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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bereitstellen eines 3D-Röntgenbilddatensatzes
des Herzens eines Patienten.
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Als
3D-Bilddatensatz wird ein dreidimensionales Feld von Bildpunkten
(Voxeln) bezeichnet, denen jeweils ein Grauwert oder ein Farbwert
zugeordnet ist.
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Um
einen 3D-Bilddatensatz zu erzeugen, wird üblicherweise eine Folge von
2D-Einzelbildern aufgenommen. Mithilfe eines so genannten Rekonstruktionsverfahrens,
zum Beispiel mithilfe der gefilterten Rückprojektion, wird aus den
2D-Einzelbildern der 3D-Bilddatensatz erzeugt.
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Eine
Besonderheit bei der Abbildung des Herzens besteht darin, dass sich
das Herz ständig bewegt.
Die übliche
Zeitdauer zum Aufnehmen einer Folge von Röntgenbildern ist größer als
die Herzschlagperiode. Somit lassen sich die 2D-Röntgenbilder
aus einer aufgenommenen Folge nicht ohne Weiteres sinnvoll zu einem
3D-Röntgenbilddatensatz
rekonstruieren.
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Man
ist aus diesem Grund dazu übergegangen,
eine Elektrokardiogramm-Messung (EKG-Messung) am Patienten während der
Bildaufnahme durchzuführen
und zu jeder Aufnahme dann die Herzschlagphase zu messen. Als Herzschlagphase wird
die Zeit gemessen, die zwischen dem Auftreten einer Referenzstruktur
im Elektrokardiogramm (üblicherweise
eines so genannten R-Peaks) und dem Zeitpunkt der Bildaufnahme (bzw.
umgekehrt) verstreicht.
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Das
Wissen über
die Herzschlagphase kann auf zwei verschiedenen Weisen genutzt werden:
Es kann mithilfe eines Röntgen-C-Bogens zunächst eine erste
Folge von Röntgenbildern
aufgenommen werden, zu denen jeweils die Herzschlagphase gemessen wird.
Die Folge von Röntgenbildern
entspricht unterschiedlichen Verfahrwinkeln des Röntgen-C-Bogens. Üblicherweise
wird ein Bereich von 180 Grad zuzüglich des so genannten Fächerwinkels der
Röntgenstrahlungsquelle
durchlaufen. Die Gesamtzeit zum Aufnehmen der Röntgenbildfolgen ist stets gleich.
Während
bei der ersten Folge von Röntgenbildern
die Herzschlagphase noch zufällig
gewählt
sein soll, kann das Wissen über
die Herzschlagphase dann dazu genutzt werden, das Aufnehmen weiterer
Folgen von Röntgenbildern
definiert einzuleiten. Mit anderen Worten wird jeweils ein nachfolgender
Durchlauf getriggert. Dies lässt
sich so gestalten, dass nach einer vorbestimmten Anzahl von Durchläufen ein
Intervall von Herzschlagphasen definierbar ist derart, dass zu jeder
Winkelstellung des Röntgen-C-Bogens
genau ein (oder in Steigerung hiervon zumindest ein) Röntgenbild
existiert, dem eine Herzschlagphase aus dem Intervall zugeordnet
ist. Je größer die
Zahl der Durchläufe
ist, desto kleiner kann das Intervall sein. Bei N Durchläufen erstreckt
sich das Intervall üblicherweise über ein N-tel
des gesamten Bereichs von Herzschlagphasen (zwischen Referenzpeak
und Referenzpeak). Da es einen kompletten Satz von Röntgenbildern
zu jeder Winkelstellung gibt, bei denen die Herzschlagphase in das
Intervall fällt,
lässt sich
ausschließlich
auf Grundlage dieser Röntgenbilder
ein 3D-Röntgenbilddatensatz
rekonstruieren. Ist das Intervall ausreichend klein, so sind die
Strukturen ausreichend scharf. Wählt
man beispielsweise vier Durchläufe des
Röntgen-C-Bogens,
erreicht man eine Zeitauflösung
von einem Viertel der Schlaglänge
des Herzens, was dazu ausreicht, um in den Rekonstruktionsbildern
die Ventrikel und die großen Äste der
Koronarien zu sehen. Je größer die
Zahl der Durchläufe, desto
kleiner das Intervall, und desto mehr ist in den Rekonstruktionsbildern
zu sehen. Das soeben beschriebene Verfahren ist in weiteren Details
in dem Aufsatz von G. Lauritsch, J. Boese, L. Wigström, H. Kemeth,
and R. Fahrig, "Towards
Cardiac C-Arm Computed Tomography" beschrieben, der in IEEE Transactions
an Medical Imaging, Vol. 25, auf den Seiten 922 bis 934 im Jahr
2006 erschienen.
