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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Ermittlungsverfahren für
einen Satz von Abbildungsparametern, wobei mittels des Satzes von
Abbildungsparametern ein dreidimensionaler Volumendatensatz und
ein zweidimensionales Projektionsbild relativ zueinander registriert
sind. Der Volumendatensatz enthält hierbei einen Gefäßbaum.
Das Projektionsbild ist eine Abbildung eines Istfüllzustands,
zu dem der Gefäßbaum zu einem Erfassungszeitpunkt
mit einem Kontrastmittel gefüllt ist.
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Die
vorliegende Erfindung betrifft weiterhin ein Computerprogramm, das
Maschinencode umfasst, dessen Abarbeitung durch eine Recheneinrichtung
bewirkt, dass die Recheneinrichtung ein derartiges Ermittlungsverfahren
ausführt. Weiterhin betrifft die vorliegende Erfindung
einen Datenträger, auf dem in maschinenlesbarer Form ein
derartiges Computerprogramm gespeichert ist. Schließlich
betrifft die vorliegende Erfindung eine Recheneinrichtung, die mit
einem derartigen Computerprogramm programmiert ist, so dass sie
im Betrieb aufgrund der Abarbeitung des Computerprogramms ein Ermittlungsverfahren
nach einem der Ansprüche 1 bis 12 ausführt.
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Derartige
Ermittlungsverfahren, Computerprogramme usw. sind allgemein bekannt.
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Zu
den in der Gefäßdiagnostik üblicherweise angewendeten
Verfahren für die Bildgebung gehören einerseits
die zweidimensionale digitale Subtraktions-Angiographie (DSA), andererseits
die dreidimensionale Rotationsangiographie. Beide Modalitäten weisen,
bezogen auf die diagnostischen Möglichkeiten, spezifische
Vorteile auf. Beide Modalitäten weisen jedoch auch spezifische
Nachteile auf. Sie sind nicht beliebig gegeneinander austauschbar.
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Bei
bestimmten Diagnosevorgängen werden sowohl zeitliche als
auch strukturelle Informationen über den Blutfluss benötigt.
In derartigen Fällen ist der Einsatz beider Technologien
erforderlich. Damit der behandelnde Arzt jedoch in der Lage ist,
bestimmte Sachverhalte in beiden Datensätzen unter nahezu
identischen Voraussetzungen und vor allem aus gleicher Ansicht zu
untersuchen, müssen die zweidimensionalen Angiographiebilder
und der dreidimensionale Volumendatensatz relativ zueinander registriert
werden.
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Die
Registrierung ist oftmals problematisch, da für die Rekonstruktion
des dreidimensionalen Volumendatensatzes ein permanent vollständig
mit Kontrastmittel gefüllter Gefäßbaum
verwendet wird. Das Ziel der zweidimensionalen Subtraktions-Angiographie
hingegen ist dem genau gegenläufig. Denn das Ziel der 2D-Angiographie
besteht darin, die zeitliche Ausbreitung eines Kontrastmittels im
Gefäßbaum zu erfassen. In der zweidimensionalen DSA-Sequenz
existiert daher oftmals keine Projektion, in der ein vollständig
(bzw. zumindest im Wesentlichen vollständig) mit Kontrastmittel
gefüllter Gefäßbaum vorliegt. Dieser
Sachverhalt erschwert die Registrierung erheblich, da nicht identische
Zustände miteinander in Verbindung gesetzt werden müssen. Zusätzlich
kommt hinzu, dass sich in manchen Fällen der Patient während
der Aufnahme einer 2D-Angiographieszene bewegt und/oder die Gefäße
im Körper durch Pulsschlag und Blutdruck in ständiger
(wenn auch nur geringfügiger) Bewegung sind. Es sind zwar Verfahren
zur Kompensation derartiger Bewegungen bekannt. Die Kompensation
ist jedoch schwierig und nur teilweise möglich.
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Registrierverfahren
als solche sind im Stand der Technik bekannt. Rein beispielhaft
wird auf den Fachaufsatz „Reconstruction of blond
propagation in three-dimensional rotational X-ray angiography (3D-RA)"
von H. Schmitt et al., erschienen in Computerized Medical Imaging
and Graphics, Band 29, Seiten 507 bis 520, 2005, verwiesen.
