DE102004048209B3 - Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes eines bewegten Objekts mittels Röntgentomographie - Google Patents

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Abstract

Es werden ein präzises und vergleichsweise einfach zu realisierendes Verfahren zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes (E, E¶1¶) eines bewegten Objekts (2) mittels Röntgentomographie sowie eine zur Durchführung des Verfahrens besonders geeignete Vorrichtung (1) mit einer drehbar gelagerten Röntgenstrahler-Detektor-Einheit (4, 5) sowie mit einer Auswerteeinheit (16) angegeben. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, eine Anzahl von zweidimensionalen Rohbildern (R¶i¶) nach Maßgabe einer zyklischen Relativzeit (t') zu gruppieren, jeweils aus einander gemäß dieser Gruppierung entsprechenden Rohbildern (R¶i¶) mindestens zwei vorläufige 3-D-Bilddatensätze (V¶j¶) zu erzeugen, durch Vergleich jeweils zweier als Quelldatensatz (V¶l¶) bzw. Zieldatensatz (V¶k¶) herangezogener vorläufiger 3-D-Bilddatensätze (V¶j¶) mindestens eine Bewegungsmatrix (B¶lk¶) abzuleiten, durch Anwendung der oder jeder Bewegungsmatrix (B¶lk¶) auf den zugehörigen Zieldatensatz (V¶k¶) einen einer Referenzzeit (T¶l¶) des Quelldatensatzes (V¶l¶) entsprechenden bewegungskompensierten 3-D-Bilddatensatz (V¶k¶'') zu erzeugen und den oder jeden bewegungskompensierten 3-D-Bilddatensatz (V¶k¶'') mit mindestens einem weiteren bewegungskompensierten 3-D-Bilddatensatz (V¶k¶'') oder einem sonstigen, der gleichen Referenzeinheit (T¶l¶) entsprechenden vorläufigen 3-D-Bilddatensatz (V¶l¶) aufzusummieren.

Description

  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
  • 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,
  • 2 in einem schematischen Blockschaltbild eine Auswerteeinheit des Steuer- und Auswertesystems gemäß 1,
  • 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,
  • 4 in einem schematischen zeitlichen Diagramm ein EKG-Signal und eine für das Verfahren gemäß 3 daraus abgeleitete zyklische Relativzeit,
  • 5 eine schematische Prinzipdarstellung der Rohbildgruppierung und Rückprojektion im Zuge des Verfahrens gemäß 3,
  • 6 eine schematische Prinzipdarstellung der Bewegungsdetektion, Bewegungskompensation und Datenkumulation im Zuge des Verfahrens gemäß 3 und
  • 7 in Darstellung gemäß 3 eine iterativ durchgeführte Variante des Verfahrens.
  • Einander entsprechende Teile und Größen sind in allen Figuren stets mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
  • 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.
  • 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°.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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(tii) ausgedrückt ist. Jedes Rohbild Ri umfasst ein zweidimensionales Datenfeld von Bildpunkten (Pixeln), denen jeweils ein Grau- oder Farbwert zugeordnet ist.
  • 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 ti eines Rohbilds Ri zugeordnete Relativzeit ti' durch die Formel
    Figure 00110001
    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 ti auf den entsprechenden Relativzeitpunkt ti' abgebildet.
  • Bei dem nachfolgenden EKG-Gating 32 werden die Rohbilder Ri(ti',θi) nach Maßgabe der Relativzeit t' gruppiert. Hierbei wird die Relativzeit t' in eine Anzahl von Zeitfenstern Fj (j = 1, 2,...., M) unterteilt, welchen jeweils ein Bemittelter Relativzeitpunkt als Referenzzeit Tj sowie eine Breite Δ zugeordnet ist. Die Zeitfenster Fj sind insbesondere derart gewählt, dass sie zeitlich unmittelbar aneinander angrenzen (5). Für die Referenzzeiten Tj gilt dabei
    Figure 00120001
    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 Fj überlappen. Zusätzlich können die Rohbilder Ri in dem jeweiligen Zeitfenster Fj gewichtet werden, so dass z.B Rohbilder Ri an den Grenzen des Zeitfensters Fj glatt zu Null gedämpft werden.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • 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.
  • Das Verfahren gemäß 3 wird insbesondere ausgedrückt durch die Formel
    Figure 00160001
  • 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.
  • 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.
  • In 7 ist eine iterativ durchgeführte Variante des vorstehend beschriebenen Verfahrens dargestellt. Dabei werden zu jedem vorläufigen 3D-Bilddatensatz Vj nur benachbarte Bilddatensätze Vj–1 und Vj+1 bewegungskompensiert und aufsummiert, wobei die resultierenden 3D-Bilddatensätze El anstelle der vorläufigen 3D-Bilddatensätze Vj 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
    Figure 00160002
    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 Ri direkt abzuschätzen. Hierzu wird die zeitliche Änderung der Bildinformation der Rohbilder Ri 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.
  • 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

