DE102012207629A1

DE102012207629A1 - CT-Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld

Info

Publication number: DE102012207629A1
Application number: DE102012207629A
Authority: DE
Inventors: Herbert Bruder; Harald Schöndube
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2012-05-08
Filing date: 2012-05-08
Publication date: 2013-11-14
Anticipated expiration: 2032-05-09
Also published as: CN103390284B; US20130301894A1; CN103390284A; DE102012207629B4; US9495769B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten, wobei die Messdaten bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst wurden (MEAS). Ein begrenzter Bereich zwischen der Strahlungsquelle und einem Detektor stellt ein Messfeld dar, in Bezug auf welchen Messdaten erfassbar sind. Teile des Untersuchungsobjektes befanden sich während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes. Es erfolgt eine Rekonstruktion von ersten Bilddaten (PIC1) aus den Messdaten (eFOV Recon). Die ersten Bilddaten (PIC1) werden mittels eines Schwellenwertvergleichs modifiziert (mask), und die modifizierten ersten Bilddaten (PIC1 mask) werden mit einem morphologischen Filter bearbeitet (filter) und aus den derart bearbeiteten modifizierten ersten Bilddaten werden Projektionsdaten (data) berechnet. Die Messdaten werden unter Verwendung der Projektionsdaten modifiziert, und aus den modifizierten Messdaten (data*) werden zweite Bilddaten (PIC) rekonstruiert (Recon).

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten, wobei die Messdaten von einem Computertomographiesystems erfasst wurden und sich bei der Messung Teile des Untersuchungsobjektes zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes befanden.
Tomographische Bildgebungsverfahren zeichnen sich dadurch aus, dass innere Strukturen eines Untersuchungsobjektes untersucht werden können, ohne dabei invasive Eingriffe an diesem durchführen zu müssen. Eine mögliche Art der tomographischen Bilderzeugung besteht darin, von dem zu untersuchenden Objekt eine Anzahl von Projektionen aus verschiedenen Winkeln aufzunehmen. Aus diesen Projektionen lässt sich ein zweidimensionales Schnittbild oder ein dreidimensionales Volumenbild des Untersuchungsobjektes berechnen.
Ein Beispiel für ein solches tomographisches Bildgebungsverfahren ist die Computertomographie. Vielfältige Verfahren zur Abtastung eines Untersuchungsobjektes mit einem CT-System sind bekannt. Es werden beispielsweise Kreisabtastungen, sequentielle Kreisabtastungen mit Vorschub oder Spiralabtastungen angewandt. Auch andersartige Abtastungen, die nicht auf Kreisbewegungen beruhen, sind möglich, so z.B. Scans mit linearen Segmenten. Es werden mit Hilfe mindestens einer Röntgenquelle und mindestens eines gegenüberliegenden Detektors Absorptionsdaten des Untersuchungsobjektes aus unterschiedlichen Aufnahmewinkeln aufgenommen und diese so gesammelten Absorptionsdaten bzw. Projektionen mittels entsprechender Rekonstruktionsverfahren zu Schnittbildern durch das Untersuchungsobjekt verrechnet.
Zur Rekonstruktion von computertomographischen Bildern aus Röntgen-CT-Datensätzen eines Computertomographiegeräts (CT-Geräts), d.h. aus den erfassten Projektionen, wird heutzutage als Standardverfahren ein so genanntes gefiltertes Rückprojektionsverfahren (Filtered Back Projection; FBP) eingesetzt. Nach der Datenerfassung wird üblicherweise ein so genannter "Rebinning"-Schritt durchgeführt, in dem die mit dem fächerförmig sich von der Quelle ausbreitenden Strahl erzeugten Daten so umgeordnet werden, dass sie in einer Form vorliegen, wie wenn der Detektor von parallel auf den Detektor zulaufenden Röntgenstrahlen getroffen würde. Die Daten werden dann in den Frequenzbereich transformiert. Im Frequenzbereich findet eine Filterung statt, und anschließend werden die gefilterten Daten rücktransformiert. Mit Hilfe der so umsortierten und gefilterten Daten erfolgt dann eine Rückprojektion auf die einzelnen Voxel innerhalb des interessierenden Volumens. Jedoch gibt es mit den klassischen FBP-Methoden aufgrund ihrer approximativen Arbeitsweise Probleme mit so genannten niederfrequenten Kegelstrahl-Artefakten und Spiralartefakten. Des Weiteren ist bei klassischen FBP-Methoden die Bildschärfe an das Bildrauschen gekoppelt. Je höher die erreichte Schärfe ist, desto höher ist auch das Bildrauschen und umgekehrt.
Das FBP Verfahren gehört zur Gruppe der approximativen Rekonstruktionsverfahren. Es existiert ferner die Gruppe der exakten Rekonstruktionsverfahren, welche jedoch derzeit kaum eingesetzt werden. Eine dritte Gruppe von Rekonstruktionsverfahren schließlich bilden die iterativen Verfahren.
Aufgrund der Ausdehnung des Detektors liegt ein begrenzter Messbereich, das Messfeld, vor. Dies bedeutet, dass bei einem bestimmten Projektionswinkel nur für diejenigen Volumenelemente eines Untersuchungsobjektes, welche innerhalb des Messfeldes liegen, Projektions- bzw. Messdaten erfasst werden können. Häufig tritt jedoch das Problem auf, dass die Ausdehnung des Untersuchungsobjektes derart ist, dass nicht alle Teile des Untersuchungsobjektes sich während der gesamten Messdatenerfassung innerhalb des Messfeldes befinden. Dies führt zu unvollständigen Messdatensätzen in Bezug auf diese Teile des Untersuchungsobjektes und somit zu Artefakten bei der Bildrekonstruktion.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern aus Messdaten aufzuzeigen, wobei berücksichtigt werden soll, dass eine Messfeldüberschreitung des Untersuchungsobjektes vorliegt. Ferner sollen eine entsprechende Steuer- und Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und ein Computerprogrammprodukt aufgezeigt werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Recheneinheit, ein CT-System, ein Computerprogramm und einen Datenträger mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten wurden die Messdaten zuvor bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle eines Computertomographiesystems und dem Untersuchungsobjekt erfasst. Hierbei stellt ein begrenzter Bereich zwischen der Strahlungsquelle und einem Detektor ein Messfeld dar, in Bezug auf welchen Messdaten erfassbar sind. Während der Messdatenerfassung befanden sich Teile des Untersuchungsobjektes zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes. Es erfolgt eine Rekonstruktion von ersten Bilddaten aus den Messdaten. Die ersten Bilddaten werden mittels eines Schwellenwertvergleichs modifiziert. Die modifizierten ersten Bilddaten werden mit einem morphologischen Filter bearbeitet und aus den derart bearbeiteten modifizierten ersten Bilddaten werden Projektionsdaten berechnet. Im Anschluss werden die Messdaten unter Verwendung der Projektionsdaten modifiziert. Aus den modifizierten Messdaten werden zweite Bilddaten rekonstruiert.