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Zur
Durchführung der Registrierung ist es im Stand der Technik
bekannt, beispielsweise eines der zweidimensionalen Bilder einer
Angiographiesequenz zu selektieren. Vorzugsweise wird hierbei dasjenige
der Angiographiebilder selektiert, das den maximalen Füllgrad
aufweist. Die Selektion kann alternativ automatisch oder manuell
erfolgen. Das selektierte DSA-Bild wird in diesem Fall relativ zum
Volumendatensatz registriert. Auf Grund des Umstands, dass die Aufnahmegeometrie
während der gesamten Erfassung der DSA-Sequenz in aller
Regel konstant gehalten wird, ist die Registrierung somit auch für
alle anderen Bilder der DSA-Sequenz gültig.
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In
anderen Fällen wird anhand der Gesamtheit der Projektionsbilder
der DSA-Sequenz ein „Summationsbild" ermittelt. Beispielsweise
kann pixelweise der zeitliche Gradient der Intensität der
einzelnen Bilder ermittelt werden und jedes Pixel als zum Gefäßbaum
gehörig markiert werden, bei dem die zeitliche Änderung
mindestens einmal signifikant von Null abweicht. Die Gesamtheit
der markierten Pixel entspricht bei dieser Ausgestaltung dem Summationsbild,
das relativ zum Volumendatensatz registriert wird.
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Auch
andere Verfahren sind bekannt und möglich. So wird beispielsweise
in dem oben genannten Fachaufsatz von
H. Schmitt et al. ein
Verfahren erläutert, bei dem für jedes Pixel die
Entropie über die Zeit ermittelt wird. Die Entropie codiert
das Maß an Zufallsinformation in einem System. Sie ist definiert
als
p(X = z) definiert hierbei
die Wahrscheinlichkeit, dass das Pixel X den Farb- bzw. Graustufenwert
z annimmt. Z ist die Gesamtheit der möglichen Farb- bzw. Graustufenwerte.
Im Anwendungszusammenhang bedeutet dies, dass Pixel, die zum Gefäßbaum
gehören, über die gesamte Sequenz betrachtet sich
in ihren Intensitätswerten deutlich ändern. Die
Intensitätsände rung erfolgt genau dann, wenn der
betroffene Teil des Gefäßbaums vom Kontrastmittel
durchflossen wird. Der Informationsgehalt des jeweiligen Pixels
ist durch log
2p(X = z) gegeben. Entsprechend der
ermittelten Entropie wird dem jeweiligen Pixel entweder ein sehr
hoher oder ein sehr niedriger Wert zugewiesen. Auf diese Art und
Weise lässt sich der Gefäßbaum eindeutig
vom Hintergrund separieren.
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Zum
Ermitteln des Satzes von Abbildungsparametern wird im Stand der
Technik gemäß dem Fachaufsatz von H. Schmitt
et al. nicht der dreidimensionale Volumendatensatz unmittelbar
verwendet. Stattdessen wird eine künstliche Projektion
des Volumendatensatzes generiert. Es erfolgt eine Registrierung
des zweidimensionalen Summationsbildes einerseits zu der künstlichen,
ebenfalls zweidimensionalen Projektion des Volumendatensatzes andererseits.
Diese Vorgehensweise bedeutet jedoch einen hohen Rechenaufwand,
da zusätzlich zur Ermittlung des Summationsbildes die künstliche
Projektion ermittelt werden muss. Da weiterhin die künstliche
Projektion die einzige beliebig oft wiederholbare Komponente des
Verfahrens ist, muss sie für jeden Optimierungslauf zur
Ermittlung des optimalen Satzes von Abbildungsparametern neu berechnet
werden.
