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Die
Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Erzeugung eines dreidimensionalen
Bilddatensatzes eines bewegten Objekts mittels Röntgentomographie. Die Erfindung
bezieht sich des Weiteren auf eine Vorrichtung zur Durchführung des
genannten Verfahrens. Als Röntgentomographie
wird allgemein ein bildgebendes Röntgenverfahren zur Erzeugung
eines dreidimensionalen Bilddatensatzes (Tomogramm) eines Objekts verstanden.
Der Begriff Röntgentomographie
umfasst hierbei neben klassischer Computertomographie insbesondere
die so genannte 3D-Rotationsangiographie.
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Als
Angiographie wird allgemein die Darstellung der Blutgefäße, insbesondere
der Arterien, Venen und Herzkammern, des (im Allgemeinen menschlichen)
Körpers
mittels bildgebender Röntgenverfahren
bezeichnet. Bei der 3D-Rotationsangiographie werden ähnlich wie
bei der Computertomographie mehrere zweidimensionale Röntgenbilder
(Rohbilder) eines Patienten unter unterschiedlichen Aufnahmeprojektionen
aufgenommen. Aus diesen Rohbildern wird anschließend ein dreidimensionaler
Bilddatensatz der zu untersuchenden Blutgefäße erzeugt. Insbesondere bei
der Untersuchung des Herzens und der dieses umgebenen Koronararterien
besteht hierbei das aufnahmetechnische Problem, dass diese Blutgefäße in Folge
des Herzschlags einer ständigen
Bewegung ausgesetzt sind. Diese Bewegung führt herkömmlicherweise zu starken Bildartefakten
bei der Rekonstruktion des 3D-Bilddatensatzes, die die Bildqualität des letzteren
mitunter erheblich beeinträchtigen.
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Eine
Reduzierung dieser Bewegungsartefakte bei der 3D-Rotationsangiographie
des Herzens und herznaher Blutgefäße wurde bisher mittels einer
als „EKG-Gating" bezeichneten Methode erzielt.
Bei einem derartigen Verfahren, wie es beispielsweise aus O. Wink
et al. „Coronary
Intervention Planning, Using Hybrid 3D Reconstruction", MICCAI 2002, LNCS
2488 (Springer), S. 604-611, 2002 bekannt ist, werden die Rohbilder mittels
eines EKG-Signals mit dem Herzrhythmus des Patienten synchronisiert,
wobei nur solche Rohbilder zur Rekonstruktion des 3D-Bilddatensatzes
herangezogen werden, die bei einer vorgegebenen bewegungsarmen Phase
des Herzzyklus aufgenommen sind. Dies führt jedoch zu einer starken
Reduktion der Anzahl verwendbarer Rohbilder. So können bei
Anwendung von EKG-Gating von den üblicherweise mehreren hundert
Rohbildern, die während
einer kompletten Rotation der Röntgenstrahler-Detektoreinheit
eines 3D-Rotationsangiographen aufgenommen werden, nur wenige Rohbilder
verwendet werden. Diese Reduktion der Bildanzahl hat wiederum eine
starke Verminderung der Bildqualität, sowohl in Hinblick auf die
räumliche
Auflösung
als auch auf die Kontrastauflösung,
zur Folge.
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Aus
Ch. Blondel, et al., „4D-Deformation
Field of Coronary Arteries from Monoplane Rotational X-Ray Angiography", Internat. Congress
Ser. 1256 (Elsevier), S. 1073-1087, 2003 und Ch. Blondel, et al. „4D-Tomographic
Representation of Coronary Arteries from One Rotational X-Ray Sequence", MICCAI 2003, LNCS 2878
(Springer), S. 416-423, 2003 sind des Weiteren Verfahren bekannt,
bei welchen den Bildqualität
einer tomographischen Darstellung der Koronararterien durch Kompensation
der Arterienbewegung weiter verbessert wird. Diese Verfahren beruhen
auf einer Segmentierung der Koronararterien aus den bei einem bestimmten
Punkt des Herzzyklus aufgenommenen Rohbildern, Modellierung der
Koronararterienbewegung anhand eines aus dieser Segmentierung gewonnenen
3D-Punktmodells des Koronararterienbaums und anschließender Erstellung
eines deformationskompensierten Tomogramms aus den Rohbildern. Nachteiligerweise
ist ein derartiges Verfahren mit vergleichsweise hohem numerischem
Aufwand verbunden.
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Aus
der
DE 101 29 631
A1 ist ein Verfahren zur Rekonstruktion eines hoch aufgelösten 3D-Bildes
bekannt, wonach aus gruppierten Rohbildern vorläufige 3D-Bilddatensätze erzeugt
werden, aus denen Bewegungsinformationen im 3D-Raum gewonnen werden.