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Ein
zweiter Ansatz, die gemessene Herzschlagphase sinnvoll zu nutzen,
ist in der
DE
10 2004 048 209 B3 beschrieben.
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In
diesem Verfahren werden Röntgenbilder, zu
denen jeweils die Herzschlagphase (zyklische Relativzeit) gemessen
wurde, in Abhängigkeit
von der gemessenen Herzschlagphase zu Gruppen zusammengefasst. Aus
jeder Gruppe wird ein vorläufiger 3D-Bilddatensatz erzeugt.
Einer der 3D-Bilddatensätze
wird als Referenzbilddatensatz ausgewählt. Dann wird eine Bewegungsmatrix
von jedem der anderen 3D-Bilddatensätze zu dem Referenzbilddatensatz
berechnet. Als Bewegungsmatrix (im Folgenden auch Bewegungsfeld)
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 und dem zweiten 3D-Bilddatensatz. Bei der Berechnung
der Bewegungsmatrix aus den beiden 3D-Bilddatensätzen wird bevorzugt eine Korrelationsmethode
verwendet, zum Beispiel das so genannte, an sich bekannte Block-Matching,
oder auch eine auf optischem Fluss basierende Methode.
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Die
Bewegungsmatrix wird in dem in der
DE 10 2004 048 209 B3 beschriebenen
Verfahren in der Folge dazu verwendet, die vorläufigen 3D-Bilddatensätze zu deformieren.
Mit anderen Worten werden die vorläufigen 3D-Bilddatensätze, welche
beliebigen Herzschlagphasen zugeordnet sind, auf die Situation des
Referenzbilddatensatzes abgebildet. Mithilfe des Bewegungsfeldes
wird gewissermaßen
von dem 3D-Bilddatensatz zurückgerechnet,
so dass sich die Situation abbildet, die in der Herzschlagphase herrscht,
zu der der Referenzbilddatensatz definiert wurde. Die definierten
vorläufigen
3D-Bilddatensätze werden
dann aufaddiert, und man erhält
einen endgültigen
3D-Bilddatensatz.
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Es
ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die Ansätze aus dem Stand der Technik
weiter zu entwickeln, damit eine möglichst gute Abbildungsqualität erzielt
wird, nämlich
eine gute Bildschärfe und
gleichzeitig eine möglichst
weitreichende Rauschfreiheit, und dies bei möglichst guter zeitlicher Auflösung.
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Die
Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch
1 gelöst.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
umfasst somit die Schritte:
- a) Aufnehmen einer
Folge von 2D-Röntgenbildern des
Herzens, zu denen jeweils die Herzschlagphase zum Zeitpunkt der
Bildaufnahme gemessen wird, so dass jedem so erhaltenen 2D-Röntgenbild
eine Herzschlagphase zugeordnet ist,
- b) Einteilen des Bereichs der möglichen Herzschlagphasen in
Intervalle,
- c) Erzeugen eines 3D-Bilddatensatzes zu jedem Intervall durch
Rekonstruktion aus denjenigen 2D-Röntgenbildern, welche jeweils
einer Herzschlagphase aus dem Intervall zugeordnet sind, und Zuordnen
jedes 3D-Bilddatensatzes zu einer Herzschlagphase aus dem jeweiligen
Intervall,
- d) Auswählen
eines der erzeugten 3D-Bilddatensätze als Referenzbilddatensatz,
- e) Berechnen des Bewegungsfeldes von jedem der anderen 3D-Bilddatensätze zwischen
dem Referenzbilddatensatz,
- f) zumindest zweifaches Durchlaufen folgender Schritte:
f1)
Auswählen
einer Herzschlagphase,
f2) Auswählen zumindest eines 2D-Röntgenbildes,
das der in Schritt f1) ausgewählten
Herzschlagphase zugeordnet ist oder einer Herzschlagphase zugeordnet
ist, die in einem Intervall um die in Schritt f1) ausgewählte Herzschlagphase
liegt, das kleiner als die in Schritt b) definierten Intervalle
ist,
f3) Erzeugen eines 3D-Bilddatensatzes durch Rekonstruktion
aus allen in Schritt f2) ausgewählten 2D-Röntgenbildern,
f4)
Ermitteln der relativen Lage der Herzschlagphase zu den Herzschlagphasen,
die in Schritt c) dem 3D-Bilddatensatz zugeordnet wurden, und Ermitteln
oder Berechnen eines interpolierten Bewegungsfeldes zu dem in Schritt
f3) erzeugten 3D-fBilddatensatz relativ zu dem Referenzbilddatensatz
auf Grundlage der in Schritt e) berechneten Bewegungsfelder anhand
dieser ermittelten relativen Lage,
f5) Verwenden des in Schritt
f4) ermittelten oder berechneten interpolierten Bewegungsfeldes
zum Deformieren des in Schritt f3) erzeugten 3D-Bilddatensatzes,
und
- g) Aufsummieren der jeweils beim Durchlaufen von Schritt f5)
erzeugten deformierten 3D-Bilddatensätze, um so den bereitzustellenden
3D-Röntgenbilddatensatz
zu erhalten.