Das Untersuchungsobjekt ist zu groß für das Messfeld des CT-Gerätes. Dies bedeutet, dass – abhängig vom Projektionswinkel, also von der Stellung der Röntgenquelle relativ zum Untersuchungsobjekt – mehr oder weniger große Bestandteile des Untersuchungsobjektes nicht innerhalb des Messfeldes liegen, so dass für den jeweiligen Projektionswinkel keine Datenerfassung in Bezug auf diese Bestandteile erfolgen kann. Daher liegt für manche Volumenelemente des Untersuchungsobjektes ein unvollständiger Messdatensatz vor. Diese Unvollständigkeit der Messdaten führt zu Artefakten, auch für diejenigen Bestandteile des Untersuchungsobjektes, welche sich während der gesamten Datenerfassung im Messfeld befanden. Um den unerwünschten Effekt der Unvollständigkeit der Messdaten aufgrund der Messfeldüberschreitung auf die zu rekonstruierenden Bilder zu vermindern, erfolgt gemäß der Erfindung nicht nur eine einfache, sondern eine zweifache Bildrekonstruktion.
Die ersten Bilddaten werden modifiziert und im Anschluss einer morphologischen Filterung unterworfen. Hierunter fällt z.B. eine Closing-Operation. Durch den morphologischen Filter werden die modifizierten ersten Bilddaten manipuliert, so dass sie vorteilhaftere Eigenschaften in Bezug auf die Berechung der zweiten Bilddaten aufweisen. Insbesondere ermöglichen morphologische Filter, ausgefranste Objektbegrenzungen, welche in den modifizierten ersten Bilddaten vorhanden sind, zu beseitigen oder zumindest zu teilweise glätten.
Der morphologische Filter wird nicht direkt auf die ersten Bilddaten angewandt, sondern erst, nachdem diese unter Verwendung eines Schwellenwertvergleichs modifiziert wurden. Diese Modifikation betrifft vorzugsweise nur eine Teilmenge der ersten Bilddaten; jedoch ist auch eine Überarbeitung der gesamten ersten Bilddaten möglich.
Im Anschluss werden die modifizierten und gefilterten ersten Bilddaten eingesetzt, um Projektionsdaten zu berechnen. Die Projektionsdaten stellen künstliche bzw. errechnete Messdaten dar; ihnen kann man also entnehmen, zu welchen Messdaten eine hypothetische CT-Aufnahme eines den modifizierten und gefilterten ersten Bilddaten entsprechenden Objekts führen würde. Während man von den Mess- und Projektionsdaten zu den Bilddaten durch einen Bildrekonstruktionsalgorithmus gelangt, führt eine Vorwärtsprojektion von den Bilddaten zu den Projektionsdaten.
Die Projektionsdaten werden genutzt, um die Messdaten zu modifizieren. Im einfachsten Fall kann die Modifikation einer Ergänzung der Messdaten entsprechen, so dass die Unvollständigkeit der Messdaten, welche auf der Messfeldüberschreitung beruht, behoben wird. Ferner ist es möglich, dass zusätzlich oder alternativ zur Ergänzung auch eine Veränderung der Messdaten vorgenommen wird.
Die modifizierten Messdaten werden im Anschluss einer Bildrekonstruktion zugrunde gelegt. Die resultierenden zweiten Bilddaten sind besser als die ersten Bilddaten, denn sie beruhen auf nicht auf den ursprünglichen, sondern den modifizierten Messdaten. In diese sind bereits Kenntnisse über die Begrenzung das Untersuchungsobjekt eingeflossen, welche der Bearbeitung der ersten Bilddaten entsprechen.
In Weiterbildung der Erfindung werden bei der Modifikation der ersten Bilddaten Bildpunktwerte von Bildpunkten abhängig vom Vergleich mit einem Schwellenwert mit einem ersten oder einem zweiten Bildpunktwert belegt. Für diese Bildpunktwertbelegung existieren also zwei Möglichkeit: die Belegung mit dem ersten Bildpunktwert oder die Belegung mit dem zweiten Bildpunktwert. Welcher der beiden Bildpunktwerte verwendet wird, hängt von dem Schwellenwertvergleich ab; da nur ein einziger Schwellenwert verwendet wird, kann der Ergebnis des Vergleichs kleiner, gleich oder größer lauten.
Alternativ hierzu ist es möglich, bei der Modifikation der ersten Bilddaten Bildpunktwerte von Bildpunkten abhängig vom Vergleich mit einer Mehrzahl von Schwellenwerten mit einem Bildpunktwert aus einer Vielzahl von hierfür zur Verfügung stehender Bildpunktwerte belegt werden. Es existieren also nicht nur zwei, sondern mehr als zwei Bildpunktwerte, welche für die Belegung von Bildpunkten verwendet werden. Dies ermöglicht im Gegensatz zur oben beschriebenen binären Belegung eine Belegung mit kontinuierlichen, zumindest jedoch mit mehreren, Bildpunktwerten. Hierzu wird nicht nur ein einzelner, sondern eine Mehrzahl von Schwellenwerten eingesetzt. Werden z.B. zwei Schwellenwerte eingesetzt, kann das Ergebnis des Schwellenwertvergleichs lauten: kleiner als der kleinere Schwellenwert, gleich dem kleineren Schwellenwert, zwischen dem kleineren und dem größeren Schwellenwert, gleich dem größeren Schwellenwert, größer als der größere Schwellenwert. Selbstverständlich können mehr als zwei Schwellenwerte eingesetzt werden.
Eine Mehrzahl von Bildpunktwerten für die Belegung der ersten Bilddaten vorzusehen, ermöglicht es, die ersten Bilddaten an die tatsächliche Beschaffenheit des Untersuchungsobjektes anzunähern. Dies ist vorteilhaft, da durch die Messfeldüberschreitung Fehler in den ersten Bilddaten vorhanden sind.
Vorteilhaft ist der Einsatz einer kontinuierliche Funktion für die Bildpunktwertbelegung, wobei diese kontinuierliche Funktion eine Zuordnung zwischen jeweils einem Bildpunktwert der ersten Bilddaten und einem Bildpunktwert der Vielzahl von zur Verfügung stehenden Bildpunktwerten darstellt. Die kontinuierliche Funktion gibt also an, mit welchem Bildpunktwert ein Bildpunkt der ersten Bilddaten zu belegen ist. Dies muss nicht für alle Bildpunktwerte gelten, es kann vielmehr für einen Bereich von Bildpunktwerten gelten, welche durch die Schwellenwerte begrenzt wird.