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In
manchen Fällen werden DSA-Sequenzen mittels sogenannter
Biplan-Röntgenanlagen erzeugt. In diesem Fall ist eine
gleichzeitige Erfassung zweier Projektionsbilder unter zwei voneinander
verschiedenen Angulationen, d. h. mit voneinander verschiedenen
Abbildungsparametern, möglich. Dies vereinfacht im Vergleich
zu einem einzigen Projektionsbild die Registrierung, da aus einer
zweiten Ansicht zusätzliche Informationen zur Verfügung
stehen. In vielen Fällen reichen diese zusätzlichen
Informationen aus, um eine eindeutige Registrierung vorzunehmen. Die
Ausrichtung der beiden zweidimensionalen Projektionsbilder ist durch
die Parameter der Biplan-Röntgenanlage bekannt, so dass
Punktkorrespondenzen zwischen den beiden Bildern der DSA-Sequenzen
ermittelt werden können. Auch bei dieser Technik wird jedoch
eine künstliche Projektion des dreidimensionalen Volumendatensatzes
benötigt. Im De tail ist diese Vorgehensweise beispielsweise
in der Diplomarbeit „Räumliche und zeitliche
Rekonstruktion in der Neuroradiologie" von T. Hüllmandel,
angefertigt im Jahr 2004 an der Julius-Maximilian-Universität
Würzburg, beschrieben.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Ermittlungsverfahren
für einen Satz von Abbildungsparametern zu schaffen, mittels
dessen eine qualitativ hochwertige Registrierung möglich
ist. Die Registrierung soll hierbei unabhängig davon möglich
sein, ob eine Biplan-Röntgenanlage oder eine Monoplan-Röntgenanlage
verwendet wird, ob ein einzelnes DSA-Bild mit einem hohen Füllgrad zur
Verfügung steht oder nicht usw.. Weiterhin soll eine Ermittlung
eines Summationsbildes anhand der DSA-Sequenz nicht erforderlich
sein.
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Die
Aufgabe wird durch ein Ermittlungsverfahren mit den Merkmalen 1,
ein Computerprogramm mit den Merkmalen des Anspruchs 13 und einen
Datenträger, auf dem in maschinenlesbarer Form ein derartiges
Computerprogramm gespeichert ist, gelöst. Vorteilhafte
Ausgestaltungen des Ermittlungsverfahrens sind Gegenstand der abhängigen
Ansprüche 2 bis 12. Weiterhin wird die Aufgabe durch eine Recheneinrichtung
gelöst, die mit einem derartigen Computerprogramm programmiert
ist, so dass sie im Betrieb aufgrund der Abarbeitung des Computerprogramms
ein Ermittlungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis
12 ausführt.
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Erfindungsgemäß ermittelt
eine Recheneinrichtung einen zum Erfassungszeitpunkt erwarteten Sollfüllzustand.
Der Sollfüllzustand beschreibt, welche Teile des Gefäßbaums
im dreidimensionalen Volumendatensatz zum Erfassungszeitpunkt mit
dem Kontrastmittel gefüllt sein sollten. Anhand des Sollfüllzustands
und des Projektionsbildes ermittelt die Recheneinrichtung den Satz
von Abbildungsparametern.
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Die
Kernidee der vorliegenden Erfindung besteht somit darin, im dreidimensionalen
Volumendatensatz zu ermitteln, welche Teile des Gefäßbaums zum
Erfassungszeitpunkt mit Kontrastmit tel gefüllt sind (bzw.
sein sollten). Zur Registrierung des Volumendatensatzes gegenüber
dem Projektionsbild wird nur dieser Teil des Gefäßbaums
herangezogen. Diese Vorgehensweise steht im Gegensatz zur Vorgehensweise
des Standes der Technik, bei dem stets der gesamte dreidimensionale
Gefäßbaum zur Ermittlung des Satzes von Abbildungsparametern
herangezogen wird.
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Es
ist möglich, den Sollfüllzustand rein rechnerisch
zu ermitteln. Beispielsweise kann – rein rechnerisch – ein
Anfangsfüllzustand definiert werden und dieser Anfangsfüllzustand
zeitlich fortentwickelt werden. Diese Art der Simulation ist Fachleuten
unter dem Begriff „Computational Fluid Dynamics" (abgekürzt „CFD")
bekannt. Durch Anwendung der Navier-Stokes-Gleichungen auf ein spezifisches
Gefäßsystem wird – bei hinreichend genauer
Berechnung und hinreichender Information über das Gefäßsystem
und die sonstigen Umgebungsbedingungen – eine physikalisch
korrekte Simulation des Blutflusses ermöglicht. Der gesamte
Komplex der Navier-Stokes-Gleichungen im Zusammenhang mit der Flusssimulation
ist beispielsweise in T. Petrila, D. Trif, „Gasics
of Fluid Mechanics and Introduction to Computational Fluid Dynamics,
Numerical Methods and Algorithms", Springer-Verlag, 2005 beschrieben.