Claims (11)

  1. Verfahren zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes (E, El) eines bewegten Objekts (2) mittels Röntgentomographie, – bei welchem eine Anzahl von zweidimensionalen röntgentomographischen Rohbildern (Ri) nach Maßgabe einer zyklischen Relativzeit (t') gruppiert werden, – bei welchem jeweils aus einander gemäß dieser Gruppierung entsprechenden Rohbildern (Ri) mindestens zwei vorläufige 3D-Bilddatensätze (Vj) erzeugt werden, – bei welchem durch Vergleich jeweils zweier als Quelldatensatz (Vl) bzw. Zieldatensatz (Vk) herangezogener vorläufiger 3D-Bilddatensätze (Vj) mindestens eine Bewegungsmatrix (Blk) abgeleitet wird, – bei welchem durch Anwendung der oder jeder Bewegungsmatrix (Blk) auf den zugehörigen Zieldatensatz (Vk) ein einer Referenzzeit (Tl) des Quelldatensatzes (Vl) entsprechender bewegungskompensierter 3D-Bilddatensatz (Vk'') erzeugt wird und – bei welchem der oder jeder bewegungskompensierte 3D-Bilddatensatz (Vk'') mit mindestens einem weiteren bewegungskompensierten 3D-Bilddatensatz (Vk'') oder einem sonstigen, der gleichen Referenzzeit (Tl) entsprechenden vorläufigen 3D-Bilddatensatz (Vl) aufsummiert wird.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass vor Ableitung der oder jeder Bewegungsmatrix (Blk) die hierzu herangezogen vorläufigen 3D-Datensätze (Vl, Vk) mit Mitteln der elektronischen Bildverarbeitung vorbehandelt werden.
  3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die zur Vorbehandlung der vorläufigen 3D-Bilddatensätze (Vl, Vk) eingesetzten Mittel eine Glättung des Voxelkontrastes und/oder eine Grau- bzw. Farbwertfensterung umfassen.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die oder jede Bewegungsmatrix (Blk) vor Anwendung auf den zugehörigen Zieldatensatz (Vk) regularisiert wird.
  5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die oder jede Bewegungsmatrix (Blk) zur Regularisierung in der Ortsdomäne und/ oder in der Zeitdomäne geglättet wird.
  6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Regularisierung der oder jeder Bewegungsmatrix (Blk) nach Maßgabe hinterlegter Information über typische Bewegungsmuster des Objekts (2) erfolgt.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Relativzeit (t') aus dem Herzzyklus eines das Objekt bildenden Patienten (2) abgeleitet wird.
  8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Herzzyklus des Patienten (2) anhand eines EKG-Signals (S) bestimmt wird.
  9. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Herzzyklus anhand der Rohbilder (Ri) abgeschätzt wird.
  10. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9, mit einer um eine isozentrische Achse (8) drehbar gelagerten Röntgenstrahler-Detektor-Einheit (4, 5) zur Erzeugung von zweidimensionalen Rohbildern (Ri) eines Objekts (2), sowie mit einer Auswerteeinheit (16) zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes (E, El) des Objekts (2) anhand der Rohbilder (Ri), wobei die Auswerteeinheit (16) dazu ausgebildet ist, – die Rohbilder (Ri) nach Maßgabe einer zyklischen Relativzeit (t') zu gruppieren, – jeweils aus einander gemäß dieser Gruppierung entsprechenden Rohbildern (Ri) mindestens zwei vorläufige 3D-Bilddatensätze (Vj) zu erzeugen, – durch Vergleich jeweils zweier als Quelldatensatz (Vl) bzw. Zieldatensatz (Vk) herangezogener vorläufiger 3D-Bilddatensätze (Vj) mindestens eine Bewegungsmatrix (Blk) abzuleiten, – durch Anwendung der oder jeder Bewegungsmatrix (Blk) auf den zugehörigen Zieldatensatz (Vk) einen der Referenzzeit (Tl) des zugehörigen Quelldatensatzes (Vl) entsprechenden bewegungskompensierten 3D-Bilddatensatz (Vk'') zu erzeugen und – den oder jeden bewegungskompensierten 3D-Bilddatensatz (Vk'') mit mindestens einem weiteren bewegungskompensierten 3D-Bilddatensatz (Vk'') oder einem sonstigen, der gleichen Referenzzeit (Tl) entsprechenden vorläufigen 3D-Bilddatensatz (Vl) aufzusummieren.
  11. Vorrichtung nach Anspruch 10, gekennzeichnet durch eine EKG-Einheit (12) zur Messung des Herzzyklus eines das Objekt bildenden Patienten (2) als Maß für die Referenzzeit (t').
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