Nach der Bildpunktwertbelegung können die ersten Bilddaten einer glättenden Filterung unterzogen werden. Dies ermöglicht es über die Verwendung des morphologischen Filters hinaus, ausgefranste Objektkanten zu vermeiden.
Vorteilhaft ist es, wenn bei der Modifikation der ersten Bilddaten ausschließlich Bildpunktwerte von Bildpunkten modifiziert werden, welche Teile des Untersuchungsobjektes abbilden, die sich während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes befanden. Zwar wirkt sich die Messfeldüberschreitung auch auf die ersten Bilddaten innerhalb des Messfeldes aus; es wird jedoch angestrebt, eine Messdatenergänzung für die Bereiche außerhalb des Messfeldes vorzunehmen, so dass die Bilddaten von Teilen des Untersuchungsobjektes, die sich während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes befanden, besonders relevant sind.
Die Modifikation der Messdaten dient dazu, einen Datensatz zu erstellen, welcher als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten eingesetzt wird. Als verwendbare Größe kommen hierbei insbesondere die ursprünglichen Messdaten und die Projektionsdaten in Betracht.
In Weiterbildung der Erfindung werden bei der Modifikation der Messdaten für zumindest einen Bereich außerhalb des Detektors die jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten eingesetzt. Dies entspricht einer Ergänzung der Messdaten. Denn die Messdaten wurden können nur vom Detektor erfasst werden; für Bereiche außerhalb des Detektors liegen naturgemäß keine Messdaten vor. Es wird also durch die Ergänzung vorgegeben, es seien auch außerhalb des Detektors Daten erfasst worden, welche für die Bildrekonstruktion eingesetzt werden können.
Zusätzlich oder alternativ ist es möglich, bei der Modifikation der Messdaten für zumindest einen Bereich des Detektors die jeweiligen Messdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten anzusehen. Dies bedeutet, dass es einen oder mehrere Bereiche innerhalb des Detektors gibt, deren Messdaten nicht verändert werden. Vielmehr werden diese unverändert der Bildrekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde gelegt. Hierfür eignet sich besonders der mittige Bereich des Detektors. Es ist jedoch auch möglich, für den gesamten Detektorbereich die Messdaten nicht zu verändern, sondern in der gleichen Form wie zur Rekonstruktion der ersten Bilddaten der Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legen. Dies würde bedeuten, die Messdaten lediglich zu ergänzen, nicht ihre Werte zu verändern.
Zusätzlich oder alternativ ist es möglich, bei der Modifikation der Messdaten für zumindest einen Bereich am Rande des Detektors eine Kombination aus den jeweiligen Messdaten und den jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten zugrunde zu legende Daten anzusehen. Eine derartige Kombination wird vorzugsweise als gewichtete Summe berechnet. Vorzugsweise erfolgt die Wichtung derart, dass mit zunehmendem Abstand vom Detektorrand die Messdaten gegenüber den Projektionsdaten an Gewicht gewinnen. Als Gewichtungsfunktion eignet sich z.B. eine cos² Funktion.
In Weiterbildung der Erfindung wird zur Rekonstruktion der ersten Bilddaten ein Verfahren zur Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld verwendet. Hierbei handelt es sich um Verfahren, welche an sich bereits bekannt sein können, die bereits berücksichtigen, dass eine Messfeldüberschreitung vorhanden ist. Derartige Verfahren führen zu besseren Ergebnissen der Bildrekonstruktion als Algorithmen, welche die Messfeldüberschreitung außer Acht lassen. Auf diese Weise verwendet man mit den ersten Bilddaten als Ausgangspunkt für das folgende Verfahren bereits gegenüber einfachen Bildrekonstruktionsverfahren verbesserte Bilddaten.
Die erfindungsgemäße Recheneinheit dient der Rekonstruktion von Bilddaten eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten eines CT-Systems. Sie weist Mittel zur Durchführung des beschriebenen Verfahrens auf. Insbesondere kann sie einen Programmspeicher zur Speicherung von Programmcode umfassen, wobei hierin – gegebenenfalls unter anderem – Programmcode eines Computerprogramms vorliegt, der geeignet ist, ein Verfahren der oben beschriebenen Art auszuführen oder diese Ausführung zu bewirken oder zu steuern, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird. Die Recheneinheit kann auch durch eine Mehrzahl miteinander verbundener, sich an verschiedenen Orten befindlicher, Einrichtungen realisiert werden. Dies entspricht einer Verteilung der Funktionalität der Recheneinheit auf mehrere Bestandteile. Vorteilhafterweise ist die Recheneinheit zusätzlich in der Lage, einen Messvorgang des CT-Systems zu steuern.
Das erfindungsgemäße CT-System umfasst eine solche Recheneinheit. Ferner kann es sonstige Bestandteile enthalten, welche z.B. zur Erfassung von Messdaten benötigt werden.
Das erfindungsgemäße Computerprogramm verfügt über Programmcode, der das Durchführen eines Verfahrens der beschriebenen Art bewirkt, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Der erfindungsgemäße Datenträger, der von einem Computer lesbar ist, speichert Programmcode eines Computerprogramms, der das Durchführen eines Verfahrens der beschriebenen Art bewirkt, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Im folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigen:
1: eine erste schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
2: eine zweite schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines Computertomographiesystems mit einem Bildrekonstruktionsbestandteil,
3: einen Schnitt der Aufnahmegeometrie senkrecht zur z-Richtung,
4: ein Flussdiagramm,
5: eine Illustration zum Verständnis der Formeln (1) und (2).
In 1 ist zunächst schematisch ein erstes Computertomographiesystem C1 mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung C21 dargestellt. Es handelt sich hierbei um ein CT-Gerät der so genannten dritten Generation, auf welchen die Erfindung jedoch nicht beschränkt ist. In dem Gantrygehäuse C6 befindet sich eine hier nicht sichtbare geschlossene Gantry, auf der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden Detektor C3 angeordnet sind. Optional ist in dem hier gezeigten CT-System eine zweite Röntgenröhre C4 mit einem gegenüberliegenden Detektor C5 angeordnet, so dass durch die zusätzlich zur Verfügung stehende Strahler-/Detektorkombination eine höhere Zeitauflösung erreicht werden kann, oder bei der Verwendung unterschiedlicher Röntgenenergiespektren in den Strahler-/Detektorsystemen auch „Dual-Energy“-Untersuchungen durchgeführt werden können.