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Der
Kern der Erfindung besteht darin, dass nicht mehr wie in der
DE 10 2004 048 209
B3 dieselben 3D-Bilddatensätze (dort als vorläufige 3D-Bilddatensätze bezeichnet)
zur Berechnung der einzelnen Bewegungsfelder einerseits und zur
Erzeugung der deformierten 3D-Bilddatensätze andererseits herangezogen
werden. Vielmehr trennt die Erfindung diese beiden Aspekte auf.
Die Erfindung macht sich hierbei die Erkenntnis zu Nutze, dass zur
Berechnung der Bewegungsfelder zunächst ein relativ großer Datenumfang
zur Verfügung
stehen muss, so dass die Intervalle in Schritt b) relativ grob gewählt sein
müssen,
dass aber, sind die Bewegungsfelder einmal errechnet, die Daten
wesentlich feiner ausgewählt
bzw. zielgenauer aufbereitet werden können, welche für den bereitzustellenden
3D-Röntgenbilddatensatz
schließlich
verwendet werden. Schritt f2) erlaubt sogar das Auswählen nur
eines 2D-Röntgenbildes,
aus dem ebenfalls gemäß gefilterter
Rückprojektion
ein 3D-Bilddatensatz
in Schritt f3) erzeugbar ist. Damit diese Verbesserung gegenüber dem
Stand der Technik ermöglicht
wird, wird nicht mehr ausschließlich
mit den berechneten Bewegungsfeldern direkt gearbeitet. Vielmehr
wird zielgenau zu einer bestimmten Herzschlagphase ein jeweiliges
Bewegungsfeld durch Interpolation berechnet.
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Gibt
es beispielsweise ein erstes Bewegungsfeld zu einer ersten Herzschlagphase
und ein zweites Bewegungsfeld zu einer zweiten Herzschlagphase,
und soll zu einer genau zwischen diesen beiden Herzschlagphasen
liegenden Herzschlagphase das Bewegungsfeld berechnet werden, so
kann genau ein Mittelwert der Vektoren des Bewegungsfeldes verwendet
werden. Zeigt ein Vektor im ersten Bewegungsfeld von einem ersten
Voxel zu einem zweiten Voxel und ist dem zweiten Voxel im zweiten
Bewegungsfeld kein Vektor (ein Nullvektor) zugeordnet, dann zeigt
im interpolierten Bewegungsfeld der Vektor von dem ersten Voxel
zu einem Voxel, das genau zwischen dem ersten Voxel und dem zweiten
Voxel liegt. Durch die Interpolation der Bewegungsfelder lassen
sich die 3D-Bilddatensätze,
welche aus einem oder jedenfalls wenigen Röntgenbildern erzeugt sind, wesentlich
präziser
in Schritt f5) deformieren. Dadurch werden Strukturen des Herzens
genauer abgebildet in dem aufsummierten 3D-Röntgenbilddatensatz. Zudem zeichnet
sich das erfindungsgemäße Verfahren
dadurch aus, dass der bereitgestellte 3D-Röntgenbilddatensatz ein besonders
großes
Signal-zu-Rausch-Verhältnis aufweist.
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Bevorzugt
wird eine lineare Interpolation verwendet, es ist aber auch eine
Interpolation mit so genannten kubischen Splines möglich.
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Es
kann der Fall auftreten, dass auch einmal eine Herzschlagphase ausgewählt wird,
der in Schritt c) ein 3D-Bilddatensatz zugeordnet wurde, so dass genau
für diese
Herzschlagphase bereits ein Bewegungsfeld aus Schritt e) existiert.
In diesem Fall schließt
die Interpolation eventuell mit ein, dass genau das unveränderte Bewegungsfeld übernommen wird.
Bevorzugt wird natürlich
bei zumindest einem Durchlauf der Schrittfolge f) in Schritt f1)
eine Herzschlagphase ausgewählt,
der in Schritt c) kein 3D-Bilddatensatz zugeordnet wurde.