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In
der WO 2004/081877 A1 ist ein Verfahren zur Rekonstruktion bewegungskompensierter
3D-Volumenbilder beschrieben, bei dem 2D-Rohbilder bewegungskompensiert
werden, aus denen ein 3D-Bild
generiert wird.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren anzugeben, das
die Erzeugung eines hochqualitativen dreidimensionalen Bilddatensatzes
eines bewegten Objekts mittels Röntgentomographie
auf vergleichsweise einfache Weise ermöglicht. Der Erfindung liegt
weiterhin die Aufgabe zugrunde, eine zur Durchführung des genannten Verfahrens
besonders geeignete Vorrichtung anzugeben.
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Bezüglich des
Verfahrens wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs
1. Bezüglich
der zugehörigen
Vorrichtung wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs
10.
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Die
erfindungsgemäße Vorrichtung
umfasst danach eine Röntgenstrahler-Detektoreinheit,
die an einem C-Bogen od.dgl. drehbar bevorzugt um eine isozentrische
Achse gelagert ist, so dass mittels der Röntgenstrahler-Detektoreinheit
Rohbilder eines etwa im Isozentrum gelagerten Objekts unter verschiedenem
Projektionswinkel aufgenommen werden können. Bei dem Objekt handelt
es sich insbesondere um einen zu untersuchenden Patienten oder ein
Körperteil
desselben. Die Vorrichtung umfasst weiterhin eine Auswerteeinheit zur
Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes des Objekts anhand
der aufgenommenen Rohbilder.
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Die
Rohbilder werden hierzu zunächst
nach Maßgabe
einer zyklischen Relativzeit synchronisiert, d.h. in Gruppen mit
vergleichbarer Relativzeit aufgeteilt. Als Relativzeit wird hierbei
eine zeitlich zyklisch variierende Referenzgröße bezeichnet, die ggf. bevorzugt
aus dem Herzzyklus des Patienten abgeleitet wird.
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Aus
mindestens zwei solcher Gruppen von Rohbildern wird jeweils ein
zugehöriger
vorläufiger 3D-Bilddatensatz
erzeugt, der entsprechend jeweils einem (nachfolgend als Referenzzeit
bezeichneten) Zeitpunkt der Relativzeit entspricht. Als 3D-Bilddatensatz wird
ein dreidimensionales Feld von Bildpunkten (Voxeln) bezeichnet,
deren jedem ein Farbwert oder Grauwert zugeordnet ist. Zur Erzeugung
der vorläufigen 3D-Bilddatensätze aus
den zweidimensionalen Rohbildern wird 3D-Rekonstruktionsverfahren,
insbesondere ein gefiltertes Rückprojektionsverfahren
angewendet, wie es auch in der herkömmlichen 3D-Rotationsangiographie
eingesetzt wird.
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Durch
Vergleich zweier solcher vorläufiger
3D-Bilddatensätze
wird nun eine zugehörige
Bewegungsmatrix abgeleitet. Als Bewegungsmatrix wird ein dreidimensionales
Vektorfeld bezeichnet, durch welches Voxel oder Voxelgruppen des
einen 3D-Bilddatensatzes mit Voxeln oder Voxelgruppen des anderen
3D-Bilddatensatzes verknüpft
werden. Die Bewegungsmatrix kennzeichnet hierbei eine „Bewegung", d.h. räumliche
Veränderung
einander entsprechender Bildstrukturen zwischen dem als Ausgangspunkt
herangezogenen ersten 3D-Bilddatensatz (Quelldatensatz) und dem
zeitlich späteren
oder früheren
zweiten 3D-Bilddatensatz
(Zieldatensatz). Die Erstellung der Bewegungsmatrix aus dem Quelldatensatz
und dem Zieldatensatz erfolgt bevorzugt mittels einer Korrelationsmethode,
z.B. Block-Matching
oder einer auf optischem Fluss basierenden Methode.
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Durch
anschließende
Anwendung der oder jeder Bewegungsmatrix auf den zugehörigen Zieldatensatz
wird nun eine zeitliche Rückentwicklung
(oder Vorausentwicklung) der Bildinformation des Zieldatensatzes
simuliert. Das Resultat dieser Operation ist ein bewegungskompensierter
3D-Bilddatensatz, der der Referenzzeit des zugehörigen Quelldatensatzes entspricht.
