DE19962666A1

DE19962666A1 - Verfahren zum Rekonstruieren von 3D-Bilddaten bezüglich eines interessierenden Volumens eines Untersuchungsobjekts

Info

Publication number: DE19962666A1
Application number: DE19962666A
Authority: DE
Inventors: Karl Barth; Thomas Brunner; Matthias Mitschke; Karl Wiesent
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Corp
Priority date: 1999-12-23
Filing date: 1999-12-23
Publication date: 2001-07-05
Also published as: US20030052879A1; US6720966B2; JP2001216508A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Rekonstruieren von 3-D-Bilddaten, bei dem mittels eines flächenhaften Detektors und von einer Strahlungsquelle ausgehender Strahlung eine Vielzahl von 2-D-Zentralprojektionen unter unterschiedlichen Projektionsrichtungen gewonnen wird, und ein dreidimensional zu rekonstruierendes interessierendes Volumen eines Untersuchtungsobjekts auf Grundlage der Einblendung von verstellbaren und voneinander abhängigen Markierungen in wenigstens zwei 2-D-Zentralprojektion gekennzeichnet wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Rekonstruieren von 3D-Bilddaten bezüglich eines interessierenden Volumens eines Untersuchungsobjekts, bei dem mittels eines flächenhaften De tektors von einer Strahlungsquelle ausgehende Strahlung emp fangen wird, aufweisend die Verfahrensschritte

a) Gewinnung einer Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen unter unterschiedlichen Projektionsrichtungen,
b) Markieren eines interessierenden Volumens, und
c) Rekonstruieren von 3D-Bilddaten des den Markierungen ent sprechenden interessierenden Volumens aus der Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen.

Beim heutigen Stand der Computertechnik stellt die rekon struktive 3D-Bildgebung eine weit verbreitete Technik dar. Dies gilt insbesondere auch für die medizinisch-diagnostische Bildgebung, z. B. Computertomographie (CT), Kernspintomogra phie, Nuklearmedizin, Ultraschall und neuerdings 3D-Röntgen technik. Diese Verfahren werden auch außerhalb der Medizin technik in der allgemeinen Technik eingesetzt, wie z. B. die Computertomographie zum zerstörungsfreien Prüfen von Mate rialien (Motorblöcke in der Automobilindustrie, Bohrkerne in der Erdölindustrie usw.).

Unter rekonstruktiver Bildgebung soll verstanden werden, daß die von dem jeweiligen Detektor gelieferten Meßdaten nicht direkt interpretiert werden, sondern in ein Verfahren ein fließen, das qualitativ neue Bildinformation, d. h. Bilddaten, liefert. Die dabei zum Einsatz kommenden mathematischen Algo rithmen stellen hohe Anforderungen an die zur Abarbeitung dieser Algorithmen verwendeten Computer bezüglich Rechen leistung und Datenvolumen.

Ein wesentliches bauliches Merkmal von CT-Geräten ist eine mechanisch stabile, meist ringförmige Gantry, die nahezu vibrationsfreie Umläufe des gesamten Meßsystems im Subsekun denbereich gestattet. Nachteilig an solchen CT-Geräten ist die infolge der Gantry eingeschränkte Zugänglichkeit des Patienten für medizinisches Personal, z. B. den Arzt. Es wäre jedoch wünschenswert, die immer häufiger eingesetzten minimal invasiven und endoskopischen Operationstechniken (Interven tionen) durch zusätzliche 3D-Bildgebung zu unterstützen.

Ein Weg in diese Richtung ist die Rekonstruktion von 3D-Bild daten aus einer Serie von mit einem hinsichtlich seines mechanischen Aufbaus konventionellen C-Arm-Gerät in Form üb licher Röntgenaufnahmen gewonnenen 2D-Zentralprojektionen, wobei ein flächenhafter Detektor, z. B. ein Röntgenbildver stärker oder neuerdings ein Halbleiterpaneel, zum Einsatz kommt.

Als Anwendungsgebiet kommt beispielsweise die Neuroradiologie in Frage. Hier sollen mit Kontrastmittel gefüllte Gefäße und ihre räumliche Lage in hoher Ortsauflösung abgebildet werden. Dies ist zum Beispiel bei der neurochirugischen Behandlung von Aneurysmen erforderlich. Eingriffe dieser Art erfolgen unter ständiger Röntgenkontrolle.

Die technische Realisierung der 3D-Funktionalität erfolgt, indem die der Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen entspre chenden digitalen Daten im Zuge einer sogenannten Rotatiosan giographie gewonnen werden. Als Aufnahmegerät eignet sich z. B. ein unter der Bezeichnung NEUROSTAR® von der Siemens AG vertriebenes C-Arm-Gerät. Typischerweise werden in 5 Sekunden über einen Winkelbereich von 200° 50 2D-Zentralprojektionen mit je 1024 × 1024 Pixeln aufgenommen. Wegen der mechanischen Instabilität des C-Arms muß für jede der 2D-Zentralprojek tionen die genaue Projektionsgeometrie bestimmt und dann bei der Durchführung des Rekonstruktionsalgorithmus berücksich tigt werden. Die Rekonstruktion der 3D-Bilddaten erfolgt nach dem CT-Prinzip.

Ein C-Arm-Gerät dieser Art ist bei H. Barfuß, Digitale 3D- Angiographie, VDE-Fachbericht Band 54: Das Digitale Kranken haus, VDE-Verlag, 1998, genauer beschrieben.

Bei der Rotationsangiographie als neuerem 3D-Bildgebungsver fahren sind die Voraussetzungen gegenüber der Computertomo graphie im wesentlichen durch folgende Punkte verändert:

- Es kommt ein mechanisch instabiles System mit frei rotie rendem C-Arm zum Einsatz.
- Ziel ist der interventionelle Einsatz, d. h. die Bildergeb nisse müssen während der Untersuchung bzw. Behandlung schnell vorliegen.
- Das "Gesichtsfeld" des Detektors, d. h. der Öffnungswinkel des von der Röntgenstrahlenquelle ausgehenden kegel- oder pyramidenförmigen Röntgenstrahlenbündels, ist gegenüber der Computertomographie eingeschränkt.

Daraus ergeben sich folgende Fakten:

1. Es wird in der Regel nicht der ganze Körper aufgenommen, sondern nur ein Teil davon. Dieser bestimmt ein maximales rekonstruierbares Volumen (MRV).
2. Die maximal erreichbare Ortsauflösung des dargestellten Volumens ist durch die Auflösung der 2D-Zentralprojek tionen begrenzt; die dem Betrachter zur Verfügung stehende Auflösung zusätzlich durch die gewählte Größe der Voxel (Voxel = volume element).
3. Die Anzahl der Voxel geht entscheidend in die Rechenzeit ein. Eine Halbierung der Größe der Voxel bei Beibehaltung der Größe des zu rekonstruierenden Volumens bedeutet z. B. eine achtfache Anzahl an Voxeln und auch eine achtfache Datenmenge. Bei limitierter Rechenzeit (für Rekonstruktion und Anzeige) kann man deshalb bei gegebener Rechenleistung ein größeres Volumen bei schlechterer Ortsauflösung oder ein kleineres Volumen bei hoher Ortsauflösung (limitiert durch die Auflösung der 2D-Projektionen) rekonstruieren.
4. Während der Durchführung einer Intervention (z. B. Plazie rung von Platin-Coils) ist der Arzt an einer möglichst hochauflösenden lokalen 3D-Information bezüglich eines interessierenden Volumens (VOI = volume of interest) in nerhalb des MRV interessiert.

Bei Verwendung rechteckiger Flächendetektoren kann man sich das MRV gemäß Fig. 3 in einer Näherung als Kreiszylinder um die Rotationsachse des C-Arms vorstellen.