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Bevorzugt
werden die Herzschlagphasen möglichst
systematisch durchlaufen, damit die Röntgenbilder möglichst
vollständig
verwendet werden, welche aufgenommen wurden. So kann in der Schrittfolge
f) der Bereich der möglichen
Herzschlagphasen in eine Anzahl von Intervallen geteilt werden, die
größer als
die Anzahl der Intervalle aus Schritt b) ist, und dann werden die
Schritte f1) bis f5) für
jedes so ermittelte Intervall durchlaufen. Bei jedem Durchlauf wird
in Schritt f1) eine Herzschlagphase aus einem der Intervalle ausgewählt, und
zwar jedes Mal aus einem anderen der Intervalle. Die ausgewählte Herzschlagphase
ist bevorzugt eine mittlere Herzschlagphase im jeweiligen Intervall.
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Die
Erfindung kann in besonders vorteilhafter Weise von dem eingangs
erläuterten
Verfahren Gebrauch machen, bei dem nach einem Durchlauf weitere
Durchläufe
aufgrund der Herzschlagphase getriggert werden (vergleiche den oben
erwähnten Artikel
von G. Lauritsch et al.). Mit anderen Worten wird die Folge von
2D-Röntgenbildern
mithilfe eines Röntgen-C-Bogens
aufgenommen, der mehrmals eine vorbestimmte Anzahl von festen
Winkelstellungen in einer bestimmten Zeit durchläuft, wobei nach dem ersten
Durchlauf die weiteren Durchläufe
jeweils in Abhängigkeit
von der Herzschlagphase ausgelöst werden
derart, dass bei Vorgabe eines vorbestimmten Intervalls von Herzschlagphasen
mindestens ein Röntgenbild
zu jeder Winkelstellung aufgenommen wird, dem eine Herzschlagphase
aus dem Intervall zugeordnet ist. Hierdurch wird die Zuordnung von Röntgenbildern
zu Herzschlagphasen optimiert, wodurch die Qualität des resultierenden
3D-Röntgenbilddatensatzes
besonders hoch wird, insbesondere auch, was die Zeitauflösung betrifft.
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Wie
bereits oben erwähnt,
bedeutet die Tatsache, dass der Röntgen-C-Bogen N Durchläufe macht,
dass das vorbestimmte Intervall genau einen N-ten Teil des gesamten
Bereichs von Herzschlagphasen einnimmt.
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Im
bisher beschriebenen Verfahren werden die 3D-Bilddatensätze aus
Schritt f3) in Schritt f5) jeweils so deformiert, dass sie auf den
Referenzbilddatensatz abgebildet werden, bezüglich dem die Bewegungsfelder
definiert sind. Möchte
man sich nicht von dieser einmaligen Festlegung des Referenzbilddatensatzes
einschränken
lassen, lässt
sich auch eine beliebige Zielherzschlagphase auswählen, die
von der dem Referenzbilddatensatz zugeordneten Herzschlagphase verschieden
ist. Mithilfe der in Schritt e) ermittelten Bewegungsfelder, welche
lediglich in ihrer Vektorrichtung umgekehrt werden müssen, lässt sich dann
ausgehend von dem in Schritt g) erhaltenen 3D-Röntgenbilddatensatz ein 3D-Röntgenbilddatensatz
berechnen, der genau der Zielherzschlagphase zugeordnet ist, und
zwar abermals durch Interpolation, diesmal der umgekehrten Bewegungsfelder.
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Die
Zielherzschlagphase kann eine beliebige Herzschlagphase sein. Es
ist dann möglich,
die Bewegung des Herzens in beliebigen Herzschlagphasen darzustellen.
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Die
Zielherzschlagphase kann auch eine Herzschlagphase sein, die einem
anderen 2D-Bild oder 3D-Bilddatensatz als den im bisherigen Verfahren
verwendeten Bildern oder Bilddatensätzen zugeordnet ist. Bei dem
anderen 2D-Bild oder 3D-Bilddatensatz muss es sich nicht um Röntgenbilder
handeln, vielmehr können
auch zum Beispiel Kernspinbilder verwendet werden. Nachfolgend kann
dann, ist einmal der 3D-Röntgenbilddatensatz
aus Schritt g) deformiert, selbiger mit dem 2D-Bild registriert
werden (3D-2D-Registrierung) oder mit dem 3D-Bilddatensatz registriert
werden (3D-3D-Registrierung). Bei einer Registrierung werden bekanntlich
zwei verschiedene Arten von Bilddaten lage- und dimensionsrichtig
aufeinander abgebildet. Hierbei wird mit Bilderkennung gearbeitet,
herausgehobene Strukturen in den Bildern werden jeweils erkannt,
und es wird eine Abbildungsvorschrift von dem einen Datensatz auf
den anderen Datensatz ermittelt. Solche Registrierungsverfahren
sind für
die weitere Nutzung von verschiedenen Datensätzen zusammen sinnvoll einsetzbar,
zum Beispiel, wenn Abbildungsstrukturen aus verschiedenen Datensätzen überlagert
dargestellt werden sollen.