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Der
oder jeder bewegungskompensierte 3D-Bilddatensatz wird schließlich mit
jedem weiteren, der gleichen Referenzzeit entsprechenden bewegungskompensierten
3D-Bilddatensatz aufsummiert. Die Summation erstreckt sich alternativ
oder zusätzlich
auch über
mindestens einen der gleichen Referenzzeit entsprechenden vorläufigen 3D-Bilddatensatz,
insbesondere über
den zugehörigen
Quelldatensatz.
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Das
vorstehend beschriebene Verfahren ist mit vergleichsweise geringem
Aufwand vollautomatisch durchzuführen
und ermöglicht
insbesondere eine hochpräzise
dreidimensionale Darstellung der herznahen menschlichen Blutgefäße. Die
Korrelation zweier vorläufiger
3D-Bilddatensätze
zur Erstellung der Bewegungsmatrix ist numerisch vergleichsweise
unaufwändig
und stabil. Weiterhin ist das Verfahren auch dann noch durchführbar, wenn
in den als Quellen- bzw. Zieldatensatz herangezogenen 3D-Bilddatensätzen keine
eindeutig segmentierbaren Strukturen vorhanden oder erkennbar sind.
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In
bevorzugter Ausführung
des Verfahrens und der zugehörigen
Vorrichtung ist vorgesehen, dass vor der Ableitung der oder jeder
Bewegungsmatrix die hierzu herangezogenen vorläufigen 3D-Bilddatensätze mit Mitteln
der elektronischen Bildverarbeitung, insbesondere Kontrastglättung und
Grauwert- bzw. Farbwert-Fensterung vorbehandelt werden. Hierdurch
werden Rauscheffekte und Rekonstruktionsartefakte, die in den vorläufigen 3D-Bilddatensätzen in
vergleichsweise starkem Maße
vorhanden sind, unterdrückt.
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Eine
weitere Verbesserung der Bildqualität wird optional dadurch erreicht,
dass die oder jede Bewegungsmatrix regularisiert wird. Als Regularisierung
wird in diesem Sinne jedes Verfahren bezeichnet, das eine Homogenisierung,
Rausch- und Artefaktunterdrückung,
etc. bei einem Vektorfeld ermöglicht,
insbesondere Glättungsverfahren
in Orts- und Zeitdomäne,
Fensterungsverfahren, etc. Vorzugsweise wird die Regularisierung
anhand hinterlegter Information über
typische Bewegungsmuster des Objekts parametriert. Insbesondere werden
bevorzugt aus Erfahrungswerten der räumlichen Amplitude der Arterienbewegung
im menschlichen Körper
und der Herzfrequenz Schwellwerte für eine Fensterung der Bewegungsmatrix
abgeleitet. Auf diese Weise können
insbesondere untypisch langreichweitige oder schnelle Strukturveränderungen
in der Bewegungsmatrix, die mit der herzschlagbedingten Arterienbewegung nicht
vereinbar sind, als Artefakte erkannt und aus der Bewegungsmatrix
entfernt werden.
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Die
Relativzeit wird insbesondere aus dem Herzzyklus des zu untersuchenden
Patienten abgeleitet, indem als Relativzeit eine mit dem Herzzyklus
synchronisierte sägezahnartige
Funktion herangezogen wird. Der Herzzyklus wird dabei insbesondere
durch eine EKG-Einheit gemessen und als EKG-Signal zur Verfügung gestellt.
Alternativ hierzu ist vorgesehen, dass der Herzzyklus aus den aufgenommenen
Rohbildern abgeschätzt
wird, z.B. indem die Bildinformation der Rohbilder einer zeitlichen
Spektralanalyse, einem regressiven Anpassungsverfahren od.dgl. unterworfen
wird.
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Bevorzugt
ist vorgesehen, dass zur Erstellung der vorläufigen 3D-Bilddatensätze die
Relativzeit zunächst
in eine Anzahl gleichmäßiger Zeitfenster
unterteilt wird, wobei jeweils die dem selben Zeitfenster zugeordneten
Rohbilder als Basis eines vorläufigen
3D-Bilddatensatzes herangezogen werden.