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Erfindungsgemäß ist
jedoch bevorzugt, dass die Recheneinrichtung den Sollfüllzustand
unter Verwendung mindestens eines weiteren zweidimensionalen Projektionsbildes
und eines für dieses weitere Projektionsbild gültigen
Satzes von Abbildungsparametern ermittelt und dass das weitere zweidimensionale
Projektionsbild eine Abbildung eines weiteren Istfüllzustands
ist, zu dem der Gefäßbaum zu einem weiteren Erfassungszeitpunkt
mit dem Kontrastmittel gefüllt ist.
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Es
ist möglich, dass das erstgenannte Projektionsbild und
das weitere Projektionsbild mit denselben Abbildungsparametern erfasst
wurden. Diese Vorgehensweise stellt sogar den Regelfall dar. Alternativ – insbesondere
im Falle der Erfassung der Projektionsbilder mittels einer Biplan-Röntgenanlage – ist
es jedoch ebenfalls möglich, dass das erstgenannte Projektionsbild
und das weitere Projektionsbild mit voneinander verschiedenen Abbildungsparametern erfasst
wurden.
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Wenn
das erstgenannte Projektionsbild und das weitere Projektionsbild
mit voneinander verschiedenen Abbildungsparametern erfasst wurden, können
die Projektionsbilder alternativ zum gleichen Zeitpunkt oder zu
voneinander verschiedenen Zeitpunkten erfasst worden sein. Wenn
das erstgenannte Projektionsbild und das weitere Projektionsbild
hingegen mit denselben Abbildungsparametern erfasst wurden, müssen
die Projektionsbilder zu voneinander verschiedenen Zeitpunkten erfasst
worden sein.
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Wenn
das erstgenannte Projektionsbild und das weitere Projektionsbild
zu voneinander verschiedenen Zeitpunkten erfasst wurden, ermittelt
vorzugsweise die Recheneinrichtung anhand des mindestens einen weiteren
zweidimensionalen Projektionsbildes und des für das weitere
Projektionsbild gültigen Satzes von Abbildungsparametern
einen Anfangsfüllzustand. Der Anfangsfüllzustand
beschreibt hierbei, welche Teile des Gefäßbaums
im dreidimensionalen Volumendatensatz zum weiteren Erfassungszeitpunkt
mit dem Kontrastmittel gefüllt sind. Sodann ermittelt die
Recheneinrichtung den erwarteten Sollfüllzustand durch
zeitliche Fortentwicklung des Anfangsfüllzustands. Im Falle
voneinander verschiedener Erfassungszeitpunkte wird also eine zweistufige
Vorgehensweise ergriffen, nämlich zuerst Ermittlung eines
Anfangsfüllzustands und sodann zeitliche Fortentwicklung
des Anfangsfüllzustands.
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Zur
Implementierung der zeitlichen Fortentwicklung des Anfangsfüllzustands
ist es beispielsweise möglich, die bereits erwähnte,
an sich bekannte CFD einzusetzen. Alternativ ist es beispielsweise möglich,
den erwähnten Sollfüllzustand anhand des Anfangsfüllzustands
mittels eines partikelgestützten Verfahrens zu ermitteln.
Derartige Vorgehensweisen sind beispielsweise detailliert in der älteren,
am Anmeldetag der vorliegenden Erfindung nicht veröffentlichten
deutschen Patentanmeldung „Ermittlungsverfahren für
einen zeitlichen Verlauf einer örtlich dreidimensional
aufgelösten Anwesenheitswahrscheinlichkeitsverteilung einer
Substanz in einem Gefäßsystem", Anmeldetag 27.
03. 2007, amtliches Aktenzeichen
10
2007 015 306.8 , beschrieben. Auch auf die Diplomarbeit
„Visualisierung
von Blutfluss im 3-D aus 2-D Angiogrammen" von E.-S. Platzer, Universität
Koblenz-Landau, August 2006, ist in diesem Zusammenhang
zu verweisen.
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Bisher
wurde im Rahmen der vorliegenden Erfindung davon ausgegangen, dass
ein einzelnes Projektionsbild relativ zum Volumendatensatz registriert
werden soll. In einer Vielzahl von Fällen – sogar im
Regelfall – liegt jedoch eine Sequenz von Projektionsbildern
vor. Die Projektionsbilder können hierbei im Einzelfall
Nativbilder sein. Mit „Nativbildern" sind hierbei Projektionsbilder
gemeint, von denen kein anderes Projektionsbild subtrahiert wird.