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Die
Bewegungsfelder müssen
nicht notwendigerweise erst im Teilschritt f4) berechnet werden, sondern
können
bereits vor der Schrittfolge f) zur Verfügung gestellt werden. Dies
ist insbesondere dann sinnvoll, wenn im Rahmen der Schrittfolge
f) eine große
Anzahl von Herzschlagphasen einbezogen wird, zum Beispiel wenn alle
(oder wenigstens die meisten) Röntgenbilder
verwendet werden. Es kann dann vor Schrittfolge f) ein 4D-Datensatz
von Bewegungsfeldern in Abhängigkeit
von der Herzschlagphase durch Interpolation aus den in Schritt e)
ermittelten Bewegungsfeldern berechnet werden, und im Teilschritt
f4) muss dann nur das jeweils interpolierte Bewegungsfeld aus diesem
4D-Datensatz ermittelt werden, um es in Schritt f5) verwenden zu
können.
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Das
Vorabbereitstellen des 4D-Datensatzes von Bewegungsfeldern hat den
Vorteil, dass die Bewegungsfelder vorab aufbereitet werden können. Beispielsweise
können
sie durch Anwendung von an sich bekannten Filtern einer Glättung unterzogen werden.
Artefakte werden dadurch unterdrückt.
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Nachfolgend
wird eine bevorzugte Ausführungsform
der Erfindung unter Bezug auf die Zeichnung beschrieben, wobei
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1 eine
idealisierte Darstellung der Herzschlagphasen in Abhängigkeit
vom Projektionswinkel eines zum Aufnehmen von 2D-Röntgenbildern
verwendeten Röntgen-C-Bogens
zeigt,
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2 zur
Erläuterung
einer eingeschränkten Version
des erfindungsgemäßen Verfahrens
anhand der Darstellung von 1 dient
und
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3 zur
Erläuterung
einer erweiterten Version des erfindungsgemäßen Verfahrens anhand der Darstellung
gemäß 1 dient.
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Ein
Patient befinde sich in an sich bekannter Weise in einem Röntgen-C-Bogen-System.
An dem Röntgen-C-Bogen
sind eine Röntgenstrahlungsquelle
und ein Röntgendetektor
an gegenüberliegenden Punkten
angebracht. Der Röntgen-C-Bogen
ist in wohl definierte Winkelstellungen verfahrbar. Ein Bild einer
bestimmten Winkelstellung wird als "Projektion" bezeichnet. In 1 werden
die Projektionen längs der
x-Achse durchgezählt.
An dem Patienten wird ein Elektrokardiogramm abgenommen. Bekanntlich
führt der
regelmäßige Herzschlag
zu regelmäßigen Strukturen
im Elektrokardiogramm. Es lässt
sich in jeder Periode eine Referenzstruktur ermitteln und bezüglich dieser
Referenzstruktur eine Herzphase definieren. Die Herzphase ist der
zeitliche Abstand zu dem jeweiligen Referenzzeitpunkt, den die Referenzstruktur
hat. Dieser ist in 1 auf der y-Achse aufgetragen. Der zeitliche Abstand
zwischen zwei solchen Referenzzeitpunkten ist hier auf "1" normiert. Wird der zeitliche Abstand
jeweils zu dem nächstliegenden
Referenzzeitpunkt gemessen, ergibt sich ein Messbereich von –0,5 bis
+0,5, wie in 1 dargestellt.
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Es
werde nun genau zum Referenzzeitpunkt ein Durchlauf des Röntgen-C-Bogens
begonnen. Man erhält
so ein erstes Röntgenbild 10,
das in 1 die Koordinaten: Projektion 1, zeitlicher Abstand
0 hat. Bei gleichmäßigem Verfahren
des Röntgen-C-Bogens ergibt sich
eine lineare Beziehung entsprechend der Geraden 12. Entsprechend
dem Wechsel des Referenzzeitpunkts findet ein Sprung von +0,5 auf –0,5 zwischen
den Punkten 14 und 14' statt, dann zwischen den Punkten 16 und 16', und später zwischen
den Punkten 18 und 18'. Dazwischen bleibt der Verlauf
jeweils gerade, siehe die Bezeichnung 12. Man möchte nun
das Verhalten des Herzens anhand der Röntgenbilder in einer bestimmten
Herzschlagphase beobachten, die vorliegend genau dem Referenzzeitpunkt
entspricht. Genau bei dieser Phase hat man neben dem Bild 10 noch
die Bilder, deren Koordinaten mit 10', 10'', 10''' bezeichnet
sind. Vier Bilder stellen eine geringe Ausbeute in Anbetracht der
100 aufgenommenen Projektionen dar. Man wird somit dazu übergehen,
ein Intervall ΔT zu
wählen,
um den Referenzzeitpunkt herum, bei dem man davon ausgeht, dass
die Röntgenbilder Strukturen
zeigen, die nicht allzu stark von den gewünschten abweichen. Man kann
somit die jeweils Abschnitte 20, 20', 20'', 20''' der
Gerade 12 nutzen, welche genau in dem Intervall ΔT liegen.