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Nachfolgend
werden Ausführungsbeispiele
der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
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1 in
schematischer Darstellung eine 3D-Rotationsangiographieeinrichtung
(Röntgentomograph) mit
einer Patientenlagerung, mit einer um diese herum rotierbaren Röntgenstrahler-Detektor-Einheit
sowie mit einem Steuer- und Auswertesystem,
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2 in
einem schematischen Blockschaltbild eine Auswerteeinheit des Steuer-
und Auswertesystems gemäß 1,
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3 in
einem schematischen Flussdiagramm ein mittels des Röntgentomographen
gemäß 1 durchführbares
Verfahren zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes,
mit den Verfahrensschritten Roh bildaufnahme, Rohbildsynchronisation,
Rohbildgruppierung (EKG-Gating), Rückprojektion, Datenvorbehandlung,
Bewegungsdetektion, Datennachbehandlung, Bewegungskompensation und
Datenkumulation,
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4 in
einem schematischen zeitlichen Diagramm ein EKG-Signal und eine für das Verfahren gemäß 3 daraus
abgeleitete zyklische Relativzeit,
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5 eine
schematische Prinzipdarstellung der Rohbildgruppierung und Rückprojektion
im Zuge des Verfahrens gemäß 3,
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6 eine
schematische Prinzipdarstellung der Bewegungsdetektion, Bewegungskompensation
und Datenkumulation im Zuge des Verfahrens gemäß 3 und
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7 in
Darstellung gemäß 3 eine
iterativ durchgeführte
Variante des Verfahrens.
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Einander
entsprechende Teile und Größen sind
in allen Figuren stets mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
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In 1 ist
schematisch eine Vorrichtung 1 zur Erzeugung eines dreidimensionalen
Bilddatensatzes eines Objekts dargestellt. Bei der Vorrichtung 1 handelt
es sich um einen Röntgentomographen,
insbesondere eine 3D-Rotationsangiographieanlage. Bei dem zu untersuchenden
Objekt handelt es sich um einen Patienten 2, insbesondere
den Brustbereich eines Patienten 2.
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Die
Vorrichtung 1 umfasst eine Aufnahmeeinheit 3 mit
einem Röntgenstrahler 4 und
einem Röntgendetektor 5.
Röntgenstrahler 4 und
Röntgendetektor 5 sind
in Gegenüberstellung
an den Enden eines so genannten C-Bogens 6 angebracht.
Der C-Bogen 6 ist wiederum etwa mittig an einem Stativ 7 um
eine isozentrische Achse 8 drehbar gelagert. Der Röntgenstrahler 4 und
der Röntgendetektor 5 sind
dabei durch Verschwenkung des C-Bogens 6 gegenüber dem
Stativ 7 derart verdrehbar, dass ein Zentralstrahl 9 der
von dem Röntgenstrahler 4 in
Richtung des Röntgendetektors 5 emittierten
Röntgenstrahlung
innerhalb einer zu der isozentrischen Achse 8 senkrechten
Aufnahmeebene gegenüber
dem umgebenden Raum in einen beliebigen Projektionswinkel θ verschwenkbar
ist, wobei der Zentralstrahl 9 stets auf die isozentrische
Achse 8 ausgerichtet ist. Die in 1 dargestellte
Stellung der Aufnahmeeinheit 3, in welcher der Zentralstrahl 9 senkrecht
von oben nach unten gerichtet ist, entspricht einem Projektionswinkel
von θ =
0°.
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Die
Vorrichtung 1 umfasst weiterhin einen Patiententisch 10 mit
einer Tischplatte 11, auf welcher der Patient 2 während einer
Untersuchung derart gelagert wird, dass seine Körperlängsachse etwa mit der isozentrischen
Achse 8 der Aufnahmeeinheit 3 fluchtet. Die Tischplatte 11 ist
für die
Untersuchung derart in die Öffnung
des C-Bogens 6 einschiebbar, dass der zu untersuchende
Körperbereich
des Patienten 2 zwischen Röntgenstrahler 4 und
Röntgendetektor 5 zu
liegen kommt.
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Die
Vorrichtung 1 umfasst weiterhin eine EKG-Einheit 12 mit
einer Anzahl von EKG-Sensoren 13, die zur Aufnahme eines
Elektrokardiogramms (EKG), d.h. eines die Herzaktivität des Patienten 2 wiedergebenden elektrischen
Signals, in bekannter Weise an dem Körper des Patienten 2 befestigt
werden.
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Die
Vorrichtung 1 umfasst weiterhin ein Steuer- und Auswertesystem 14.
Das Steuer- und Auswertesystem 14 umfasst eine Datenverarbeitungsanlage 15,
in welcher zusätzlich
zu (nicht näher
dargestellten) Bedien- und Steuerfunktionen eine Auswerteeinheit 16 zur
Erzeugung eines dreidimensionalen (3D-) Bilddatensatzes des untersuchten
Körperbereichs
des Patienten 2 implementiert ist. Das Steuer- und Auswertesystem 14 umfasst
weiterhin Ein-/Ausgabemittel 17, wie z.B. Bildschirm, Tastatur,
Maus od.dgl. zur Eingabe von Steueranweisungen so wie zur Anzeige
von Zustandsgrößen, Untersuchungsergebnissen,
etc.