Im folgenden wird die Auswahl des zu rekonstruierenden Volu mens näher beschrieben.

Die Definition desjenigen Volumens innerhalb des MRV, bezüg lich dessen 3D-Bilddaten rekonstruiert werden sollen, erfolgt anhand numerischer Koordinatenangaben, üblicherweise in einem Weltkoordinatensystem, das vorzugsweise an der Geometrie des Gerätes orientiert ist. Beispielsweise entspricht die Rota tionsachse des C-Arms der z-Achse, die Rotationsebene der x y-Ebene und die x-Achse verläuft parallel zur Patientenliege.

Das ausgewählte Volumen stellt man sich geometrisch als Qua der vor, zusammengesetzt aus vielen gleich großen kleinen Quadern, den Voxeln. Jedem Voxel wird durch die Rekonstruk tion ein Grauwert zugeordnet, der dem Röntenschwächungskoef fizienten (näherungsweise Dichte) des Objekts im Bereich des Voxels entspricht. Die rekonstruierten 3D-Bilddaten stellen daher ein skalares 3D-Feld f(i,j,k) dar, mit

i = 1, . . ., Nx,
j = 1, . . ., Ny,
k = 1, . . ., Nz.

Nx, Ny, Nz bezeichnen die Anzahl der in Richtung der jeweili gen Koordinatenachse vorhandenen Voxel.

Dem Mittelpunkt jedes Voxels ist eine geometrische Position (xi,yj,zk) zugeordnet. Bezeichnet man die Kantenlängen eines Voxels mit dx, dy, dz, so gilt z. B.:

xi = x0 + i * dx,
yj = y0 + j * dy,
zk = z0 + k * dz.

Der Bezugspunkt (x0, y0, z0) beschreibt ein hypothetisches Voxel, das außerhalb des genannten Quaders auf dessen Raum diagonale liegt und ihn berührt. Natürlich sind auch andere Bezugspunkte möglich, z. B. der Mittelpunkt des Quaders (xM, yM, zM).

N = Nx * Ny * Nz ist die Gesamtzahl der Voxel. Diese Zahl N be stimmt maßgeblich die benötigte Rechenzeit. Die Größen X = Nx * dx, Y = Ny * dy und Z = Nz * dz beschreiben die Kantenlängen des genannten Quaders, d. h. das dargestellte Gesamtvolumen. Die Größen dx, dy, dz bestimmen die Ortsauflösung des rekon struierten 3D-Datensatzes.

Bei konstantem N, d. h. gegebener Rechenzeit, kann man also entweder ein großes Volumen bei schlechter Auflösung oder ein kleines VOI bei guter Auflösung rekonstruieren. Zur Beurtei lung diagnostisch oder therapeutisch relevanter Strukturen, z. B. eines Aneurysmas, wird das letztere benötigt. Dabei er gibt sich das Problem, die Lage des VOI im Raum dem jeweili gen Fall entsprechend angeben zu müssen, wobei abstrakte Lagekoordinaten (Bezugspunkt) wenig hilfreich sind, da diese leider keinen unmittelbaren Bezug zum Untersuchungsobjekt, d. h. dem Patienten, haben.

Es ist bekannt, dabei wie bei J. Moret et al., 3D rotational angiography: Clinical value in endovascular treatment, Medica Mundi, Vol. 42, no. 3, 1998, oder bei R. Kemkers et al., 3D- Rotational Angiography: First clinical application with use of a standard Philips C-arm system, CAR'98, edited by H.U. Lemke et al., Elsevier Science B.V., 1998, beschrieben vorzu gehen und erst das MRV in verringerter Auflösung zu rekon struieren, um daraus künstliche Orthogonalprojektionen, z. B. Parallelstrahl-MIPs (MIP = Maximum Intensity Projection), zu erzeugen, in denen dann das VOI definiert werden kann.

Eine solche Vorgehensweise ist umständlich und zeitaufwendig.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszubilden, daß das VOI auf einfa che und zeitsparende Weise festgelegt werden kann.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Ver fahren zum Rekonstruieren von 3D-Bilddaten bezüglich eines interessierenden Volumens eines Untersuchungsobjekts, bei dem mittels eines flächenhaften Detektors von einer Strahlungs quelle ausgehende Strahlung empfangen wird, aufweisend die Verfahrensschritte

a) Gewinnung einer Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen unter unterschiedlichen Projektionsrichtungen,
b) Anzeigen von wenigstens zwei 2D-Zentralprojektionen der Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen,
c) Markieren der Kontur des interessierenden Volumens in ei ner ersten angezeigten 2D-Zentralprojektion und Einblenden einer entsprechenden Markierung in die erste angezeigte 2D-Zentralprojektion,
d) Einblenden einer Markierung in die andere(n) angezeigte(n) 2D-Zentralprojektion(en), die der in die erste 2D-Zentral projektion eingeblendeten Markierung entsprechenden Kon tur(en) anzeigen, und
e) Rekonstruieren von 3D-Bilddaten des den Markierungen ent sprechenden interessierenden Volumens aus der Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen.

Das erfindungsgemäße Verfahren erlaubt somit die Auswahl ei nes VOI auf bequeme, sichere und schnelle Weise, und zwar ohne den Zeit kostenden Zwischenschritt der Rekonstruktion des MRV in reduzierter Auflösung und der Ermittlung von Parallelstrahl-MIPs, da das erfindungsgemäße Vorgehen die in teraktive Auswahl eines VOI direkt aus gemessenen 2D-Zentral projektionen erlaubt, die ohnehin zur Rekonstruktion der 3D- Bilddaten zur Verfügung stehen müssen. Bei den Bildern, an hand derer die Auswahl des VOI erfolgt, handelt es sich um herkömmliche Röntgenaufnahmen in zentralperspektivischer Ab bildung.

Bei den der Auswahl eines VOI dienenden 2D-Zentralprojek tionen kann es sich im Grenzfall um stereoskopische Bildpaare handeln. In der Regel werden die Projektionsrichtungen der genannten 2D-Zentralprojektionen wenigstens im wesentlichen orthogonal zueinander stehen. Auch Winkel zwischen den Pro jektionsrichtungen, die zwischen 0° und 90° liegen oder größer als 90° sind, sind möglich, wobei im orthogonalen Fall eine genauere Positions- und Größenbestimmung möglich ist. Wenn auch in den meisten Fällen zwei 2D-Zentralprojektionen ausreichen sollten, um ein VOI auszuwählen, so besteht im Rahmen der Erfindung auch die Möglichkeit, mehr als zwei 2D- Zentralprojektionen zur Auswahl des VOI anzuzeigen und in diese entsprechende Markierungen einzublenden.

Im Falle der Verwendung eines C-Arm-Gerätes führt dessen mechanische Instabilität zu unregelmäßig positionierten Auf nahmepositionen der einzelnen 2D-Zentralprojektionen, doch sind die einzelnen Aufnahmepositionen zumindest prinzipiell bekannt. Sie werden nicht nur im Rekonstruktionsalgorithmus bei der Ermittlung der 3D-Bilddaten, sondern auch bei der Auswahl des VOI berücksichtigt. Eine vorteilhafte Methode zur Beschreibung der Projektionsgeometrie ist die Verwendung von homogenen Koordinaten. Eine Zentralprojektion wird dabei durch eine 3 × 4 Matrix P komplett beschrieben. Wendet man diese Matrix auf einen Punkt des 3D-Raumes an, so erhält man nach Renormalisierung unmittelbar die 2D-Detektorkoordinaten (siehe u und v gemäß Fig. 4) des Bildpunktes. Siehe dazu N. Navab et al., 3D Reconstruction from Projection Matrices in a C-Arm based 3D-Angiography System, Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention-MICCAI'98, edited by W.M. Wells et al., Springer, 1998.

Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfin dung ist vorgesehen, daß vor dem Rekonstruieren von 3D-Bild daten erforderlichenfalls die Markierungen verändert werden, wobei bei Veränderungen der in einer angezeigte 2D-Zentral projektion eingeblendeten Markierung die in die andere(n) an gezeigte(n) Projektion(en) eingeblendete(n) Markierung(en) entsprechend angepaßt wird (werden). Es besteht somit die Möglichkeit, interaktiv in mehreren Schritten die Auswahl des interessierenden Volumens zu optimieren, wobei in einer der 2D-Zentralprojektionen vorgenommene Änderungen der Markierung in ihrer Auswirkung sofort in den anderen angezeigten 2D- Zentralprojektionen erkennbar sind.

Die Zeit, die zum Rekonstruieren der 3D-Bilddaten bezüglich eines interessierenden Volumens erforderlich ist, kann weiter beschleunigt werden, indem gemäß einer Variante der Erfindung beim Rekonstruieren von 3D-Bilddaten bezüglich des den Mar kierungen entsprechenden interessierenden Volumens von den den einzelnen 2D-Zentralprojektionen entsprechenden Daten nur diejenigen Teildaten berücksichtigt werden, die zum Rekon struieren von 3D-Bilddaten des den Markierungen entsprechen den interessierenden Volumens unbedingt erforderlich sind. Dies ist insbesondere bei interventionellen Einsätzen des er findungsgemäßen Verfahrens von Vorteil, da es hier darauf an kommt, möglichst schnell eine diagnostische Antwort in Form von hochauflösenden 3D-Bilddaten bezüglich des den Markierun gen entsprechenden interessierenden Volumens zu erhalten.

Um weitergehende Informationen bezüglich des ausgewählten interessierenden Volumens zu erhalten, kann gemäß einer Aus führungsform der Erfindung vorgesehen sein, daß beliebige weitere 2D-Zentralprojektionen auswählbar sind, in die der Kontur des interessierenden Volumens entsprechende Markierun gen eingeblendet werden, wobei auch die Möglichkeit besteht, der Kontur des interessierenden Volumens entsprechende Mar kierungen in alle 2D-Zentralprojektionen einzublenden. Es be steht dann die Möglichkeit, das ausgewählte interessierende Volumen zu überprüfen, indem die mit Markierungen versehenen 2D-Zentralprojektionen sozusagen durch Durchblättern nachein ander betrachtet werden. Alternativ besteht gemäß einer Vari ante der Erfindung auch die Möglichkeit, daß alle 2D-Zentral projektionen, in die eine Markierung eingeblendet wird, in Form eines Cine-Replay, d. h. kinofilmartig aufeinanderfol gend, mit eingeblendeten Markierungen angezeigt werden.

Gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung werden in die 2D- Zentralprojektionen wenigstens im wesentlichen rechteckför mige Markierungen eingeblendet, da dies mit geringem Rechen aufwand realisierbar ist. Dabei kann vorgesehen sein, daß die Markierung ein Fadenkreuz aufweist, um das Zentrum des ausge wählten interessierenden Volumens zu kennzeichnen, wobei vor gesehen sein kann, daß die Fadenlinien des Fadenkreuzes in ihrem zentralen Bereich unterbrochen sind, um zu verhindern, daß diagnostisch relevante Strukturen durch die Fadenlinien verdeckt werden.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der beigefügten Zeich nungen weiter erläutert. Es zeigen

Fig. 1 eine Frontansicht eines zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeigneten Röntgendiagnostikgerätes,

Fig. 2 eine Seitenansicht des Röntgendiagnostikge rätes gemäß Fig. 1,

Fig. 3 bis 5 die Abbildungsgeometrie des Röntgendiagno stikgerätes gemäß den Fig. 1 und 2 ver deutlichende schematische Schaubilder,

Fig. 6 und 7 die bei der Auswahl eines interessierenden Volumens von dem Röntgendiagnostikgerät ge mäß den Fig. 1 und 2 angezeigten 2D-Zent ralprojektionen, wobei im Falle der Fig. 6 ein Testphantom und im Falle der Fig. 7 ein Patient untersucht werden, und

Fig. 8 ein weiteres schematisches Schaubild zur Verdeutlichung der Auswahl eines interessie renden Volumens in der Rotationsebene.

Die Fig. 1 und 2 zeigen ein insgesamt mit 1 bezeichnetes zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignetes Röntgendiagnostikgerät, das ein Basisteil 2 aufweist, an dem mittels einer in Fig. 1 nur schematisch angedeuteten Hubvor richtung 3 eine eine Längsachse E aufweisende Säule 4 in Richtung des Doppelpfeiles e höhenverstellbar angebracht ist. Die Säule 4 ist in Richtung des Doppelpfeiles ε um ihre Längsachse E drehbar gelagert.

An der Säule 4 ist ein Halteteil 5 angeordnet, an dem wie derum ein Lagerteil 6 zur Lagerung eines in noch zu beschrei bender Weise um ein Isozentrum I verstellbaren, C-förmig ge krümmten und somit offenen Trägers, der im folgenden als C- Arm 7 bezeichnet ist, angebracht ist.

An dem C-Arm 7 sind einander gegenüberliegend eine Röntgen strahlenquelle 8 und ein Detektor 9 angebracht, und zwar der art, daß der durch das Isozentrum I verlaufende Zentralstrahl M eines von einem Fokus F der Röntgenstrahlenquelle 8 aus gehenden in den Fig. 1 und 2 durch seine strichliert einge tragenen Randstrahlen RS angedeuteten Röntgenstrahlenbündels annähernd mittig auf den Detektor 9 trifft. Bei dem Detektor 9 handelt es sich um einen flächenhaften Detektor, beispiels weise einen Röntgenbildverstärker oder wie im Falle des dar gestellten Ausführungsbeispiels um einen sogenannten Flach bilddetektor auf Basis eines Halbleiterpaneels. Ein Flach bilddetektor weist eine Vielzahl von matrixartig in bei spielsweise orthogonalen Detektorspalten und -zeilen in einer Detektorebene angeordneten, in den Figuren nicht dargestell ten Detektorelementen auf, die eine rechtwinklige Detektor fläche bilden. Der Detektor 9 ist derart relativ zu dem Rönt genstrahler 8 an dem C-Arm 7 angeordnet, daß bei idealer Geometrie der Zentralstrahl M rechtwinklig zu der Detektor ebene steht und die Detektorspalten gemäß Fig. 4 parallel zu einer durch das Isozentrum I verlaufenden Systemachse Z in Richtung der v-Achse eines auf den Detektor 9 bezogenen, die genannte v-Achse und eine u-Achse aufweisenden rechtwinkligen Koordinatensystems verlaufen.

Der C-Arm 7 ist in an sich bekannter Weise in Richtung des Doppelpfeiles α längs seines Umfangs mittels einer nur sche matisch dargestellten Antriebseinrichtung 10 um das Iso zentrum I und damit um die Systemachse Z als Rotationsachse des C-Arms 7 verstellbar an dem Lagerteil 6 gelagert. Die Systemachse Z steht senkrecht zur Zeichenebene der Fig. 1 und damit senkrecht zu derjenigen Ebene, in der sich der Fokus der Röntgenstrahlenquelle 8 bei Verstellung des C-Arms in α- Richtung bewegt. Die Antriebseinrichtung 10 enthält bei spielsweise einen Elektromotor und ein diesen mit dem C-Arm koppelndes Getriebe.