Gegenüber dem
Auswählen
der einzelnen Röntgenbilder
mit den Koordinaten 10, 10', 10'', 10''' stellt
dies bereits einen Fortschritt dar. Wünschenswert ist es jedoch,
auch die Lücken
zwischen den Abschnitten 20, 20', 20'', 20''' zu
schließen.
Dies wird durch vier unterschiedliche Durchläufe ermöglicht: Ausgehend von der Endstellung
bei der Projektion 100 wird zunächst
ein gegenläufiger
Durchlauf des Röntgen-C-Bogens
begonnen. Dieser wird nun genau so getriggert, dass ein Geradenabschnitt 22 am
selben Punkt 24 endet wie der Abschnitt 20'''.
Um dieses Triggern zu ermöglichen,
muss lediglich die das Elektrokardiogramm aufnehmende Apparatur
mit dem Röntgen-C-Bogen-Steuersystem
gekoppelt werden. Der Abschnitt 22 setzt sich jenseits
des Punkts 24 in einer Geraden 26 fort. Es findet
ein Sprung zwischen den Punkten 28 und 28' statt, dann
setzt sich die Gerade 26 weiter fort und durchläuft mit
einem Abschnitt 22' nochmals das
Intervall ΔT.
In ihrem weiteren Verlauf durchläuft die
Gerade 26 dann auch mit einem Abschnitt 22'' und 22''' das Intervall ΔT. Nun gibt
es zur Hälfte
der Projektionen (der Winkelstellungen) Röntgenbilder mit zugehöriger Herzschlagphase
in dem Intervall ΔT.
Es werden zwei weitere Durchläufe
durchgeführt, die
ebenfalls anhand der Herzschlagphase getriggert werden. So, wie
der Abschnitt 22 genau am Punkt 24 endete, wird
nun vorgesehen, dass der Röntgen-C-Bogen so verfahren
wird, dass eine Gerade 30 genau den Punkt 32 durchläuft, so
dass sich ein Abschnitt 34 an den Abschnitt 22''' anschließt. Wird
der Röntgen-C-Bogen
zurückgefahren,
findet dann ebenfalls ein Triggern statt: Eine Gerade 36 wird
so durchlaufen, dass sie genau am Punkt 38 an den Abschnitt 22''' anschließt und ein
Abschnitt 40 genau die Lücke schließt. Gleiches gilt für die Abschnitte 40' und 40'', die die Gerade 36 jeweils
durchläuft,
wenn sie durch das Intervall ΔT
läuft.
Nach vier vollständigen
Durchläufen
des Röntgen-C-Bogens
(Geraden 12, 26, 30 und 36)
erhält
man somit die mit verstärktem
Strich gezeichnete Folge von Abschnitten 20, 22''', 34, 40'', 20' etc. Es wird deutlich, dass zu
Herzschlagphasen im Intervall ΔT
genau jede Projektion, also jede Win kelstellung, einmal durchlaufen
wurde. Da insgesamt vier Durchläufe
des Röntgen-C-Bogens
erfolgten, erstreckt sich das Intervall ΔT auch genau über ein
Viertel des Gesamtbereichs, nämlich von –0,125 bis
+0,125. Es lassen sich im Übrigen
genau vier solcher Intervalle definieren, in denen eine gleichartige
Zickzackfolge einzeichenbar ist, nämlich von +0,125 bis +0,375,
von –0,375
bis –0,125,
und auch von +0,375 über
0,5/–0,5
zu –0,375.
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Zu
jedem dieser Intervalle gibt es also jeweils zu jeder Winkelstellung
ein Röntgenbild.