In der Regel handelt es sich jedoch um DSA-Bilder. Im Falle des Vorliegens
einer Sequenz von Projektionsbildern ist es möglich, dass
die Recheneinrichtung das zuletzt beschriebene Ermittlungsverfahren
(Stichwort: zunächst Ermittlung eines Anfangsfüllzustand,
sodann zeitliche Fortentwicklung des Anfangsfüllzustands) jeweils
ausgehend von dem zuletzt ermittelten Satz von Abbildungsparametern
sukzessiv mit einem jeweils zeitlich nachfolgenden Projektionsbild
der zeitlichen Sequenz ausführt.
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Im
Rahmen der zuletzt erläuterten Vorgehensweise wird also
zunächst eines der Projektionsbilder herausgegriffen. Bei
dem herausgegriffenen Projektionsbild kann es sich beispielsweise
um das zeitlich erste Projektionsbild der Sequenz handeln. Zwingend
ist dies jedoch nicht erforderlich. Das herausgegriffene Projektionsbild
entspricht in der ersten Iteration dem weiteren Projektionsbild.
Für dieses Projektionsbild wird – mehr oder minder
genau – ein Satz von Abbildungsparametern geschätzt.
Sodann wird mittels einer Rückprojektion (back projection) der
Anfangsfüllzustand ermittelt. Der Anfangsfüllzustand
wird in an sich bekannter Art und Weise (bei spielsweise mittels
CFD oder partikelgestützt) zeitlich fortentwickelt und
so der Sollfüllzustand für den Erfassungszeitpunkt
ermittelt, zu dem das zeitlich nachfolgende (meist das zeitlich
unmittelbar nachfolgende) Projektionsbild erfasst wurde. Anhand
des zeitlich nachfolgenden Projektionsbildes und des ermittelten
Sollfüllzustands wird sodann der Satz von Abbildungsparametern
neu ermittelt.
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In
der nächsten Iteration wird das Projektionsbild, anhand
dessen in Verbindung mit dem ermittelten Sollfüllzustand
der Satz von Abbildungsparametern ermittelt wurde, durch Rückprojektion
in den Volumendatensatz abgebildet und so ein neuer Anfangsfüllzustand
ermittelt. Bei der Ermittlung des neuen Anfangsfüllzustands
können hierbei Informationen über den bisher ermittelten
Fluss des Kontrastmittels mit verwendet werden. Der neu ermittelte
Anfangsfüllzustand wird wieder zeitlich fortentwickelt und
so ein neuer Sollfüllzustand ermittelt. Der neu ermittelte
Sollfüllzustand und das wiederum zeitlich nachfolgende
Projektionsbild stellen sodann die Eingangsgrößen
dar, anhand derer der Satz von Abbildungsparametern noch weiter
nachgeführt wird. Die Vorgehensweise wird wiederholt, bis
entweder alle Projektionsbilder der Sequenz verarbeitet wurden oder
anderweitig ein Abbruchkriterium erreicht ist.
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Der
Rechenaufwand zur Ermittlung des Satzes von Abbildungsparametern
ist erheblich. Dies gilt unabhängig davon, ob der Satz
von Abbildungsparametern auf die erfindungsgemäße
Weise oder auf eine im Stand der Technik bekannte Weise ermittelt wird.
Bei der erfindungsgemäßen Vorgehensweise kann
der Rechenaufwand jedoch dadurch reduziert werden, dass die Recheneinrichtung
einen Parameterraum, innerhalb dessen sie den Satz von Abbildungsparametern
ermittelt, mit jeder Neuermittlung des Satzes von Abbildungsparametern
weiter einschränkt.
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Der
Volumendatensatz weist Voxel auf. Jedes Voxel ist hierbei entweder
dem Gefäßbaum zugeordnet oder nicht zugeordnet.
Der Sollfüllzustand umfasst für jedes dem Gefäßbaum
zugeordnete Voxel, ob das jeweilige Voxel zum Erfassungszeitpunkt mit
dem Kontrastmittel gefüllt ist oder nicht. Weiterhin weist
das Projektionsbild Pixel auf. Jedes Pixel ist hierbei entweder
mit dem Kontrastmittel gefüllt oder nicht gefüllt.