Der C-Arm 7 ist mit dem Lagerteil 6 in an sich bekannter Weise um eine gemeinsame, durch das Isozentrum I verlaufende und rechtwinklig zu der Systemachse Z verlaufende Achse B des Halteteils 5 und des Lagerteils 6 in Richtung des gekrümmten Doppelpfeils β drehbar und in Richtung der Achse B gemäß Dop pelpfeil β parallel zur x-Achse eines in Fig. 3 eingetragenen im folgenden auch als Weltkoordinatensystem bezeichneten rechtwinkligen, räumlichen Koordinatensystems, dessen Ur sprung im Isozentrum I und damit im Schnittpunkt der System achse Z und des Zentralstrahls M liegt, verschieblich an dem Halteteil 5 gelagert.

Für ein mittels des Röntgendiagnostikgerätes 1 zu unter suchendes Untersuchungsobjekt, beispielsweise einen Patienten P, ist eine Lagerungsvorrichtung 11 vorgesehen, die eine Lagerungsplatte 12 für den Patienten P aufweist, die an einem Sockel 13 mittels einer Antriebseinrichtung 14 in Richtung ihrer Längsachse verstellbar angebracht ist, was durch einen mit z bezeichneten Doppelpfeil veranschaulicht ist.

Das erfindungsgemäße Röntgendiagnostikgerät 1 ermöglicht es, ein Volumen des Patienten P durch Aufnahme von zweidimen sionalen Projektionen aus unterschiedlichen Projektionswin keln α abzutasten, wobei ein Rechner 15 aus den den aufgenom menen Projektionen entsprechenden Meßdaten, d. h. den für jede Projektion einen Meßwert pro Detektorelement umfassenden Aus gangssignalen des Detektors 9, dreidimensionale Bildinforma tion bezüglich des abgetasteten Volumens des Patienten P re konstruiert, die beispielsweise in Form von Schnittbildern auf einem mit dem Rechner 15 verbundenen Monitor 17 darge stellt werden können. An den Rechner 15 sind außerdem eine Tastatur 18 und eine Mouse 19 angeschlossen, die der Bedie nung des Röntgendiagnostikgerätes 1 dient, weshalb der Rech ner 15 auch mit der Röntgenstrahlenguelle 8 verbunden ist, um diese steuern zu können.

Zur Aufnahme von Projektionen aus unterschiedlichen Projek tionswinkeln α wird der C-Arm 7 mit der Röntgenstrahlenquelle 8 und dem Detektor 9 längs seines Umfanges in Richtung des Doppelpfeiles α über einen Winkelbereich verschwenkt, der gleich 180° plus Fächerwinkel γ (siehe Fig. 1) des Röntgen strahlenbündels beträgt.

Ist der Detektor 9 wie im Falle des vorliegenden Ausführungs beispiels von rechteckiger Gestalt, handelt es sich bei MRV gemäß Fig. 3, in der der C-Arm 7 nicht dargestellt ist, in guter Näherung um einen Kreiszylinder, dessen Mittelachse der Rotationsachse des C-Arms 7, also der z-Achse des Weltkoordi natensystems und somit der Systemachse Z, entspricht.

Im folgenden sind zwei auf unterschiedlichen erfindungsge mäßen Verfahren beruhende Ausführungsformen des Röntgen diagnostikgerätes 1 gemäß den Fig. 1 und 2 beschrieben, die die Auswahl eines innerhalb des MRV liegenden VOI gestatten, bezüglich dessen der Rechner 15 3D-Bilddaten rekonstruiert:
Beiden Betriebsarten liegt folgende gemeinsame Vorgehensweise nach Aufnahme der benötigten 2D-Zentralprojektionen zugrunde:

- Der Benutzer bringt das Röntgendiagnostikgerät 1 in einen der Auswahl eines VOI dienenden Auswahlmodus
- Auf dem Monitor 17 werden nebeneinander zwei Fenster ge öffnet.
- In jedem dieser Fenster wird nun jeweils eine von zwei ausgewählten unter den Projektionswinkeln α₁ und α₂ aufge nommenen 2D-Zentralprojektionen dargestellt, z. B. die für α₁ = 0° und α₂ = 90°.
- In diesen 2D-Zentralprojektionen wird jeweils eine der Lage und der Größe eines ausgewählten, die Gestalt eines Quaders aufweisenden VOI entsprechende Markierung in Form eines Rechtecks eingeblendet.
- Mit einem graphischen Eingabegerät, einem sog. picking device, z. B. der Mouse 19, kann in jedem der beiden Fens ter die Lage und Größe der Markierung verändert werden, wobei die Größe und Lage der Markierung in der jeweils anderen 2D-Zentralprojektion entsprechend automatisch an gepaßt wird, wobei die Einblendung der Markierungen und die automatische Anpassung im Falle von mittels der Mouse 19 vorgenommen Veränderungen von dem Rechner 15 vorgenom men wird.

In der ersten Ausführungsform, die auf der Basis einer noch zu beschreibenden idealen Geometrie arbeitet, die nur im Falle vollständiger mechanischer Stabilität gegeben wäre, hat das quaderförmige VOI die Gestalt einer quadratischen Säule, deren quadratische Stirnflächen parallel zu der x- und y- Achse verlaufende Begrenzungskanten aufweisen sollen. Die Höhe der Säule in z-Richtung ist variabel.

Fig. 5 zeigt eine Ansicht in Richtung der z-Achse des Welt koordinatensystems, wobei außer dessen Ursprung O, x-Achse und y-Achse auch die Grundfläche der dem VOI entsprechenden Säule sowie für die beiden Projektionswinkel α₁ und α₂ je weils die Positionen F1 und F2 des Fokus der Röntgenstrahlen quelle 8, die Positionen D1 und D2 des Detektors 9 und die Lagen u1 und u2 der u-Achse sowie M1 und M2 des Zentral strahls M dargestellt sind. Außerdem sind für den Schnitt punkt P der Raumdiagonalen der quadratischen Säule und damit des VOI die entsprechenden Projektionen P1 und P2 gezeigt. Im Falle der hier zugrunde gelegten idealen Geometrie steht die Detektorebene für beliebige Detektorpositionen rechtwinklig zu der x-y-Ebene. Ebenfalls für beliebige Detektorpositionen steht die u-Achse des auf den Detektor 9 bezogenen Koordina tensystem parallel zu der x-y-Ebene und die v-Achse des ge nannten Koordinatensystems, wie schon erwähnt, parallel zu der z-Achse und damit senkrecht auf der Zeichenebene der Fig. 5.

Bei infolge mechanischer Instabilitäten gestörter Geometrie ist dagegen der Detektor 9 in der in Fig. 4 gezeigten Weise in den einzelnen Detektorpositionen relativ zur Systemachse Z u. U. unterschiedlich verkippt. In den vielen praktischen Fäl len sind die mechanischen Instabilitäten des C-Arms 7 jedoch so gering, daß von der beschriebenen idealen Geometrie ausge gangen werden kann.

Werden die Begrenzungskanten der das VOI veranschaulichenden Säule in Zentralprojektion für die beiden Detektorpositionen D1 und D2 mit den Fokuspositionen F1 und F2 als Projektions zentren auf die Detektorfläche abgebildet, so ergeben sich bei Betrachtung der Detektorfläche in Richtung des jeweiligen Zentralstrahls die Abbildungen gemäß Fig. 6.

Es wäre nun denkbar, zur Kennzeichnung eines VOI den sich ge mäß Fig. 6 ergebenden Abbildungen entsprechende Markierungen in die zur Auswahl eine VOI angezeigten 2D-Zentralprojek tionen einzublenden. Da es sich bei einem VOI aber um ein virtuelles Volumen handelt, das als solches ohnehin nicht mit "vorderen" und "hinteren" Grundflächen in mittels Röntgen strahlung aufgenommenen 2D-Zentralprojektionen abgebildet werden kann, werden statt dessen, so wie dies in Fig. 7 ver anschaulicht ist, rechteckförmige Markierungen R1 und R2 ein geblendet, bei denen es sich um 2D-Zentralprojektionen der Schnittfläche der das VOI verkörpernden quadratischen Säule mit einer parallel zu der x-y-Ebene durch den Schnittpunkt P der Raumdiagonalen der das VOI verkörpernden quadratischen Säule verlaufenden Ebene auf die Detektorpositionen D1 und D2 handelt.