Damit können
diese Intervalle in bevorzugter Art und Weise zur Erzeugung von
3D-Rekonstruktionen der 2D-Röntgenbilder
(also der Projektionen) dienen. Jedes einzelne 2D-Röntgenbild
wird hierbei einem Verfahren der gefilterten Rückprojektion unterzogen, und
die hierbei erzeugten gefilterten Rückprojektionen werden zu jedem
Intervall aufaddiert. Man erhält
dann vier 3D-Bilddatensätze,
zu jedem Intervall einen. Diese vier 3D-Bilddatensätze sind
jeweils einer Herzschlagphase zuordenbar. Bevorzugt ordnet man eine mittlere
Herzphase zu, im Falle des in 1 gezeigten
Intervalls also die Herzschlagphase 0. Bei den anderen, oben genannten
Intervallen sind die mittleren Herzschlagphasen +0,25, +0,5 = –0,5, und –0,25. Man
versucht nun, für
nachfolgende Verwertungen von Röntgenbildern
zu Herzschlagphasen jenseits des in 1 gezeigten
Intervalls, eine Abbildungsvorschrift der vier 3D-Bilddatensätze zueinander
zu finden. Als Referenzbilddatensatz werde der Bilddatensatz zu
dem in 1 gezeigten Intervall ΔT um die Herzschlagphase 0 herum
ausgewählt.
Durch Korrelationsverfahren, zum Beispiel mittels elastischer Registrierung,
ist eine solche Abbildungsvorschrift ermittelbar. Als Datensatz
erhält
man ein so genanntes Bewegungsfeld, zu jedem der 3D-Bilddatensätze für die der
nicht in 1 gezeigten Herzschlagphasenintervalle.
Es lässt
sich zur Herzschlagphase 0 pro forma ein Bewegungsfeld mit den Einträgen 0 definieren.
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Diese
Bewegungsfelder können
nachfolgend wie folgt genutzt werden: 2 zeigt
nochmals das Schaubild aus 1, wobei dieses
Mal der in 1 mit fettem Strich hervorgehobene
Kurvenzug diskretisiert gezeigt ist: Einzelne Kreuze entsprechen
einzelnen Röntgenbildern.
Die einzelnen Röntgenbilder, für die ein
Kreuz in 2 angegeben ist, denen also eine
Herzschlagphase im Intervall ΔT
um die Herzschlagphase 0 herum zugeordnet ist, sollen sämtlich verwendet
werden. Während
oben beschrieben wurde, dass sämtliche
Röntgenbilder,
denen eine Herzschlagphase aus einem Intervall zugeordnet ist, für die jeweilige
Rekonstruktion eines 3D-Bilddatensatzes verwendet wurden, soll nun
eine Verfeinerung dahingehend stattfinden, dass zwischen verschiedenen
Herzschlagphasen in dem Intervall ΔT unterschieden wird. Es sei
ein Röntgenbild
herausgenommen, das durch den Punkt in 2, der mit 42 bezeichnet
ist, gekennzeichnet ist. Dem mit 42 gekennzeichneten Röntgenbild
ist eine Herzschlagphase zugeordnet, die von 0 verschieden ist.
Will man einen 3D-Bilddatensatz erhalten, der genau der Herzschlagphase
0 zugeordnet ist, so ist es vorteilhaft, wenn eine Anpassung stattfindet.
Hierzu wird das Röntgenbild
zunächst
einem Verfahren der gefilterten Rückprojektion unterzogen, so
dass man einen 3D-Bilddatensatz erhält. Dieser 3D-Bilddatensatz wird
nachfolgend deformiert, wobei durch die Deformation von der negativen
Herzschlagphase, die zum Röntgenbild 42 gehört, zur
Herzschlagphase 0 hin gerechnet wird (also zurückgerechnet wird bzw. vorliegend
eher vorausgerechnet wird). Dies ist durch den mit 44 bezeichneten
Pfeil in 2 verdeutlicht. Die so genannte
Deformation des 3D-Bilddatensatzes verwendet die Bewegungsfelder,
die gemäß der obigen
Beschreibung berechnet wurden. Vorliegend liegt die Herzschlagphase,
die zum Röntgenbild 42 gehört, zwischen
der Herzschlagphase 0 und der Herzschlagphase –0,25. Es lassen sich dann
die Bewegungsfelder zu den Intervallen, die um die Herzschlagphase
0 bzw. die Herzschlagphase –0,25
zentriert sind, verwenden. Da die Herzschlagphase, die zum Röntgenbild 42 gehört, näher an der
Herzschlagphase 0 liegt, wird man das zur Herzschlagphase 0 gehörende Bewegungsfeld
(welches ja die Einträge
0 hat) stärker
gewichten als das zum um die Herzschlagphase –0,25 zentrierten Intervall
gehörende
Bewegungsfeld. Dieser Gewichtung lässt sich durch ein einfaches
Interpolationsverfahren Rechnung tragen. Interpoliert werden die
Vektoreinträge des
Bewegungsfeldes über
den zeitlichen Abstand zum Referenzzeitpunkt im EKG.