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Im
Zuge des von der Vorrichtung 1 durchgeführten Verfahrens werden der
Auswerteeinheit 16 durch die Aufnahmeeinheit 3 digitale
Bilddaten von zweidimensionalen Röntgenbildern, im Folgenden
als Rohbilder R bezeichnet, zugeführt. Weiterhin wird der Auswerteeinheit 16 seitens
der EKG-Einheit 12 ein EKG-Signal S des Patienten 2 zugeführt.
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Der
Aufbau der Auswerteeinheit 16 ist in 2 näher dargestellt.
Danach umfasst die Auswerteeinheit 16 eine Eingangsschnittstelle 20 für das EKG-Signal
S sowie eine weitere Eingangsschnittstelle 21 für die den Rohbildern
R entsprechenden Bilddaten. Die Eingangsschnittstellen 20, 21 sind
durch eine Synchronisationsverbindung 22 untereinander
synchronisiert, so dass jedem Rohbild R ein zeitlich entsprechender
Punkt des EKG-Signals S zugeordnet werden kann.
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Die
Auswerteeinheit 16 umfasst weiterhin ein Analysemodul 23,
in welchem Algorithmen zur Bearbeitung und Modifikation der Rohbilder
R und des EKG-Signals S gemäß dem nachfolgend
näher beschriebenen Verfahren
implementiert sind. Zur Speicherung der Rohbilder R des EKG-Signals
S und nachfolgend näher
beschriebener aufbereiteter Daten umfasst die Auswerteeinheit 16 weiterhin
ein Speichermodul 24. Die Auswerteeinheit 16 weist
außerdem
eine Ein-/Ausgabeschnittstelle 25 zur Datenkommunikation
mit den Ein-/Ausgabemitteln 17 auf. Die Eingabeschnittstellen 20, 21,
das Analysemodul 23, das Speichermodul 24 und
die Ein-/Ausgabeschnittstelle 25 sind durch Hardwarekomponenten
der Datenverarbeitungsanlage 15 und zugehöriger Software
gebildet und stehen über
ein gemeinsames Bussystem 26 in bilateralem Datenaustausch.
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Das
mittels der Vorrichtung 1 durchgeführte Verfahren umfasst gemäß 3 die
Verfahrensschritte Rohbildaufnahme 30, Rohbildsynchronisation 31,
Rohbildgruppierung oder EKG-Gating 32, gefilterte Rückprojektion 33,
Datenvorbehandlung 34, Bewegungsdetektion 35,
Datennachbehandlung 36, Bewegungskompensation 37 und
Datenkumulation 38.
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Im
Zuge der Rohbildaufnahme 30 werden zunächst bei rotierender Aufnahmeeinheit 3 eine
Anzahl von typischerweise mehreren hundert Rohbildern R während einer
Rotation des C-Bogens 6 um einen Winkelbereich von typischerweise
mehr als 180° aufgenommen.
Jedes einzelne Rohbild Ri (i=1, 2, 3,...,
N) ist hierbei durch eine Aufnahmezeit ti und
einen Projektionswinkel θi gekennzeichnet, was im folgenden durch
die funktionale Schreibweise Ri(ti,θi) ausgedrückt ist. Jedes Rohbild Ri umfasst ein zweidimensionales Datenfeld
von Bildpunkten (Pixeln), denen jeweils ein Grau- oder Farbwert
zugeordnet ist.
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Im
Zuge der Rohbildsynchronisation
31 wird zunächst anhand
des EKG-Signals S eine so genannte zyklische Relativzeit t' ermittelt. Als Relativzeit
t' wird eine zwischen
0 und 1 variierende Größe herangezogen, die
sägezahnartig,
und damit insbesondere periodisch mit der Aufnahmezeit t variiert.
Die Periodendauer τ der Relativzeit
t' wird dabei an
die Periodizität
des EKG-Signals S angepasst. Wie anhand von
4 verdeutlicht ist,
lässt sich
die einem beliebigen Aufnahmezeitpunkt t
i eines
Rohbilds R
i zugeordnete Relativzeit t
i' durch
die Formel
bestimmen,
wobei t
< und
t
> die
durch den so genannten R-Ausschlag des EKG-Signals angezeigten Zeitpunkte bezeichnen,
die die aktuelle Herzphase begrenzen. Im Zuge der Rohbildsynchronisation
31 wird
somit der Aufnahmezeitpunkt t
i auf den entsprechenden
Relativzeitpunkt t
i' abgebildet.