Das CT-System C1 verfügt weiterhin über eine Patientenliege C8, auf der ein Patient bei der Untersuchung entlang einer Systemachse C9, auch als z-Achse bezeichnet, in das Messfeld geschoben werden kann. Es ist jedoch auch möglich, dass die Abtastung selbst als reiner Kreisscan ohne Vorschub des Patienten ausschließlich im interessierten Untersuchungsbereich stattfindet. Die Bewegung der Patientenliege C8 relativ zur Gantry wird durch eine geeignete Motorisierung bewirkt. Während dieser Bewegung rotiert jeweils die Röntgenquelle C2 bzw. C4 um den Patienten. Parallel läuft dabei gegenüber der Röntgenquelle C2 bzw. C4 der Detektor C3 bzw. C5 mit, um Projektionsmessdaten zu erfassen, die dann zur Rekonstruktion von Schnittbildern genutzt werden. Alternativ zu einem sequentiellen Scan, bei dem der Patient schrittweise zwischen den einzelnen Scans durch das Untersuchungsfeld geschoben wird, ist selbstverständlich auch die Möglichkeit eines Spiralscans gegeben, bei dem der Patient während der umlaufenden Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich entlang der Systemachse C9 durch das Untersuchungsfeld zwischen Röntgenröhre C2 bzw. C4 und Detektor C3 bzw. C5 geschoben wird. Durch die Bewegung des Patienten entlang der Achse C9 und den gleichzeitigen Umlauf der Röntgenquelle C2 bzw. C4 ergibt sich bei einem Spiralscan für die Röntgenquelle C2 bzw. C4 relativ zum Patienten während der Messung eine Helixbahn. Diese Bahn kann auch dadurch erreicht werden, dass die Gantry bei unbewegtem Patienten entlang der Achse C9 verschoben wird. Ferner ist es möglich, den Patienten kontinuierlich und gegebenenfalls periodisch zwischen zwei Punkten hin- und herzubewegen.
Gesteuert wird das CT-System C1 durch eine Steuer- und Recheneinheit C10 mit in einem Speicher vorliegendem Computerprogrammcode Prg₁ bis Prg_n. Es wird darauf hingewiesen, dass selbstverständlich diese Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können.
Von der Steuer- und Recheneinheit C10 aus können über eine Steuerschnittstelle 24 Akquisitionssteuersignale AS übertragen werden, um das CT-Gerät gemäß bestimmter Messprotokolle anzusteuern. Die Akquisitionssteuersignale AS betreffen hierbei z.B. die Röntgenröhren C2 und C4, wobei Vorgaben zu ihrer Leistung und den Zeitpunkten ihres An- und Ausschaltens gemacht werden können, sowie die Gantry, wobei Vorgaben zu ihrer Rotationsgeschwindigkeit gemacht werden können, sowie den Tischvorschub.
Da die Steuer- und Recheneinheit C10 über eine Eingabekonsole verfügt, können Messparameter von einem Anwender oder Operator des CT-Geräts eingegeben werden, welche dann in Form von Akquisitionssteuersignalen AS die Datenerfassung steuern. Informationen über aktuell verwendete Messparameter können auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 dargestellt werden; zusätzlich können weitere für den Operator relevante Informationen angezeigt werden.
Die vom Detektor C3 bzw. C5 akquirierten Projektionsmessdaten p bzw. Rohdaten werden über eine Rohdatenschnittstelle C23 an die Steuer- und Recheneinheit C10 übergeben. Diese Rohdaten p werden dann, gegebenenfalls nach einer geeigneten Vorverarbeitung, in einem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 weiterverarbeitet. Der Bildrekonstruktionsbestandteil C21 ist bei diesem Ausführungsbeispiel in der Steuer- und Recheneinheit C10 in Form von Software auf einem Prozessor realisiert, z.B. in Form einer oder mehrerer der Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n. In Bezug auf die Bildrekonstruktion gilt wie bereits in Bezug auf die Steuerung des Messvorgangs erläutert, dass die Computerprogrammcodes Prg₁ bis Prg_n auch auf einem externen Speichermedium enthalten sein und bei Bedarf in die Steuer- und Recheneinheit C10 geladen werden können. Ferner ist es möglich, dass die Steuerung des Messvorgangs einerseits und die Bildrekonstruktion andererseits von verschiedenen Recheneinheiten durchgeführt werden.
Die von dem Bildrekonstruktionsbestandteil C21 rekonstruierten Bilddaten f werden dann in einem Speicher C22 der Steuer- und Recheneinheit C10 hinterlegt und/oder in üblicher Weise auf dem Bildschirm der Steuer- und Recheneinheit C10 ausgegeben. Sie können auch über eine in 1 nicht dargestellte Schnittstelle in ein an das Computertomographiesystem C1 angeschlossenes Netz, beispielsweise ein radiologisches Informationssystem (RIS), eingespeist und in einem dort zugänglichen Massenspeicher hinterlegt oder als Bilder ausgegeben werden.
Die Steuer- und Recheinheit C10 kann zusätzlich auch die Funktion eines EKGs ausführen, wobei eine Leitung C12 zur Ableitung der EKG-Potenziale zwischen Patient und Steuer- und Recheneinheit C10 verwendet wird. Zusätzlich verfügt das in der 1 gezeigte CT-System C1 auch über einen Kontrastmittelinjektor C11, über den zusätzlich Kontrastmittel in den Blutkreislauf des Patienten injiziert werden kann, so dass z.B. die Gefäße des Patienten, insbesondere die Herzkammern des schlagenden Herzens, besser dargestellt werden können. Außerdem besteht hiermit auch die Möglichkeit, Perfusionsmessungen durchzuführen, für die sich das vorgeschlagene Verfahren ebenfalls eignet.
Die Steuer- und Recheinheit C10 muss sich – anders als in 1 dargestellt – selbstverständlich nicht in der Nähe der restlichen Bestandteile des CT-Systems C1 befinden. Vielmehr ist es möglich, diese in einem anderen Raum oder weiter entfernten Ort unterzubringen. Die Übertragung der Rohdaten p und/oder der Aquisitionssignale AS und/oder der EKG-Daten kann über Leitung oder alternativ über Funk erfolgen.
Die 2 zeigt ein C-Bogen-System, bei dem im Gegensatz zum CT-System der 1 das Gehäuse C6 den C-Bogen C7 trägt, an dem einerseits die Röntgenröhre C2 und andererseits der gegenüberliegende Detektor C3 befestigt sind. Der C-Bogen C7 wird für eine Abtastung ebenfalls um eine Systemachse C9 geschwenkt, so dass eine Abtastung aus einer Vielzahl von Abtastwinkeln stattfinden kann und entsprechende Projektionsdaten p aus einer Vielzahl von Projektionswinkeln ermittelt werden können. Das C-Bogen-System C1 der 2 verfügt ebenso wie das CT-System aus der 1 über eine Steuer- und Recheneinheit C10 der zu 1 beschriebenen Art.