Von den beiden Markierungen R1 und R2 kann wechselweise je weils eine frei positioniert und frei in ihrer Größe defi niert werden. Für die jeweils andere Markierung bleibt damit unter der Vorgabe einer quadratischen Grundfläche des VOI nur ein Freiheitsgrad übrig, nämlich ihre Position in u-Richtung. Wird diese verändert, hat dies gemäß den Projektionsgesetzen der Zentralprojektion zumindest über den Vergrößerungsfaktor eine Rückwirkung auf die Markierung in der ersten 2D-Zentral projektion. Bei einer Variation der Größe der ersten Markie rung und/oder bei Verschiebung der ersten Markierung in Rich tung der u- und/oder v-Achse wird die zweite Markierung kon tinuierlich gemäß den Projektionsgesetzen der Zentralprojek tion verändert.

Durch die Verwendung rechteckiger Markierungen R1, R2 zur Kennzeichnung des VOI ist es leicht möglich, zu gewährlei sten, daß von dem für den jeweiligen Untersuchungsfall maß geblichen Bereich des Untersuchungsobjektes 3D-Bilddaten re konstruiert werden, indem die Markierungen R1 und R2 so posi tioniert und dimensioniert werden, daß der maßgebliche Teil (z. B. Organ) des Untersuchungsobjektes in beiden 2D-Zentral projektionen in der Mitte der Markierung R1 bzw. R2 liegt.

Dies wird dadurch erleichtert, daß den Markierungen R1 und R2 Fadenkreuze H1 (20, 21 in Fig. 7) und H2 (22, 23 in Fig. 7) zugeordnet sind, die derart angeordnet sind, daß der Schnitt punkt der Fadenlinien der Abbildung des Schnittpunktes P der Raumdiagonalen der das VOI verkörpernden quadratischen Säule in der jeweiligen 2D-Zentralprojektion entspricht. Diese Schnittpunkte werden jedoch nicht in den 2D-Zentralprojek tionen dargestellt, da die Fadenlinien derart unterbrochen sind, daß sie innerhalb der Markierungen R1 und R2 nicht sichtbar sind. Diese Maßnahme ist getroffen, um Störungen der Darstellung des zentralen Bereichs der 2D-Zentralprojektionen und damit einer zur korrekten Auswahl des VOI notwendigen Vordiagnose zu vermeiden.

Hat der Benutzer ein VOI in der beschriebenen Weise markiert, kann er das Röntgendiagnostikgerät 1 in den Rekonstruktions modus bringen, in dem 3D-Bilddaten bezüglich des ausgewählten VOI rekonstruiert und in der jeweils gewünschten Weise auf dem Monitor 17 angezeigt werden.

Im Rekonstruktionsmodus werden als Ausgangsparameter die Kan tenlängen Lx, Ly und Lz (z. B. in mm) des durch die Markierun gen R1 und R2 festgelegten quaderförmigen VOI berücksichtigt. Dabei gilt Lx = Nx * dx, Ly = Ny * dy, Lz = Nz * dz. Der Benutzer kann nun vor Beginn der Rekonstruktion wahlweise in jeder Dimension (x-, y- und z-Richtung) entweder die Kantenlänge eines Voxels vorgeben oder die Anzahl der Voxel, die der Qua der in Richtung der jeweiligen Kante aufweist. Aus dem einen berechnet der Rechner 15 jeweils das andere. Dem Benutzer werden deshalb beide genannten Optionen angeboten, weil beide ihre Vor- und Nachteile haben (z. B. konstantes Datenvolumen, d. h. Anzahl von Voxeln, versus konstante Voxelgröße).

Eine zweite Ausführungsform der Erfindung unterscheidet sich von der zuvor beschriebenen dadurch, daß der Auswahl eines VOI und auch der anschließenden Rekonstruktion von diesbezüg lichen 3D-Bilddaten nicht eine ideale Geometrie, sondern die tatsächliche, durch mechanische Instabilitäten beeinflußte Geometrie zugrundeliegt, wobei die tatsächliche Geometrie mit Hilfe der bereits erwähnten Projektionsmatrizen erfolgt, die bei N. Navab et al., a.a.O., beschrieben sind.

Diese Matrizen beschreiben vollständig die Zuordnung eines beliebigen Objektpunktes zu seinem Bildpunkt auf der Detek torebene:

(x, y, z)sind dabei die Koordinaten eines Objektpunktes im Weltkoordinatensystem, z. B. in der Einheit mm, (u, v) sind die Koordinaten dessen Bildpunktes im Detektorkoordinaten system, üblicherweise in den Einheiten Zeilennummer und Spal tennummer. Die 3 × 4 Matrix P beschreibt nicht nur die geo metrische Abbildung (in homogenen Koordinaten), sondern sorgt auch automatisch für den Einheitenwechsel zwischen den Koor dinatensystemen. Das unmittelbare Ergebnis der Matrizenmulti plikation ist dabei ein 3er Vektor, der noch so normiert wer den muß, daß seine dritte Komponente eins ergibt. Der Ska lierfaktor κ in Abbildungsgleichungen dieser Art bezeichnet also keine Konstante, sondern steht für die jeweilige Normie rung des Ergebnisses der Matrizenmultiplikation. Nimmt man einen quadratischen Detektor mit nimage Zeilen und n_image Spal ten an, so muß für alle Punkte innerhalb des MRV gelten, daß die jeweiligen Bildpunkte für alle Projektionsmatrizen, d. h. alle gemessenen Projektionen, jeweils Koordinatenwerte zwi schen 1 und n_image annehmen, d. h. daß ihnen jeweils reale Meß werte entsprechen. Die Projektionsmatrizen werden in einer extra Kalibrierprozedur bestimmt, die nicht Gegenstand dieser Erfindungsmeldung ist. Das Weltkoordinatensystem wird dabei meist durch die Kalibrierprozedur festgelegt und ist nicht mehr anlagen-/patientenbezogen. Insbesondere kann der Null punkt des Weltkoordinatensystems weit entfernt sein vom Iso zentrum (Punkt I in Fig. 1/2) des Gerätes. Es ist eine 3D-Re konstruktion möglich unter direkter Verwendung dieser Projek tionsmatrizen. Physikalische Parameter, wie z. B. jeweilige Lage des Brennflecks, Abstand Fokus zu Detektor, Pixelgröße auf dem Detektor, etc. sind dabei unbekannt, werden aber auch nicht benötigt. Für die Rekonstruktion müssen Lage und Größe des zu rekonstruierenden Volumens in Weltkoordinaten bekannt sein. Dieses hat aber in diesem Falle keinen Bezug zum Ge rät/Patienten und ist dem Anwender/Arzt unbekannt, im Gegen satz zum Bildinhalt der einzelnen Projektionsaufnahmen. Ziel dieser zweiten Ausführung ist es, nur aus den Bildern und den zugehörigen Projektionsmatrizen ein VOI innerhalb des MRV zu bestimmen. Vereinfacht wird wieder aus zwei Projektionen ein regulärer Quader bestimmt mit Mittelpunkt (x_M, y_M, z_M) und An zahl der Voxel n_cube sowie Voxelgröße s_vx in allen drei Dimen sionen. Zur weiteren Vereinfachung der mathematischen Formeln wird noch angenommen, daß die Bildebene des ersten Bildes (0- Grad-Projektion) parallel zur yz-Ebene liegt und die Bild ebene des zweiten Bildes (90-Grad-Projektion) parallel zur xz-Ebene verläuft. Bezüglich des Koordinatenursprungs werden keinerlei Annahmen gemacht.