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Bei
dem nachfolgenden EKG-Gating
32 werden die Rohbilder R
i(t
i',θ
i)
nach Maßgabe
der Relativzeit t' gruppiert.
Hierbei wird die Relativzeit t' in
eine Anzahl von Zeitfenstern F
j (j = 1,
2,...., M) unterteilt, welchen jeweils ein Bemittelter Relativzeitpunkt
als Referenzzeit T
j sowie eine Breite Δ zugeordnet
ist. Die Zeitfenster F
j sind insbesondere
derart gewählt,
dass sie zeitlich unmittelbar aneinander angrenzen (
5).
Für die
Referenzzeiten T
j gilt dabei
mit j=1,
2,..., M. Für
die Breite Δ gilt Δ = M
–1.
Die Breite Δ kann
jedoch alternativ auch größer gewählt sein,
so dass sich benachbarte Zeitfenster F
j überlappen.
Zusätzlich
können
die Rohbilder R
i in dem jeweiligen Zeitfenster
F
j gewichtet werden, so dass z.B Rohbilder
R
i an den Grenzen des Zeitfensters F
j glatt zu Null gedämpft werden.
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Alle
einem gegebenen Zeitfenster Fj zugeordneten
Rohbilder Ri(ti'∊Fj, θi) werden gruppiert, d. h. ausgewählt. Aus
diesen gruppierten Rohbilder Ri wird anschließend durch
gefilterte Rückprojektion 33 ein
vorläufiger
3D-Bilddatensatz Vj erzeugt. Die Rückprojektion
erfolgt nach einem gängigen
Verfahren, insbesondere nach der Feldkamp-Methode. Der resultierende
vorläufige
3D-Bilddatensatz Vj entspricht somit der
Referenzzeit Tj.
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Das
in 5 anhand des Zeitfensters F4 beispielhaft
verdeutlichte EKG-Gating 32 und die anschließende Rückprojektion 33 werden
für jedes
Zeitfenster Fj durchgeführt, so dass nach Abschluss
der Rückprojektion 33 zu
jeder Referenzzeit Tj ein zugehöriger vorläufiger 3D-Bilddatensatz
Vj(Tj) existiert.
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Wie
aus 5 erkennbar ist gehen in die Rekonstruktion eines
vorläufigen
3D-Bilddatensatses Vj in Folge des EKG-Gatings 32 nur
Rohbilder Ri für bestimmte Ausschnitte des
Projektionswinkels θ ein.
In Folge dieser ausschnitthaften Rückprojektion enthalten die
vorläufigen
3D-Bilddatensätze
Vj Artefakte, die die räumliche Bildinformation beeinträchtigen.
Um diese Artefakte zu reduzieren, werden die vorläufigen 3D-Bilddatensätze Vj im Zuge der Datenvorbehandlung 34 mit
Mitteln der elektronischen Bildverarbeitung, insbesondere Glättung und
Fensterung, aufbereitet. Dabei werden insbesondere Voxel mit geringem
Grau- oder Farbwert unterdrückt.
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Als
Ergebnis der Datenvorbehandlung 34 wird für jede Referenzzeit
Tj ein aufbereiteter 3D-Bilddatensatz Vj' ausgegeben,
in welchem die Rekonstruktionsartefakte unterdrückt sind, so dass stark kontrastierende Strukturen
in den 3D-Bilddatensätzen Vj' stärker hervortreten.
Allerdings werden infolge der Bildbearbeitung auch schwach kontrastierende
Strukturen, wie sie z.B. durch kleine Nebenarterien hervorgerufen
werden, unterdrückt,
so dass die aufbereiteten 3D-Bilddatensätze Vj' für diagnostische
Zwecke nur unzureichend geeignet wären.
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Hingegen
sind die aufbereiteten 3D-Bilddatensätze Vj' infolge der Kontrastschärfung zur
Erkennung der Strukturbewegung zwischen zwei unterschiedlichen Referenzzeiten
Tj besonders gut geeignet. Dies geschieht
im Zuge der anschließenden
Bewegungsdetektion 35, deren Prinzip in 6 dargestellt
ist. Hierbei werden durch ein entsprechendes Detektormodul das Analysemoduls 23 zwei
aufbereitete 3D-Bilddatensätze Vj' im
Hinblick auf die räumliche
Veränderung
der dreidimensionalen Bildinformation verglichen. Dies geschieht mittels
gängiger
Korrelationsmethoden oder durch Ermittlung des optischen Flusses.