Die Erfindung ist in beiden der in den 1 und 2 gezeigten Systeme anwendbar. Ferner ist sie grundsätzlich auch für andere CT-Systeme einsetzbar, z. B. für CT-Systeme mit einem einen vollständigen Ring bildenden Detektor.
Für die Bildrekonstruktion ist das Vorhandensein eines vollständigen Messdatensatzes wichtig. Vollständig bedeutet hierbei, dass jedes Volumenelement des Untersuchungsobjektes, welches in dem CT-Bild enthalten sein soll, über einen Projektionswinkelbereich von 180º, falls in Parallelstrahlgeometrie gemessen wird, oder von 180º plus dem Kegelöffnungswinkel, falls in Kegelstrahlgeometrie gemessen wird, bestrahlt werden muss und die entsprechenden Projektionen von dem Detektor erfasst werden müssen. Ist dies nicht gegeben, so ist eine Bildrekonstruktion zwar dennoch möglich, jedoch ist das resultierende Bild aufgrund der Unvollständigkeit des Messdatensatzes artefaktbehaftet.
Probleme entstehen, wenn die Ausdehnung des Untersuchungsobjektes größer als das Messfeld des CT-Gerätes ist. Eine solche Situation ist in 3 dargestellt. Diese zeigt einen Ausschnitt aus einem CT-Gerät gemäß 1 oder 2, welcher die Röntgenquelle C2 und den Detektor C3 umfasst. Zur Erhöhung der Übersichtlichkeit weist der Detektor C3 in Kanalrichtung lediglich 12 Detektorelemente auf; in Realität ist deren Anzahl weitaus größer. Zwischen der Röntgenquelle C2 und dem Detektor C3 befindet sich das Untersuchungsobjekt O. 3 zeigt einen Schnitt senkrecht zur z-Achse; zu sehen ist daher ein axialer Schnitt durch das Untersuchungsobjekt O. Das Messfeld FOV des CT-Gerätes entspricht bei einem bestimmten Projektionswinkel, wie in 3 gezeigt, im Schnitt senkrecht zur z-Achse einem Kreisausschnitt. Dessen Ränder werden durch die Röntgenstrahlen gebildet, welche von der Röntgenquelle C2 zu den äußersten Rändern des Detektors C3 gelangen.
Es ist also die Ausdehnung des Detektors in Kanalrichtung, welche die Größe des Messfeldes FOV bestimmt. Die Kanalrichtung ist hierbei die Richtung auf der Detektoroberfläche senkrecht zur Zeilenrichtung. Die Zeilenrichtung erstreckt sich senkrecht zur Ebene des Schnittes der 3 und somit entlang der z-Richtung. Die Detektordimension in der Zeichenebene der 3 ist die Kanalrichtung.
Es ist in 3 zu erkennen, dass das Untersuchungsobjekt O bei dem dargestellten Projektionswinkel nicht vollständig innerhalb des Messfeldes FOV liegt. Die Bestandteile OA des Untersuchungsobjektes O werden bei der Stellung von Röntgenquelle C2 und Detektor C3 gemäß 3 nicht von Röntgenstrahlen durchleuchtet, welche vom Detektor C3 erfasst werden: die Bestandteile OA des Untersuchungsobjekt O liegen außerhalb des Messfeldes FOV. Rotieren Röntgenquelle C2 und Detektor C3 um das Untersuchungsobjekt O, so liegen bei manchen Projektionswinkeln die in der Konstellation nach 3 außerhalb des Messfeldes FOV liegenden Teile OA des Untersuchungsobjektes O innerhalb des Messfeldes FOV, für andere Projektionswinkel liegen sie außerhalb des Messfeldes FOV. Entsprechendes gilt auch für die anderen Randbereiche des Untersuchungsobjektes O.
Dies bedeutet, dass für manche Bestandteile des Untersuchungsobjektes O kein vollständiger Messdatensatz vorhanden ist. Im allgemeinen gilt, dass das Gesamt-Messfeld des CT-Gerätes, d.h. derjenige Bereich zwischen Röntgenquelle C2 und Detektor C3, für welchen vollständige Datensätze erfasst werden, durch die Schnittmenge der Strahlenfächer über einen Halbumlauf von Röntgenquelle C2 und Detektor C3 – bzw. über einen Halbumlauf von 180º plus dem Kegelöffnungswinkel – gegeben ist. Das erweitertes Messfeld (englisch: extended field of view) des CT-Gerätes ist ein Bereich, welcher sich an den beschriebenen Bereich des Gesamt-Messfeldes anschließt. Außerhalb des Gesamt-Messfeldes liegt das erweiterte Messfeld, welches diejenigen Volumenelemente umfasst, welche nur bei manchen Projektionswinkeln von Röntgenstrahlung durchleuchtet werden, die im Anschluss zum Detektor gelangen.
Für Bestandteile des Untersuchungsobjektes innerhalb des erweiterten Messfeldes, wie z.B. die Teile OA der 3, bedeutet dies, dass in manchen der aufgenommenen Projektionen in den Messdaten Informationen betreffend diese Teile des Untersuchungsobjektes enthalten sind, in anderen Projektionen hingegen nicht. Betreffend die Bestandteile des Untersuchungsobjektes, welche sich im erweiterten Messfeld befinden, liegt somit ein unvollständiger Datensatz vor. Dies wird auch als „limited angle“ Abtastung bezeichnet.
Ein Überschreiten des Messfeldes durch Teile eines Untersuchungsobjektes kommt in der Praxis z.B. aufgrund der Körperfülle von Patienten zustande, oder weil ein Patient bei einer Thoraxmessung nicht in der Lage ist, seine Arme über oder hinter den Kopf zu legen.
Da Informationen betreffend das Untersuchungsobjekt innerhalb des erweiterten Messfeldes in manchen Projektionen enthalten sind, ist es nicht ohne weiteres möglich, ein CT-Bild nur für den Bereich des Gesamt-Messfelds zu rekonstruieren. Vielmehr führt die Messfeldüberschreitung dazu, dass das CT-Bild innerhalb des Gesamtmessfeldes artefaktbehaftet ist. Der Grund hierfür ist die oben erläuterte Unvollständigkeit der Daten des erweiterten Messfeldes. Die Informationen des erweiterten Messfeldes müssen daher bei der Bildrekonstruktion Berücksichtigung finden.