Die interaktive Auswahl des VOI weist dann folgende Merkmale auf:

- Es wird von einem initialen VOI in Form eines Würfels der Kantenlänge n_cube = Nx = Ny = Nz ausgegangen, wobei dessen Lage und Größe so gewählt ist, daß der Würfel innerhalb des MRV liegt und mittig vollständig in beide Projektions bilder abgebildet wird. Die Berechnung dieses initialen VOI erfolgt in einer zweistufigen Initialisierung und wird später genauer beschrieben.
- Dieser Würfel kann mittels der Mouse 19 in seiner Größe und Position durch den Benutzer verändert werden, wobei die jeweils gewählte Position durch die Koordinaten (x_M, y_M, z_M) des Mittelpunktes des Würfels, äquivalent durch dessen Bildpunkte (c1_y, c1_z) und (c2_x, c2_z) in den beiden Projektionsbildern, und die Größe durch die Anzahl n_cube und die Voxelgröße s_vx der den Würfel bildenden Voxel be schrieben ist.
- Als Ausgangswert für eventuelle weitere Modifikationen wird dem Benutzer jeweils das zuletzt bestimmte VOI in Form eines Würfels mit einer aktuellen Voxelgröße s_vx vor gegeben, dessen Mittelpunkt in dem Weltkoordinatensystem die Koordinaten (x_M, y_M, z_M) hat. Die den Projektionen der Mittelebenen dieses Würfels entsprechenden Quadrate werden dem Benutzer als Markierungen des VOI gezeigt.

Die als Markierungen des VOI dargestellten Quadrate haben in den beiden zu den Projektionswinkeln α1 = 0° und α2 = 90° ge hörigen 2D-Zentralprojektionen folgende Bildkoordinaten:

1. Projektionswinkel α1 = 0°: (y-z-Ebene) Mittelpunkt:
Ecke links oben:
Ecke rechts unten:
2. Projektionswinkel α2 = 90°: (x-y-Ebene) Mittelpunkt:
Ecke links oben:
Ecke rechts unten:

Die 4 Größen x_M, y_M, z_M, s_vx (Mittelpunktkoordinaten des Rekon struktionswürfels bzgl. des den Projektionsmatrizen P₀ und P₉₀ zugrundeliegenden Weltkoordinatensystems, und die Vo xelgröße) werden durch das Verschieben der Quadrate bzw. de ren Skalierung beeinflußt, so daß ein ständiges Auffrischen der Darstellung erfolgen muß. Zum Beispiel erwirkt eine Ver schiebung des Quadrates im linken Bild in x-Richtung eine Vergrößerung/Verkleinerung des Fensters im rechten Bild.

Vereinfachend wird hier nur der Spezialfall eines Würfels als Rekonstruktionsvolumen betrachtet, die Erweiterung auf einen beliebigen Quader ist dem Fachmann möglich, ohne erfinderisch tätig werden zu müssen.

Als erstes aber müssen, bei festgehaltenem n_cube, z. B. n_cube = 256, initiale Werte für die 4 Parameter anhand der beiden Projektionsmatrizen (P₀ und P₉₀) berechnet werden. Dies ge schieht in einer zweistufigen Initialisierungsrechnung:

Initialisierung I

Man beginnt mit der Definition eines im Weltkoordinatensystem zentrierten Würfels und bildet diesen in die Detektorebene ab:

x_M = y_M = z_M : = 0, s_vx : = 0.4 (oder be liebiger anderer Wert) (1)

Abbildung des Ursprungs:

Dieser Würfel liegt möglicherweise weit außerhalb des MRV, d. h. den Bildkoordinaten entsprechen möglicherweise keine Meßpositionen auf dem Detektor. Dennoch kann aus der Abbil dung des Mittelquadrates des Würfels (yz-Ebene) die Länge der Diagonale dessen Bildes in Detektoreinheiten (Anzahl von Pixeln) berechnet werden:

Daraus ergibt sich folgender Skalierungsfaktor (Umrechnung Pixel in mm, gleichzeitig Skalierungsfaktor für Darstellung linkes Bild):

Der Würfel wird nun so verschoben, daß sein Mittelpunkt da nach auf die Bildmitte der ersten Projektion abgebildet wird. Daraus folgt für die neuen Würfelmittelpunktkoordinaten:

Analoges Vorgehen mit P₉₀ mit Ermittlung von Δ_p2 und λ₂ unter Benutzung der soeben berechneten Größen y_M und z_M statt der initialen Werte y_M = 0 und z_M = 0 führt zur Berechnung von x_M:

Initialisierung II

Nun ist der Würfel so positioniert, daß er in beiden Projek tionen bildmittig dargestellt wird. Auf Grund der willkürlich definierten Voxelgröße s_vx sind aber die Kanten des Würfels eventuell nicht sichtbar, da sie außerhalb der Projektions bilder liegen, oder die Würfel sind viel zu klein darge stellt.

Letzte zu berechnende Größe ist nunmehr eine Voxelgröße s_vx derart, daß der Würfel in beiden Projektionen in einer sinn vollen Größe dargestellt wird. Für beide dargestellten Bilder legt man dazu eine gewünschte Kantenlänge n_window in Pixeln fest, z. B. n_window = n_image/2, und berechnet daraus die zuge hörige passende Voxelgröße:

Damit beide Fenster (linkes und rechtes Bild) initial darge stellt werden können, empfiehlt es sich, den kleineren Wert zur Initialisierung zu benutzen.

Beispiel für gebräuchliche Werte der zusätzlichen Parameter:

n_image: = 512
n_window = 256
n_cube: = 256

Nachdem das VOI im Weltkoordinatensystem initial plaziert worden ist, kann es nun vom Benutzer interaktiv verändert werden. Wird in einem der beiden dargestellten Bilder das Quadrat durch den Benutzer verschoben, so werden die Para meter für y_M/z_M bzw. x_M/z_M entsprechend der Gleichungen 5-7 angepaßt, und die Darstellung für beide Bilder aufge frischt - für das jeweils andere Bild erfolgt (eine mögli cherweise kaum sichtbare) Skalierung. Wird ein Quadrat ska liert, so wirkt sich das ebenfalls auf das andere Bild aus (neue Skalierung).

Im folgenden werden die elementaren Manipulationen näher be schrieben, wobei zu beachten ist, daß die Kantenlänge des Würfels nur durch das Produkt n_cube * s_vx gegeben ist, also durch Veränderung jeder dieser beiden Größen beeinflußbar ist.