Als Ergebnis der Bewegungsdetektion 35 werden eine Anzahl
von Bewegungsmatrizen Blk (l,k = 1, 2,....,
M) erzeugt, die die räumliche Veränderung
der dreidimensionalen Bildinformation zwischen einem Quelldatensatz
Vl' und
einem Zieldatensatz Vk' kennzeichnen. Unter Berücksichtigung
der dem Quelldatensatz Vl' und dem Zieldatensatz
Vk' jeweils zugeordneten
Referenzzeiten Tl bzw. Tk ist
aus dieser räumlichen
Strukturänderung
das Geschwindigkeitsfeld einer Strukturbewegung ableitbar.
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Jede
Bewegungsmatrix Blk ist ein dreidimensionales
Datenfeld von 3D-Vektoren, deren jeder eine Korrelation zwischen
einem Voxel oder einem Voxelbereich des Quelldatensatzes Vl (bzw. Vl') und einem Voxel oder
Voxelbereich des Zieldatensatzes Vk (bzw.
Vk')
herstellt. In 6 sind aus Gründen der Übersichtlichkeit nur
Korrelationen des Quelldatensatzes Vj → Vl mit zeitlich benachbarten Zieldatensätzen Vj–1,
Vj+1 → Vk dargestellt. Prinzipiell werden auf diese
Weise aber bevorzugt Bewegungsmatrizen Blk für beliebige
Zieldatensätze Vk mit k = 1,2,...,M und k ≠ l ermittelt.
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Die
Bewegungsmatrizen Blk werden nun im Zuge
der Datennachbehandlung 36 regularisiert, insbesondere
in Ort- und Zeit-Domäne geglättet. Bei
der Regularisierung werden weiterhin typische Bewegungsmuster der
Koronararterien berücksichtigt.
Beispielsweise wird aus der Herzfrequenz des Patienten 2 und
der typischen räumlichen
Bewegungsamplitude der Koronararterien im menschlichen Körper Maximalbeträge für die Vektorkomponenten
der Bewegungsmatrizen Blk abgeschätzt, anhand
derer Artefakte innerhalb der Bewegungsmatrizen Blk erkannt
und eliminiert werden.
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Als
Ergebnis der Datennachbehandlung 36 resultieren aufbereitete
Bewegungsmatrizen Blk'. Durch Anwendung einer Bewegungsmatrix
Blk' auf
den zugehörigen
Zieldatensatz Vk kann nun die Zeitentwicklung der
Bildinformation des jeweiligen 3D-Bilddatensatzes Vk auf
die Referenzzeit Tl des Quelldatensatzes
Vl zurück-
bzw. vorausentwickelt werden. Zu beachten ist dabei, dass die oder
jede Bewegungsmatrix Blk' nicht auf den aufbereiteten Zieldatensatz
Vk',
aus dem sie berechnet wurde, angewandt wird, sondern den Zieldatensatz Vk in seiner ursprünglichen Form, um die volle
Strukturinformation der vorläufigen
3D-Bilddatensätze
Vj zu nutzen.
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Das
Resultat einer solchen Anwendung, die im Zuge der Bewegungskompensation 37 vorgenommen wird,
ist ein bewegungskom pensierter 3D-Bilddatensatz Vk'', der der Referenzzeit Tl des
jeweiligen Quelldatensatzes Vl entspricht.
Die Anwendung der Bewegungsmatrix Blk' auf den Zieldatensatz
Vk wird nachfolgend symbolisch durch den
Formelausdruck Vk''(Tl) = Blk'· Vk(Tk) ausgedrückt.
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Als
Resultat der Bewegungskompensation 37 werden somit eine
Anzahl von bewegungskompensierten 3D-Bilddatensätzen Vk'' ausgegeben, die alle der selben Referenzzeit
Tl, nämlich
der des gemeinsamen Quelldatensatzes Vl entsprechen.
Diese bewegungskompensierten 3D-Bilddatensätze V''k(Tl) werden im Zuge der
Datenkumulation 38 zusammen mit dem zugehörigen Quelldatensatz
Vl(Tl) voxelweise
aufsummiert. Der Begriff Kumulation umfasst in diesem Sinne jede
Form der Summenbildung, insbesondere einfache Summation, arithmetische
Mittelwertbildung, gewichtete Mittelwertbildung, etc. Als Ergebnis
der Datenkumulation 38, und somit als Endresultat des in 3 dargestellten
Verfahrens wird ein finaler 3D-Bilddatensatz E ausgegeben, der der
Referenzzeit Tl entspricht.
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Die
Wirkung des vorstehend beschriebenen Verfahrens beruht insbesondere
darauf, dass alle für
die Datenkumulation 38 herangezogenen 3D-Bilddatensätze Vk''(Tl)
und Vl(Tl) aufgrund
der Bewegungskompensation hinsichtlich der bildlichen Strukturinformation übereinstimmen.