Es existieren unterschiedliche Ansätze, für das erweiterte Messfeld hinreichend gute Schwächungswerte zu bestimmen. Zum einen wäre es möglich, das Messfeld durch Vergrößerung des Detektors in Kanalrichtung zu erweitern. Dieser Ansatz erfordert jedoch andersartige Detektoren und eine Anpassung der Gantry, was kostenintensiv und daher unerwünscht ist. Zum anderen existieren softwarebasierte Ansätze, um Projektionsdaten in Bezug auf das erweiterte Messfeld aus den Messwerten zu extrapolieren. Beispielsweise können die Messdaten des Messfeldes in das außerhalb des Messfeld liegende erweiterte Messfeld gespiegelt und hierbei mit einem Wichtungsfaktor versehen werden. Abhängig von der Objektgeometrie sind die Ergebnisse wegen der Unterbestimmtheit des mathematischen Problems nicht immer befriedigend. In der Regel erhält man jedoch mit derartigen Verfahren zumindest innerhalb des Messfeldes qualitativ zufriedenstellende Bildwerte, während die Bildwerte außerhalb des Messfeldes stark artefaktbehaftet und unzuverlässig sind.
Eine solche Möglichkeit zur Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld wird in der Veröffentlichung H. Bruder et al: „Efficient Extended Field-of-View (eFOv) Reconstruction Techniques for Multi-Slice Helical CT", Physics of Medical Imaging, SPIE Medical Imaging, Proceedings 2008, Vol. 9, No. 30, E2-13 beschrieben.
Im Folgenden wird die Erkenntnis ausgenutzt, dass bei bekannter Objektgeometrie im erweiterten Messfeld weitestgehend korrekte und stabile CT-Werte rekonstruiert werden können. Eine bekannte Objektgeometrie bedeutet hierbei, dass die Lage der Begrenzungen des Untersuchungsobjektes bekannt sind. Das Vorgehen bei der Bildrekonstruktion wird anhand des Flussdiagramms der 4 erläutert.
Nach der CT-Messung MEAS, welche auf an sich bekannte Weise erfolgen kann, liegen die Messdaten p meas / k,s,r (der Index k steht hierbei für den Kanal des Detektors, der Index s für die Zeile des Detektors, und der Index r für den Projektionswinkel) vor. Zunächst werden diese Messdaten p meas / k,s,r im Schritt eFOV Recon verwendet, um eine herkömmliche Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld durchzuführen. Hierfür kann beispielsweise das in der oben zitierten Veröffentlichung vorgestellte Verfahren zum Einsatz kommen. Als Ergebnis des Schrittes eFOV Recon liegt somit ein erstes Bild PIC1 des Untersuchungsobjektes sowohl innerhalb des Gesamt-Messfeldes als auch innerhalb des erweiterten Messfeldes vor.
Im folgenden Schritt mask wird zunächst dieses Bild PIC1 verwendet, um die Kontur, also die Begrenzung des Untersuchungsobjektes, zu bestimmen. Dies erfolgt anhand einer Schwellenwertbildung, d.h. alle Bildpunkte, deren CT-Werte einen Schwellenwert überschreiten, werden dem Untersuchungsobjekt zugerechnet, und diejenigen Bildpunkte, deren CT-Wert unterhalb des Schwellenwertes liegen, werden als nicht zum Untersuchungsobjekt gehörig interpretiert. Als Schwellenwert eignet sich z.B. ein CT-Wert von –500 HU, welcher zwischen dem HU-Wert von Luft (–1000 HU) und demjenigen von Wasser (0 HU) liegt.
Ferner werden im Schritt mask alle Bildpunkte, welche als gemäß der Schwellenwertunterscheidung zum Untersuchungsobjekt gehörig erkannt wurden, und welche außerhalb des Gesamt-Messfeldes und innerhalb des erweiterten Messfeldes liegen, mit einem konstanten CT-Wert belegt. Ein geeignetes Beispiel ist der CT-Wert von Wasser. Die CT-Werte der Bildpunkt innerhalb des Gesamtmessfeldes werden nicht verändert. Als Ergebnis des Schrittes mask liegt also ein modifiziertes CT-Bild PIC1 mask des Untersuchungsobjektes vor. Dieses modifizierte Bild PIC1 mask wird im folgenden als Maskenbild bezeichnet; denn im erweiterten Messfeld wurde gleichsam eine Maske mit dem CT-Wert von Wasser über das ursprüngliche Bild PIC1 gelegt.
Ziel der Verwendung des Maskenbildes PIC1 mask ist es, durch eine Vorwärtsprojektion in den Datenraum und eine erneute Rückprojektion ein verbessertes Bild zu erhalten. Die Erfinder haben erkannt, dass der Nachteil an der Verwendung des Maskenbildes PIC1 mask ist, dass dessen Ränder ausgefranst sind, und dass ferner Löcher in der Maske auftreten können. Löcher sind hierbei Teile des Objektes innerhalb des erweiterten Messfeldes, welche nicht mit dem CT-Wert von Wasser belegt wurden, da sie bei der Schwellenwertoperation als nicht zum Objekt gehörig identifiziert wurden. Betrachtet man den Objektrand, weist dieser teils tiefe Einbuchtungen, ähnlich Fjorden bei einem Bild einer Meeresküste, auf.
Der Grund für das Vorhandensein dieser nicht physiologischen Merkmale, also der ausgefransten Objektgrenzen und der Löcher, liegt darin, dass die Bildrekonstruktion eFOV Rekon im erweiterten Messbereich üblicherweise keine optimalen Ergebnisse liefert, so dass die Schwellenwertoperation die nicht physiologischen Merkmale hervorbringt. Ferner haben die Erfinder erkannt, dass derartige nicht physiologischen Merkmale, wenn diese einer Datenberechnung und einer darauffolgenden Bildrekonstruktion zugrunde gelegt werden, vollständig oder teilweise in das Ergebnisbild übergehen. Daher wird versucht, zunächst die nicht physiologischen Merkmale des Maskenbildes PIC1 mask zu beseitigen.
Im Schritt filter erfolgt eine Nachbearbeitung des Maskenbildes PIC1 mask durch einen morphologischen Filter. Ein morphologischer Filters ist ein nichtlinearer Filter; die Grundoperationen sind „Erosion“ und „Dilatation“. Das „Opening“ ist die Erosion gefolgt von der Dilatation, und das „Closing“ die Dilatation gefolgt von der Erosion. Bei diesen an sich bekannten Bildverarbeitungsverfahren erfolgt eine Filterung unter Zuhilfenahme strukturierender Elemente. Durch geeignete Wahl der Parameter des strukturierenden Elements lassen sich bestimmte Bildbereiche gegenüber anderen beseitigen oder betonen.
Besonders vorteilhaft ist die Anwendung eines Closing-Filters. Dieser wirkt sich derart auf das Maskenbild PIC1 mask aus, dass dessen ausgefranste Ränder beseitigt werden, indem die Ausbuchtungen eingeebnet werden. Es resultiert also ein glatter Objektrand, welcher mehr der physiologischen Struktur entspricht. Die Gräben in den Objekträndern des Maskenbildes PIC1 mask werden durch die Anwendung des Closing-Filters mit dem CT-Wert von Wasser aufgefüllt.