Der Rechenaufwand zur Überprüfung eines Satzes
von Abbildungsparametern im Vergleich zu einem anderen Satz von
Abbildungsparametern kann dadurch reduziert werden, dass die Recheneinrichtung
für mehrere Sätze von Abbildungsparametern die
zum Erfassungszeitpunkt mit dem Kontrastmittel gefüllten
Voxel jeweils in das Projektionsbild abbildet, jeweils die Anzahl
an mit dem Kontrastmittel gefüllten Voxeln des Volumendatensatzes
ermittelt, die auf mit dem Kontrastmittel gefüllte Pixel
des Projektionsbildes abgebildet werden, und den gültigen Satz
von Abbildungsparametern derart ermittelt, dass die ermittelte Anzahl
maximiert wird.
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Die
Anzahl an Pixeln, die in einem bestimmten Projektionsbild mit Kontrastmittel
gefüllt sind, kann im Rahmen der Sequenz von Projektionsbild
zu Projektionsbild schwanken. Für einen projektionsbildübergreifenden
Vergleich der Sätze von Abbildungsparametern ist daher
die Anzahl an mit dem Kontrastmittel gefüllten Voxeln,
die auf mit dem Kontrastmittel gefüllte Pixel abgebildet
werden, ungeeignet. Der Vergleich kann jedoch durchgeführt
werden, wenn die Recheneinrichtung auch die Anzahl an mit dem Kontrastmittel
gefüllten Pixeln des jeweiligen Projektionsbildes ermittelt
und das Verhältnis der Anzahl an mit dem Kontrastmittel
gefüllten Voxeln des Volumendatensatzes, die auf mit dem
Kontrastmittel gefüllte Pixel des Projektionsbildes abgebildet
werden, einerseits zur Anzahl an mit dem Kontrastmittel gefüllten
Pixeln des jeweiligen Projektionsbildes andererseits ermittelt.
Die Recheneinrichtung kann das ermittelte Verhältnis insbesondere
dazu verwenden, zu bestimmen, ob zum Ermitteln des optimalen Satzes
von Abbildungsparametern weitere Iterationen durchgeführt
werden.
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In
vielen Fällen wird es ausreichend sein, den Satz von Abbildungsparametern
unter Verwendung eines starren oder eines affinen Registrierverfahrens
zu ermitteln. In manchen Fällen wird es hingegen erforderlich
sein, ein elastisches Registrierverfahren zu verwenden. Elastische
Registrierverfahren sind als solche an sich bekannt. Rein beispielhaft wird
auf den Fachaufsatz „Three-dimensional motion tracking
of coronary arteries in biplane cineangiograms" von G. Shechter
et al., veröffentlicht in IEEE Transactions an Medical
Imaging, Band 22, Nummer 4, Seiten 493 bis 503, April 2003,
verwiesen.
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Weitere
Vorteile und Einzelheiten ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung
von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen.
Es zeigen in Prinzipdarstellung:
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1 eine
Röntgenanlage und eine Recheneinrichtung,
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2 bis 5 zweidimensionale
Projektionsbilder,
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6 ein
Ablaufdiagramm,
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7 einen
einen Gefäßbaum enthaltenden Volumendatensatz
und
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8 bis 11 Ablaufdiagramme.
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Gemäß 1 weist
eine Röntgenanlage eine Erfassungseinrichtung 1 und
eine Steuereinrichtung 2 auf. Die Erfassungseinrichtung 1 weist
eine Röntgenquelle 3 und einen Röntgendetektor 4 auf. Mittels
der Erfassungseinrichtung 1 wird – auf Grund einer
entsprechenden Ansteuerung durch die Steuereinrichtung 2 – eine
Sequenz von zweidimensionalen Projektionsbildern B erfasst. Jedes
der Projektionsbilder B wird hierbei zu einem jeweiligen Erfassungszeitpunkt
t erfasst. Die Sequenz von Projektionsbildern B zeigt den Durchfluss
eines Kontrastmittels durch einen real vorhandenen (und selbstverständlich
dreidimensional verlaufenden) Gefäßbaum 5. Der
Gefäßbaum 5 ist in 1 nur
schematisch angedeutet. Er kann beispielsweise im Gehirn oder in
einem anderen Körperteil eines Patienten 6 verlaufen. Die
Sequenz von Projektionsbildern B wird von der Steuereinrichtung 2 entgegen
genommen und dort zwischengespeichert.