1. Verschieben des Würfels:
Diese Manipulation führt zu einer Änderung der Rekonstruk tionsparameter (x_M, y_M, z_M) (Würfelmittelpunktskoordina ten). Außerdem ändert sich die Skalierung für die Darstel lung des Würfels im jeweils anderen Projektionsbild (Ska lierung). Das Quadrat im ersten Projektionsbild werde z. B. um d_u Pixel in Richtung der u-Achse und d_v Pixel in Rich tung der v-Achse verschoben. Diese Verschiebung kann mit Hilfe des Skalierfaktors λ in eine Verschiebung des Wür fels (in mm) umgerechnet werden:
z_Mneu = z_Malt + λ₁ * d_u
y_Mneu = y_Malt + λ₁ * d_v
Diese Werte werden in die Gleichungen für die Abbildung des Würfels eingesetzt und die Darstellung in beiden Pro jektionsbildern aufgefrischt. Ausserdem werden die beiden Skalierfaktoren λ₁ und λ₂ neu berechnet. Die Voxelanzahl ncube und die Voxelgröße s_vx bleiben durch diese Manipula tion unangetastet. Eine Verschiebung des Quadrats im zwei ten Projektionsbild erfolgt analog zum eben beschriebenen Verfahren.
2. Veränderung der Würfelgröße durch Änderung der Voxelan zahl:
Die Veränderung der Größe des dargestellten Quadrats be wirkt dabei eine Änderung der initial festgelegten Vo xelanzahl n_cube, während die Voxelgröße s_vx konstant gehal ten wird. Wird - implementationsabhängig - gleichzeitig auch noch der Mittelpunkt des Würfels verschoben, erfolgt zusätzlich eine Veränderung der Rekonstruktionsparameter wie im vorangegangenen Punkt 1 beschrieben. Einer Ver größerung des Quadrates im ersten Projektionsbild um d Pi xel entspricht eine Vergrößerung des Rekonstruktionskubus um k Voxel, wobei gilt:
k = λ₁ * d/s_vx
Analoges Vorgehen wird für eine Veränderung im zweiten Bild verwendet.
3. Veränderung der Würfelgröße durch Änderung der Voxelgröße:
Bei dieser Manipulation wird das zu rekonstruierende Volu men verändert, ohne dabei die Anzahl der Voxel n_cube, dafür aber die Voxelgröße s_vx zu verändern. Wird im ersten Pro jektionsbild das Quadrat um d Pixel vergrößert, so ent spricht dies einer Vergrößerung des Rekonstruktionskubus um λ₁ * d mm. Da die Anzahl der Voxel konstant bleiben soll, errechnet sich die neue Größe zu:
S_vxneu = (s_vxalt * n_cube + λ₁ * d)/n_cube
Kommt es aufgrund der Implementierung dieser Funktion außerdem zu einer Verschiebung des Würfelmittelpunktes, so muß dieser entsprechend der Rechenvorschrift von Punkt 1 neu berechnet werden.

Im Falle beider Ausführungsbeispiele muß das VOI nicht not wendigerweise eine quadratische Grundfläche aufweisen. Für nicht quadratische Grundflächen der das VOI verkörpernden Säule sollte man im Sinne einer sauberen Definition der Ob jekt-Grundfläche von orthogonalen Projektionen ausgehen und einem definierten Bezug zu den x- und y-Achsen des Weltkoor- dinatensystems (z. B. D1 und D2 jeweils parallel zu einer Achse). Ansonsten wäre eine differenziertere Rechnung von nöten.

Eine elegante Methode (Kreiszylinder als VOI), diese Ein schränkungen zu umgehen, ist weiter unten beschrieben.

Im Rekonstruktionsmodus können auch Optionen vorgesehen sein, die die Einstellung der Voxelgröße und damit der Ortsauf lösung, isotrop oder anisotrop, erlaubt.

Bei der zuvor beschriebenen Vorgehensweise unter Verwendung der zu den Projektionswinkel α1 = 0° und α2 = 90 Grad gehöri gen 2D-Zentralprojektionen betrachtet man die perspektivische Abbildung der beiden orthogonalen zur z-Achse parallelen Mit telebenen der dem VOI entsprechenden quadratischen Säule. Dies ist nur ein Spezialfall einer allgemeineren Betrach tungsweise, bei der das VOI als Kreiszylinder definiert ist, dessen Mittelachse parallel zur z-Achse und dessen Stirnflä chen parallel zur x-y-Ebene verlaufen. Dieser Kreiszylinder ist durch folgende Parameter definiert:

r = Radius
PM = (xM, yM) = Lage der Achse (Durchstoßpunkt durch x-y-Ebene)
Zu = z-Lage der unteren Begrenzungsebene
Zo = z-Lage der oberen Begrenzungsebene

Für eine beliebige 2D-Zentralprojektion wird die Lage des Projektionszentrums (Position des Fokus der Röntgenstrahlen quelle 8) mit S = (xs, ys, zs) bezeichnet.

Ist die Abbildungsgeometrie in physikalischen, d. h. direkt interpretierbaren Einheiten beschrieben, wie im ersten Aus führungsbeispiel, so ist S automatisch bekannt. Bei implizi ter Beschreibung der Geometrie durch Projektionsmatrizen kann S leicht berechnet werden. Siehe dazu Formel (3) aus N. Navab et al., a.a.O.

S0 = (xs, ys) sei die orthogonale Projektion von S auf die x- y-Ebene.

d = | S0P0 | bezeichnet den zu einer Detektorposition D0 gehöri gen Abstand von S0 zu P0, d. h. den Abstand des Punktes S0 von der Mittelachse des Kreiszylinders.

Betrachtet man die Ebene durch P0 senkrecht zur Verbindungs geraden der projizierten Fokusposition S0 mit P0, so wird als Bild des VOI auf dem Detektor 9 die perspektivische Abbildung eines Rechteckes in dieser Ebene verwendet, das vertikale Kanten parallel zur z-Achse hat und horizontale Kanten paral lel zur x-y-Ebene, die bei z = Zu und z = Zo liegen. Die Breitenausdehnung des Rechtecks wird symmetrisch zur Zylin derachse gewählt und ist in der x-y-Ebene durch zwei Punkte Q1 = (xq1,yq1) und Q2 = (xq2,yq2) gegeben. Bei einer Recht ecksbreite von 2b gilt für die Koordinaten der beiden Rand punkte Q1,2 die Beziehung

xq1,2 = xM ± b * (yM-ys)/d
yq1,2 = yM ± b * (xs-xM)/d

Die gebräuchlichsten Belegungen für b sind b = r und b = r' der Wert kann aber auch noch um eine Sicherheitsschwelle er weitert werden.

Die geometrischen Verhältnisse sind in Fig. 8 veranschau licht. Dabei sind oberhalb der Symmetrieachse S0P0 die Ver hältnisse für b = r' und unterhalb der Symmetrieachse S0P0 die Verhältnisse für b = r dargestellt.

b = r entspricht der Wahl Q1 = P1 und Q2 = P2 (untere Hälfte von Fig. 8, P1 nicht dargestellt). Dabei wird ein kleiner Teil des VOI (schraffiertes Kreissegment in Fig. 8) als außerhalb des VOI liegend dargestellt. Bei den vorliegenden geometrischen Verhältnissen ist dies aber zu vernachlässigen. Man ist außerdem auf der sicheren Seite, denn sieht der Be nutzer ein interessierendes Detail außerhalb der angezeigten Umgrenzung, so vergrößert er natürlich den Radius r oder än dert die Position der Mittelachse des Kreiszylinders. Soll der volle Kreiszylinder abgebildet werden, so ist b = r' zu wählen, d. h. Q1 = P1' und Q2 = P2' (P2' in Fig. 8 nicht dar gestellt). Bei P1' und P2' handelt es sich um die in der x-y- Ebene liegenden Schnittpunkte der von S0 ausgehenden Tangen ten an den Kreiszylinder mit der Ebene des Rechtecks. r und r' lassen sich leicht ineinander überführen.

Wird auf die vorstehend beschriebene Weise ein kreiszylinder förmiges VOI ausgewählt, sind Anzahl und Projektionsrichtun gen der dieser Auswahl zugrundeliegenden 2D-Zentralprojek tionen beliebig wählbar.

3D-Bildaten werden im Gegensatz zu den zuvor beschrieben Vor gehensweisen nicht nur bezüglich des ausgewählten VOI, son dern bezüglich eines das kreiszylinderförmige VOI enthalten den Quaders rekonstruiert, dessen Kanten parallel zu den Ach sen des Weltkoordinatensystems verlaufen und bei dem es sich vorzugsweise um eine quadratische Säule handelt. Der Quader kann wahlweise von minimaler Größe sein, d. h. er tangiert den Kreiszylinder, oder entsprechend einem einstellbaren Sicher heitsfaktor leicht größer als der Kreiszylinder sein. Bei dieser Vorgehensweise liegt der umschriebene Quader zwar meist innerhalb des MRV, aber es ist auch möglich, daß einige Voxel des Quaders, insbesondere in Nähe der Kanten, nicht nur außerhalb des selektierten zylinderförmigen VOI liegen, son dern sogar außerhalb des MRV. Solche Voxel können aber bei der Rekonstruktion als solche erkannt und entsprechend mar kiert werden, z. B. durch Belegung mit Null.