Eine ähnliche Wirkung kann auch anderen morphologischen Filtern zukommen: durch die Erosion werden die Gräben am Objektrand vergrößert, so dass diese zusammenwachsen, wodurch der Objektrand geglättet und nach innen verschoben wird. Durch die Dilatation werden die Gräben geschlossen, wobei der Objektrand nach außen verschoben wird. Durch das Opening werden herausragende Strukturen beseitigt.
Durch Anwendung eines morphologischen Filters in Schritt filter resultiert ein modifiziertes Maskenbild PIC1 mask mod. Im Vergleich zum ursprünglichen Maskenbild PIC1 mask entspricht dies dem Fall, dass das Auffüllen mit dem CT-Wert von Wasser nicht entlang der Linie des Schwellenwertes, sondern entlang einer geglätteten Linie erfolgt.
Im folgenden werden aus dem modifiziertes Maskenbild PIC1 mask mod Projektionswerte data berechnet. Es wird also berechnet, welche Messwerte data zu dem modifizierten Maskenbild PIC1 mask mod führen würden. Diese künstlichen Messwerte data erhält man durch eine Vorwärtsprojektion, wobei in diese Berechnung die Scangeometrie eingeht. Ein Beispiel für eine Scangeometrie ist eine Spiralabtastung mit einem Mehrzeilendetektor.
In 4 sind neben den künstlichen Messwerten data in einem Sinogrammraum beispielhaft Daten dargestellt. Das Sinogramm stellt pro Detektorzeile einen zweidimensionalen Raum dar, welcher einerseits durch den Projektionswinkel, d.h. die Winkelstellung der Röntgenquelle relativ zum Untersuchungsobjekt, und andererseits durch den Fächerwinkel innerhalb des Röntgenstrahls, d.h. durch die Position des Detektorpixels in Kanalrichtung, aufgespannt wird. Der Sinogrammraum stellt also die Domäne der Messdaten dar, während der Bildraum diejenige der Bilddaten darstellt. Durch eine Rückprojektion gelangt man vom Sinogrammraum in den Bildraum, d.h. von den Messdaten zu den Bilddaten, und umgekehrt durch eine Vorwärtsprojektion vom Bildraum in den Sinogrammraum. Das Sinogramm zeigt schematisch, dass nach der Berechnung der künstlichen Messwerten data Projektionswerte auch für das erweiterte Messfeld, welches den beiden Streifen am rechten und linken Rand des Sinogramms entspricht, vorliegen.
Folgend werden die berechneten Projektionsdaten data gemäß Formel (1) unter Verwendung der ursprünglichen Messdaten modifiziert, woraus ein korrigierter Projektionsdatensatz data* resultiert. Der korrigierte Projektionsdatensatz data*, in den Formeln als p korr / k,s,r bezeichnet, berechnet sich über
Die Mischungsfunktion λ_k berechnet sich wie folgt:
Hierbei ist
m und n sind feste Größen. Der Wert der Mischungsfunktion λ_k hängt also nur von k, dem Kanalindex von ab.
k_FOV bezeichnet die Anzahl der Kanäle im Messfeld, und k_eFOV bezeichnet die Anzahl der Kanäle im Messfeld zuzüglich der virtuellen Kanäle des erweiterten Messfeldes. Beispielsweise kann k_FOV 736 betragen, d.h. jede Detektorzeile hat 736 Detektorelemente, und k_eFOV 1000. In diesem Fall würde das erweiterte Messfeld zu beiden Seiten des Messfeldes um 132 Detektorelemente hinausreichen.
z ist eine kleine feste Größe, z.B. 20. Sie entspricht einem Übergangsbereich, wie im Folgenden erläutert wird.
5 zeigt eine Illustration zum Verständnis der Formeln (1) und (2). Gezeigt st die Ausdehnung einer Detektorzeile. Im mittleren Bereich befindet sich die Anzahl k_FOV der Kanäle
des Messfeldes. Am Rande schließen sich auf der rechten und auf der linken Seite jeweils m virtuelle Kanäle an, welche zusammen mit den k_FOV Kanälen des Messfeldes die k_eFOV Kanäle
des Messfeldes zuzüglich derer des erweiterten Messfeldes bilden. Ausgehend vom linken Rand der Zeile beginnt das Messfeld nach m Kanälen und endet nach n Kanälen.
Wenn der Kanalindex k kleiner als m oder größer als n ist (unterer Fall der Formel (2)), so entspricht dies den Kanälen des erweiterten Messfeldes außerhalb des Messfeldes. Für diesen Fall ist die Mischungsfunktion gleich Null. Dies bedeutet, dass p korr / k,s,r gleich p proj / k,s,r ist. Außerhalb des Messfeldes werden also ausschließlich die berechneten Projektionsdaten p proj / k,s,r zur Bildrekonstruktion verwendet.
Wenn der Kanalindex k zwischen m und n liegt, genauer mit einem Abstand von z von den Grenzen m und n entfernt ist (oberer Fall der Formel (2)), so entspricht dies den inneren Kanälen des Messfeldes. In diesem Fall ist die Mischungsfunktion gleich Eins. Dies bedeutet, dass p korr / k,s,r gleich p meas / k,s,r ist. Im
inneren des Messfeldes werden also ausschließlich die gemessenen Projektionsdaten p meas / k,s,r zur Bildrekonstruktion verwendet.
Im Übergangsbereich, nämlich zwischen m und m + z, sowie zwischen n – z und n bewirkt die quadrierte Kosinus-Funktion der mittleren Zeile der Formel (2) einen weichen Übergang zwischen 1 und 0. In diesem Bereich ergibt sich also als Mischung aus den Messwerten p meas / k,s,r und den berechneten Werten p proj / k,s,r .
Die gemäß Formel (1) korrigierten Messdaten p corr / k,s,r werden im anschließenden Schritt Recon verwendet, um mit einem an sich bekannten Algorithmus, z.B. basierend auf einem Feldkampartigen Algorithmus, ein CT-Bild PIC des Untersuchungsobjektes innerhalb des erweiterten Messfeldes zu rekonstruieren. Dieses Bild PIC, welches als Ergebnisbild ausgegeben werden kann, zeigt das Untersuchungsobjekt im Messfeld und im erweiterten Messfeld, wobei insbesondere im erweiterten Messfeld eine deutliche Qualitätssteigerung gegenüber dem Bild PIC1 vorhanden ist.