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Die 2 bis 5 zeigen
sehr schematisch und rein beispielhaft einige der Projektionsbilder B
der Sequenz.
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2 zeigt
das erste Projektionsbild B der Sequenz. Bei der Erfassung dieses
Projektionsbildes B war im Gefäßbaum 5 noch
kein Kontrastmittel vorhanden. Das Projektionsbild B von 2 zeigt
daher mit relativ schwachem Kontrast die den Gefäßbaum 5 umgebende
Struktur. Gestrichelt ist in 2 der Gefäßbaum 5 eingezeichnet.
Der Gefäßbaum 5 ist, wenn er nicht mit
Kontrastmittel gefüllt ist, im jeweiligen Projektionsbild
B nicht erkennbar. Das Projektionsbild B gemäß 2 kann
beispielsweise als Referenzbild für die übrigen
Projektionsbilder B der Sequenz verwendet werden, um anhand der übrigen Projektionsbilder
B der Sequenz eine DSA-Sequenz zu erstellen.
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3 zeigt
ein Projektionsbild B der Sequenz, bei dem bereits Kontrastmittel 7 in
den Gefäßbaum 5 eingeflossen ist. Das
Kontrastmittel 7 hat sich auch bereits ein Stück
im Gefäßbaum 5 ausgebreitet.
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4 zeigt
ein Projektionsbild B der Sequenz, bei dem das Kontrastmittel 7 bereits
vollständig in den Gefäßbaum 5 eingebracht
wurde und sich dort ausgebreitet hat. Teilweise ist das Kontrastmittel 7 auch
bereits aus dem Gefäßbaum 5 ausgewaschen,
beispielsweise in das umgebende Gewebe perfundiert.
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5 zeigt
ein Projektionsbild B aus einem Endstadium der Erfassung. Zu diesem
Zeitpunkt ist das Kontrastmittel 7 bereis zum Großteil
aus dem Gefäßbaum 5 ausgewaschen und/oder
in das den Gefäßbaum 5 umgebende Gewebe
perfundiert.
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Gemäß den 2 bis 5 weisen
die Projektionsbilder B Pixel 8 auf. Jedes Pixel 8 weist
einen Grauwert auf, der zwischen einem minimalen und einem maximalen
Wert liegt, beispielsweise zwischen 0 und 255 (= 28 – 1)
liegt. In Abhängigkeit von dem Grauwert wird entschieden,
ob das jeweilige Pixel 8 in dem jeweiligen Projektionsbild
B den mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten Gefäßbaum 5 zeigt
oder nicht. Der einfacheren Schreibweise wegen wird hierbei nachfolgend
im Zusammenhang mit den Projektionsbildern B kurz die Formulierung
verwendet, „ob das jeweilige Pixel 8 mit Kontrastmittel 7 gefüllt
ist oder nicht", auch wenn genau genommen nicht das jeweilige Pixel 8,
sondern nur der auf das jeweilige Pixel 8 abgebildete Teil
des Gefäßbaums 5 mit dem Kontrastmittel 7 gefüllt
sein kann.
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Die
Sequenz von Projektionsbildern B und die den Projektionsbildern
B zugeordneten Erfassungszeitpunkte t werden einer Recheneinrichtung 9 zugeführt.
Die Recheneinrichtung 9 kann mit der Steuereinrichtung 2 identisch
sein. Sie kann alternativ als separate Einrichtung ausgebildet sein.
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Die
Recheneinrichtung 9 ist gemäß 1 mit
einem Computerprogramm 10 programmiert. Im Betrieb der
Recheneinrichtung 9 arbeitet die Recheneinrichtung 9 das
Computerprogramm 10 ab. Auf Grund der Abarbeitung des Computerprogramms 10 führt
die Recheneinrichtung 9 ein Ermittlungsverfahren aus, das
nachfolgend noch näher beschrieben werden wird.
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Das
Computerprogramm 10 umfasst Maschinencode 11,
der von der Recheneinrichtung 9 abarbeitbar ist. Die Abarbeitung
des Maschinencodes 11 bewirkt die Ausführung des
erwähnten Ermittlungsverfahrens.