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Während somit
zuvor bei der Ermittlung der 3D-Bilddatensätze die Röntgenbilder kopiert wurden und
sämtliche
Röntgenbilder
der Gruppe gleichbehandelt wurden, werden nun die Röntgenbilder
individuell behandelt, so dass die Herzschlagphase präzise bei
der Deformation einbezogen werden kann.
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In
einem ersten Verfahren werden ausschließlich die in 2 mit
Kreuzen gekennzeichneten Röntgenbilder
verwendet. Anhand von jedem Röntgenbild
erhält
man eine deformierte 3D-Rückprojektion,
und die deformierten 3D-Rückprojektionen
können
aufaddiert werden, so dass man abermals einen 3D-Bilddatensatz erhält. Der
3D-Bilddatensatz ist dadurch ausgezeichnet, dass zu jeder Winkelstellung
genau ein Röntgenbild
verwendet wurde.
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Die
Bildqualität,
insbesondere die Schärfe
im so erhaltenen 3D-Röntgenbilddatensatz,
ist besonders gut.
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Zur
Steigerung der anhand von 2 erläuterten
Ausführungsform
können
sämtliche
aufgenommenen Röntgenbilder
verwendet werden. Dies wird anhand von 3 erläutert. Diese
gibt abermals die Darstellung aus 1 wieder,
wobei nunmehr sämtliche
aufgenommenen Röntgenbilder
durch ein Kreuz gekennzeichnet sind.
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Abermals
soll ein 3D-Bilddatensatz erzeugt werden, der die Situation bei
der Herzschlagphase 0 wiedergibt. Abermals wird aus Projektionen,
also 2D-Röntgenbildern,
durch gefilterte Rückprojektion ein
3D-Bilddatensatz gewonnen, der einem Deformationsschritt unterzogen
wird, um so eine Abbildung auf die Herzschlagphase 0 zu erzielen.
Abermals werden hierbei die Bewegungsfelder verwendet, wobei in
der Regel eine Interpolation eingesetzt wird. Im Unterschied zu
der anhand von 2 erörterten Ausführungsform
werden nun nicht mehr die Röntgenbilder
ausschließlich
verwendet, deren zugeordnete Herzschlagphase in dem Intervall ΔT liegt.
Vielmehr werden zu einer vorbestimmten Winkelstellung vier Röntgenbilder
verwendet, die durch die Punkte 46, 48, 50 und 52 gekennzeichnet
sind. Die Pfeile 54 und 56 veranschaulichen, dass
diese Röntgenbilder
nach dem Durchführen
der gefilterten Rückprojektion
auf die Herzschlagphase 0 abgebildet werden. Im Unterschied zur
anhand von 2 erörterten Ausführungsform
werden somit viermal so viele Röntgenbilder
verwendet. Dadurch wird das Signal-zu-Rausch-Verhältnis weiter
erhöht.
Werden sämtliche
Röntgenbilder
zu sämtlichen
Winkelstellungen verwendet, heißt
dies, dass kein Röntgenbild unverwendet
bleibt. Damit wird das Verfahren äußerst effektiv.
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Die
Bewegungsfelder lassen sich im Übrigen auch
im Weiteren verwenden: Will man einen 3D-Röntgenbilddatensatz zu einer
von 0 verschiedenen Herzschlagphase, so lässt sich genau zu dieser Herzschlagphase
aufgrund der vier Bewegungsfelder genau zu der gewünschten
Herzschlagphase ein Bewegungsfeld interpolieren. Dann lässt sich
der auf sämtlichen
Röntgenbildern
basierende 3D-Röntgenbilddatensatz
mithilfe dieses Bewegungsfeldes transformieren, nämlich abermals
deformieren. Anhand der Bewegungsfelder ist es somit möglich, zu
beliebigen Herzschlagphasen den 3D-Bilddatensatz zu berechnen, so
dass sich ein vierdimensionaler Datensatz (3D-Bilddatensatz mit
der Herzschlagphase als vierter Dimension) gewinnen lässt.
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Die
Bildqualität
bei dem erfindungsgemäßen Verfahren
ist gegenüber
den Verfahren des Standes der Technik deutlich gesteigert. Dadurch
kann der Gesamtaufwand gegebenenfalls auch verringert werden: Durch
die rechnerischen Maßnahmen
im Rahmen der vorliegenden Erfindung ist es möglich, anhand von vier Röntgen-C-Bogen-Durchläufen eine Bildqualität zu erhalten,
wie sie im Stand der Technik vielleicht erst nach acht oder zwölf Röntgen-C-Bogen-Durchläufen erzielt
wurde. Teilweise können Strukturen
aufgelöst
werden, die im Stand der Technik gar nicht auflösbar waren.