Im Schritt mask kann alternativ zum oben beschriebenen Vorgehen, bei welchem ein Schwellenwert eingesetzt wurde, um anhand des Schwellenwertvergleichs binär einen ersten CT-Wert entsprechend dem Untersuchungsobjekt oder einen zweiten CT-Wert entsprechend nicht zum Untersuchungsobjekt gehörigen Bereichen folgendermaßen vorgegangen werden:
Anstatt eine konstanten Schwellenwert zu verwenden, wird ein Schwellenwertbereich definiert. Innerhalb dieses Bereichs werden die CT-Werte des Bildes PIC von einen Maximalwert zu einem Minimalwert übergeblendet, um das Maskenbild PIC1 mask zu bestimmen. Als Maximalwert kann z.B. der CT-Wert von Wasser, also 0 HU, gesetzt werden. Als Minimalwert eignet sich der CT-Wert von Luft, also –1000 HU. Für den Schwellenwertbereich kann z.B. –600 HU bis –400 HU verwendet werden. Bei und oberhalb von –400 HU wird der jeweilige Bildpunkt mit Maximalwert, unterhalb von –600 HU wird der jeweilige Bildpunkt mit dem Minimalwert belegt. Zwischen den beiden Grenzwerten. –600 HU bis –400 HU werden die CT-Werte der Bildpunkte gemäß einem linearen oder cos²-förmigen Verlauf belegt. Selbstverständlich eignen sich auch andere Verläufe und Grenzwerte, bei denen ein kontinuierlicher Verlauf zwischen einem Maximalwert und einem Minimalwert erreicht wird.
Alternativ ist es auch möglich, das Maskenbild PIC1 mask wie oben beschrieben unter Verwendung nur eines Schwellenwertes zu erzeugen und anschließend eine Glättung durch eine geeignete Filterfunktion, wie z.B. eine Boxcar-Funktion oder einen verallgemeinerten Gauß-Filter, vorzunehmen. Auch hierdurch entsteht ein kontinuierlicher Verlauf von CT-Werten. Letzteres entspricht gegenüber dem binären Maskenbild PIC1 mask einer Art „fuzzy logic Ansatz“.
Der kontinuierliche Verlauf von CT-Werten im erweiterten Messbereich entspricht verglichen mit dem binären Maskenbild PIC1 mask einem realistischeren Bild des Untersuchungsobjektes. Auch hierdurch wird die Qualität des Bildes PIC gesteigert.
Die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele betreffen die medizinische Anwendung der Erfindung. Die Erfindung kann jedoch auch außerhalb der Medizin, beispielsweise bei der Gepäcküberprüfung oder der Materialuntersuchung eingesetzt werden.
Die Erfindung wurde voranstehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

H. Bruder et al: „Efficient Extended Field-of-View (eFOv) Reconstruction Techniques for Multi-Slice Helical CT“, Physics of Medical Imaging, SPIE Medical Imaging, Proceedings 2008, Vol. 9, No. 30, E2-13 [0057]

Claims

Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddaten (PIC) eines Untersuchungsobjektes (O) aus Messdaten (p), wobei die Messdaten (p) bei einer relativen Rotationsbewegung zwischen einer Strahlungsquelle (C2, C4) eines Computertomographiesystems (C1) und dem Untersuchungsobjekt (O) erfasst wurden (MEAS), ein begrenzter Bereich zwischen der Strahlungsquelle (C2, C4) und einem Detektor (C3, C5) ein Messfeld (FOV) darstellt, in Bezug auf welchen Messdaten (p) erfassbar sind, und sich Teile (OA) des Untersuchungsobjektes (O) während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes (FOV) befanden, eine Rekonstruktion von ersten Bilddaten (PIC1) aus den Messdaten (p) erfolgt (eFOV Recon), die ersten Bilddaten (PIC1) mittels eines Schwellenwertvergleichs modifiziert werden (mask), die modifizierten ersten Bilddaten (PIC1 mask) mit einem morphologischen Filter bearbeitet (filter) und aus den derart bearbeiteten modifizierten ersten Bilddaten Projektionsdaten (data) berechnet werden, die Messdaten (p) unter Verwendung der Projektionsdaten modifiziert werden, und aus den modifizierten Messdaten (data*) zweite Bilddaten (PIC) rekonstruiert werden (Recon).
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem bei der Modifikation (mask) der ersten Bilddaten (PIC1) Bildpunktwerte von Bildpunkten abhängig vom Vergleich mit einem Schwellenwert mit einem ersten oder einem zweiten Bildpunktwert belegt werden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem bei der Modifikation (mask) der ersten Bilddaten (PIC1) Bildpunktwerte von Bildpunkten abhängig vom Vergleich mit einer Mehrzahl von Schwellenwerten mit einem Bildpunktwert aus einer Vielzahl von hierfür zur Verfügung stehender Bildpunktwerte belegt werden.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem für die Bildpunktwertbelegung eine kontinuierliche Funktion eingesetzt wird, welche eine Zuordnung zwischen jeweils einem Bildpunktwert der ersten Bilddaten (PIC1) und einem Bildpunktwert der Vielzahl von zur Verfügung stehenden Bildpunktwerten darstellt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 4, bei dem nach der Bildpunktwertbelegung die ersten Bilddaten (PIC1) einer glättenden Filterung unterzogen werden.
Verfahren nach Anspruch einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem bei der Modifikation (mask) der ersten Bilddaten (PIC1) ausschließlich Bildpunktwerte von Bildpunkten modifiziert werden, welche Teile (OA) des Untersuchungsobjektes (O) abbilden, die sich während der Messdatenerfassung zumindest zeitweise außerhalb des Messfeldes (FOV) befanden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem bei der Modifikation der Messdaten (p) für zumindest einen Bereich außerhalb des Detektors (C3, C5) die jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten (PIC) zugrunde zu legende Daten eingesetzt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem bei der Modifikation der Messdaten (p) für zumindest einen Bereich des Detektors (C3, C5) die jeweiligen Messdaten (p) als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten (PIC) zugrunde zu legende Daten angesehen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem bei der Modifikation der Messdaten (p) für zumindest einen Bereich am Rande des Detektors (C3, C5) eine Kombination aus den jeweiligen Messdaten (p) und den jeweiligen Projektionsdaten als für die Rekonstruktion der zweiten Bilddaten (PIC) zugrunde zu legende Daten angesehen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem zur Rekonstruktion (eFOV Recon) der ersten Bilddaten (PIC1) ein Verfahren zur Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld verwendet wird.
Recheneinheit (C10) zur Rekonstruktion von Bilddaten (f) eines Untersuchungsobjektes aus Messdaten (p) eines CT-Systems (C1), mit Mitteln zum Durchführen eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10.
CT-System (C1) mit einer und Recheneinheit (C10) nach Anspruch 11.
Computerprogramm mit Programmcode (Prg₁–Prg_n), um das Durchführen eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 zu bewirken, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.
Datenträger mit Programmcode (Prg₁–Prg_n) eines Computerprogramms, um das Durchführen eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 zu bewirken, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.