Im Falle beider Ausführungsbeispiele kann der Benutzer ge wünschtenfalls das Röntgendiagnostikgerät 1 vor dem Übergang in den Rekonstruktionsmodus noch in einen Kontrollmodus brin gen, in dem er zusätzlich zu den im Auswahlmodus verwendeten 2D-Zentralprojektionen einzelne, mehrere oder auch sämtliche aufgenommene 2D-Zentralprojektionen auswählen kann, worauf der Rechner auch in die zusätzlich ausgewählten 2D-Zentral projektionen die dem ausgewählten VOI entsprechenden Markie rungen einblendet.

Die Auswahl zusätzlicher 2D-Zentralprojektionen kann mittels der Mouse 19 erfolgen, beispielsweise, indem der Benutzer durch die auf dem Monitor 17 angezeigten 2D-Zentralprojek tionen scrollt (blättert) und diejenigen, die er zusätzlich auswählen will, durch Mouseclicks kennzeichnet, worauf die Einblendung der entsprechenden Markierung erfolgt. Um sich anhand der im Auswahlmodus verwendeten sowie der im Kontroll modus zusätzlich ausgewählten 2D-Zentralprojektionen einen Überblick über das ausgewählte VOI zu verschaffen, kann der Benutzer innerhalb des Kontrollmodus in einen Cine-Modus ge hen, in dem die Markierungen enthaltenden 2D-Zentralprojek tionen kinofilmartig als Cine-Replay auf dem Monitor darge stellt werden.

Der Benutzer kann dann leicht erkennen, ob sich der jeweils interessierende Bereich des Untersuchungsobjektes, z. B. ein in Fig. 7 mit A1 bzw. A2 bezeichnetes Aneurysma, in einer der 2D-Zentralprojektionen außerhalb des VOI befindet. Ist dies der Fall, kann der Benutzer nochmals in den Auswahlmodus wechseln und die getroffene Auswahl des VOI korrigieren.

Ebenfalls im Falle beider Ausführungsbeispiele hat der Benut zer im Rekonstruktionsmodus die Option, zwischen minimalen Artefakten und maximaler Geschwindigkeit zu wählen. In erste rem Falle werden die vollständigen Daten aller 2D-Zentralpro jektionen bei der Rekonstruktion der 3D-Bilddaten berücksich tigt, in letzterem Falle jedoch nur diejenigen Teildaten der einzelnen 2D-Zentralprojektionen, die zur Rekonstruktion von 3D-Bilddaten bezüglich des VOI unbedingt erforderlich sind.

Hierbei ist zu beachten, daß der Schnittpunkt P der Geraden F1_P1 und F2_P2 (Fig. 5) dem Schnittpunkt der Raumdiagonalen der dem VOI entsprechenden quadratischen Säule der den Mit telpunkt des VOI in Weltkoordinaten darstellt, dessen Koordi naten im Weltkoordinatensystem ermittelt werden können. Die Größe des VOI ergibt sich aus den du- und dv-Inkrementen des Detektors, rückprojiziert in die detektorparallele Ebene durch den Ursprung O des Weltkoordinatensystems und bezogen auf die gewünschte, angezeigte Kantenlänge des VOI, ausge drückt in Pixeln. Die zur Rekonstruktion von 3D-Bilddaten be züglich des VOI benötigten Teildaten werden ermittelt, indem auf die Weiten der orthogonalen, detektorparallelen Projek tionen ein Faktor der Größe √2 zuzüglich eines gewissen Sicherheitsrahmens aufgeschlagen werden. Der Faktor hat die Größe √2 wegen der längeren Diagonalen der quadratischen Grundfläche, welche die Breite des VOI in der 2D-Zentralpro jektion bei α = 45° darstellt.

Die beschriebene Vorgehensweise kann auch als Schnitt der beiden Ebenen, die durch Fi, Pi und z gehen (i = 1 oder 2), umschrieben werden. Es ist grundsätzlich für beliebige Win keldifferenzen von α1 und α2 anwendbar, solange die Differenz wenigstens ca. 5° beträgt.

Im Falle der Fig. 1 und 2 erfolgt die Bewegung der Rönt genstrahlenquelle 8 und des Detektors 9 zur Aufnahme der 2D- Zentralprojektionen um eine parallel zur Längsachse der Lage rungsplatte bzw. zur Körperlängsachse des Patienten verlau fende Achse. Alternativ kann diese Bewegung im Rahmen der Er findung auch um eine andere Achse, beispielsweise eine quer zur Längsachse der Lagerungsplatte bzw. zur Körperlängsachse des Patienten verlaufende Achse, erfolgen.

Claims

1. Verfahren zum Rekonstruieren von 3D-Bilddaten bezüglich eines interessierenden Volumens eines Untersuchungsobjekts, bei dem mittels eines flächenhaften Detektors von einer Strahlungsquelle ausgehende Strahlung empfangen wird, aufwei send die Verfahrensschritte

a) Gewinnung einer Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen unter unterschiedlichen Projektionsrichtungen,
b) Anzeigen von wenigstens zwei Zentralprojektionen der Viel zahl von Zentralprojektionen,
c) Markieren der Kontur des interessierenden Volumens in ei ner ersten angezeigten 2D-Zentralprojektion und Einblenden einer entsprechenden Markierung in die erste angezeigte 2D-Zentralprojektion,
d) Einblenden einer Markierung in die andere(n) angezeigte(n) 2D-Zentralprojektion(en), die der in die erste 2D-Zentral projektion eingeblendeten Markierung entsprechenden Kon tur(en) anzeigen, und
e) Rekonstruieren von 3D-Bilddaten des den Markierungen ent sprechenden interessierenden Volumens aus der Vielzahl von 2D-Zentralprojektionen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem vor dem Rekonstruieren von 3D-Bilddaten erforderlichenfalls die Markierungen verän dert werden, wobei bei Veränderung der in eine angezeigte 2D- Zentralprojektion eingeblendeten Markierung die in die an dere(n) angezeigte(n) 2D-Zentralprojektion(en) eingeblen dete(n) Markierung(en) entsprechend angepaßt wird (werden).

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem beim Rekon struieren von 3D-Bilddaten des den Markierungen entsprechen den interessierenden Volumens von den den einzelnen 2D-Zent ralprojektionen entsprechenden Daten nur diejenigen Teildaten berücksichtigt werden, die zum Rekonstruieren von 3D-Bildda ten des den Markierungen entsprechenden interessierenden Vo lumens unbedingt erforderlich sind.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem belie bige weitere 2D-Zentralprojektionen auswählbar sind, in die der Kontur des interessierenden Volumens entsprechende Mar kierungen eingeblendet werden.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem der Kontur des interessierenden Volumens entsprechende Markierun gen in alle 2D-Zentralprojektionen eingeblendet werden.

6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, bei dem alle 2D-Zentral projektionen in die eine Markierung eingeblendet wird kino filmartig aufeinanderfolgend (cine-replay) mit eingeblendeten Markierungen angezeigt werden.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem in die 2D-Zentralprojektionen jeweils eine wenigstens im wesent lichen rechteckförmige Markierung eingeblendet wird.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem in die 2D-Zentralprojektionen jeweils eine Markierung eingeblendet wird, die ein Fadenkreuz aufweist.

9. Verfahren nach Anspruch 8, bei dem die Fadenlinien des Fa denkreuzes in ihrem zentralen Bereich unterbrochen sind.