Alle Bildstrukturen, die auf Strukturen im Körper des Patienten 2,
insbesondere dessen Blutgefäße zurückgehen,
erscheinen also in diesen 3D-Bilddatensätzen stets an dem gleichen
Ort, während
aber die Rekonstruktionsartefakte für alle diese 3D-Bilddatensätze verschieden
sind. Bei der Datenkumulation 38 werden deshalb die Rekonstruktionsartefakte
ausgemittelt, während
die strukturelle Bildinformation hervorgehoben wird. In dem finalen
3D-Bilddatensatz E sind deshalb auch vergleichsweise schwach kontrastierende
Strukturen erkennbar, die in den vorläufigen Bilddatensätzen Vj durch die Rekonstruktionsartefakte überdeckt
werden.
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Das
Verfahren gemäß
3 wird
insbesondere ausgedrückt
durch die Formel
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Die
Summe in GLG 3 läuft
aus Gründen
der Vereinfachung über
alle k = 1,2,...,M und umfasst damit auch formal auch einen Term
für k =
1, für
welchen aber trivialerweise die Identität Bll' · Vl(Tl) = Vl(Tl) gilt.
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Bevorzugt
wird zu jeder Referenzzeit Tl mit 1 = 1,2,....,M
ein entsprechender finaler 3D-Bilddatensatz El(Tl) berechnet, so dass die komplette vierdimensionale
Information über
die räumliche
Anordnung der Koronararterien im Körper des Patienten 2 sowie
die zeitliche Veränderung
dieser Anordnung während
eines Herzzyklusses zur Verfügung
steht.
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In
7 ist
eine iterativ durchgeführte
Variante des vorstehend beschriebenen Verfahrens dargestellt. Dabei
werden zu jedem vorläufigen
3D-Bilddatensatz V
j nur benachbarte Bilddatensätze V
j–1 und
V
j+1 bewegungskompensiert und aufsummiert,
wobei die resultierenden 3D-Bilddatensätze E
l anstelle
der vorläufigen 3D-Bilddatensätze V
j in das Verfahren zurückgespeist werden. Dieser Iterationszyklus
wird solange durchlaufen, bis ein vorgegebenes Abbruchkriterium
erfüllt
ist. Ein Iterationsschritt der in
7 dargestellten
Verfahrensvariante wird ausgedrückt
durch die Formel
mit j
= 1,2,..., M. Optional sind Mischtypen der Verfahrensvarianten gemäß
3 und
7 vorgesehen.
Insbesondere kann im Laufe aufeinander folgender Iterationsschritte
die Bewegungskompensation über
eine zunehmende Anzahl benachbarter Zeitfenster erstreckt werden.
Des Weiteren ist optional vor gesehen, die Relativzeit t' nicht anhand eines
EKG-Signals S zu bestimmen, sondern aus den Rohbildern R
i direkt abzuschätzen. Hierzu wird die zeitliche Änderung
der Bildinformation der Rohbilder R
i betrachtet
und hieraus durch zeitliche Spektralanalyse, Anpassung mit einer
vorgegebenen Modellfunktion oder der in der Computertomographie
gebräuchlichen
Kymogramm-Methode der Herzzyklus des Patienten
2 abgeleitet.
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- 1
- Vorrichtung
- 2
- Patient
- 3
- Aufnahmeeinheit
- 4
- Röntgenstrahler
- 5
- Röntgendetektor
- 6
- C-Bogen
- 7
- Stativ
- 8
- Isozentrische
Achse
- 9
- Zentralstrahl
- 10
- Patiententisch
- 11
- Tischplatte
- 12
- EKG-Einheit
- 13
- EKG-Sensor
- 14
- Steuer-
und Auswertesystem
- 15
- Datenverarbeitungsanlage
- 16
- Auswerteeinheit
- 17
- Ein-/Ausgabemittel
- 20
- Eingabeschnittstelle
- 21
- Eingabeschnittstelle
- 22
- Synchronisation
- 23
- Analysemodul
- 24
- Speichermodul
- 25
- Ein-/Ausgabeschnittstelle
- 26
- Bussystem
- 30
- Rohbildaufnahme
- 31
- Rohbildsynchronisation
- 32
- EKG-Gating
- 33
- Rückprojektion
- 34
- Datenvorbehandlung
- 35
- Bewegungsdetektion
- 36
- Datennachbehandlung
- 37
- Bewegungskompensation
- 38
- Datenkumulation