskette (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 Rekonstrukti - onsbereich (RA) enthaltene Bereiche eines abzubildenen Untersuchungsobjekts (0) nach erfolgter automatischer Anpassung des Rekonstruktionsintervalls (vsx' , vsy' , vsz' ) in den rekonstruierten Bilddaten (BD) enthalten sind.
11. Rekonstruktionseinheit (100) zur Rekonstruktion von Bilddaten (BD) basierend auf Projektionsmessdaten (PI, Pk) , wobei die Rekonstruktion (R) in drei zueinander unterschiedlichen Raumrichtungen mit vorgegebenen Auflösungsbreiten (vsx, vsy, vsz) erfolgt, wobei die Rekonstruktionseinheit (100)
- eine Eingangsschnittstelle (110) zur Erfassung der Projektionsmessdaten (PI, Pk) , und - einen Rekonstruktionsprozessor (130), welcher dazu ausgebildet ist, automatisch wenigstens eine Auflösungsbreite (vsx, vsy, vsz) in zumindest einer Raumrichtung so festzulegen, dass die festgelegten Auflösungsbreiten (vsx' , vsy' , vsz' ) , vorzugsweise in allen Raumrichtungen, im Wesentlichen identisch sind,
aufweist .
12. Rekonstruktionseinheit (100) nach Anspruch 11, gekenn- zeichnet durch eine Steuerschnittstelle (120) zur Erfassung des Rekonstruktionsbereichs (RA) und/oder eines Rekonstruktionsmodusbefehl (T) , welcher festlegt, dass eine automatische Anpassung von Rekonstruktionsintervallen (vsx' , vsy' , vsz' ) 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 durchge- führt 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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