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Das
Computerprogramm 10 kann der Recheneinrichtung 9 beispielsweise über
eine Rechnernetzanbindung 12 (beispielsweise eine Anbindung an
das World Wide Web oder ein lokales Rechnernetz) zugeführt
werden. Alternativ kann das Computerprogramm 10 der Recheneinrichtung 9 über
einen Datenträger 13 zugeführt werden,
auf dem das Computerprogramm 10 in maschinenlesbarer Form
gespeichert ist. Beispiele geeigneter Daten träger 13 sind
eine CD-ROM (vergleiche die Darstellung in 1), ein
USB-Memorystick, eine Speicherkarte usw..
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Das
Grundprinzip des erfindungsgemäßen Ermittlungsverfahrens
wird nachfolgend in Verbindung mit 6 näher
erläutert.
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Gemäß 6 nimmt
die Recheneinrichtung 9 in einem Schritt S1 die erfasste
Sequenz von Projektionsbildern B sowie deren Erfassungszeitpunkte
t entgegen. Weiterhin führt die Recheneinrichtung 9 in der
Regel einen Schritt S2 aus, in dem sie anhand der erfassten Sequenz
von Projektionsbildern B DSA-Bilder ermittelt. Sie selektiert also
eines der Projektionsbilder B (in der Regel das zeitlich zuerst
erfasste Projektionsbild B – vergleiche 2)
und subtrahiert dieses Projektionsbild B in an sich bekannter Weise – beispielsweise
linear oder logarithmisch – von den übrigen Projektionsbildern
B. Der Schritt S2 ist jedoch nicht zwingend erforderlich. Er kann
im Einzelfall entfallen. Unabhängig davon, ob der Schritt
S2 vorhanden ist oder nicht, ist jedes der Projektionsbilder B eine
Abbildung eines Istfüllzustands, zu dem der Gefäßbaum 5 zum
korrespondierenden Erfassungszeitpunkt t mit dem Kontrastmittel 7 gefüllt
ist.
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In
einem Schritt S3 nimmt die Recheneinrichtung 9 einen dreidimensionalen
Volumensatzsatz 14 (siehe 7) entgegen.
Der Volumendatensatz 14 enthält den Gefäßbaum 5 (genauer:
eine dreidimensionale Rekonstruktion des Gefäßbaums 5).
Der Volumendatensatz 14 enthält daher eine Vielzahl
von Voxeln 15. Jedes Voxel 15 ist hierbei entweder
dem Gefäßbaum 5 zugeordnet oder dem Gefäßbaum 5 nicht
zugeordnet.
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Im
Rahmen der vorliegenden Erfindung sind nur diejenigen Voxel 15 von
Bedeutung, die dem Gefäßbaum 5 zugeordnet
sind. Nachfolgend werden daher nur noch diese Voxel 15 betrachtet.
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In
einem Schritt S4 ermittelt die Recheneinrichtung 9 für
(mindestens) einen der Erfassungszeitpunkte t einen Sollfüllzustand.
Der Sollfüllzustand umfasst für jedes dem Gefäßbaum 5 zugeordnete Voxel 15,
ob das jeweilige Voxel 15 zu diesem Zeitpunkt t mit dem
Kontrastmittel 7 gefüllt ist oder nicht. Auf Details
zur Ermittlung des Sollfüllzustands wird später
noch eingegangen werden. Unabhängig von der genauen Art
der Ermittlung beschreibt der Sollfüllzustand jedoch, welche
Teile des Gefäßbaums 5 im dreidimensionalen
Volumendatensatz 14 zu dem betrachteten Erfassungszeitpunkt
t mit dem Kontrastmittel 7 gefüllt sein sollten.
Weiterhin ist es möglich, dass in die Ermittlung des Sollfüllzustandes
für einen der Erfassungszeitpunkte t auch das mit dem jeweiligen
Erfassungszeitpunkt t korrespondierende Projektionsbild B eingeht,
das mit dem Volumendatensatz 14 registriert werden soll.
Es ist jedoch alternativ möglich, den Sollfüllzustand
unabhängig von diesem Projektionsbild B zu ermitteln.
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In
einem Schritt S5 ermittelt die Recheneinrichtung 9 einen
Satz von Abbildungsparametern P. Der Satz von Abbildungsparametern
P beschreibt, wie der dreidimensionale Volumendatensatz 14 in
die zweidimensionalen Projektionsbilder B abgebildet wird. Mittels
des Satzes von Abbildungsparametern P sind somit der Volumendatensatz 14 und
die Projektionsbilder B relativ zueinander registriert. Die Recheneinrichtung 9 ermittelt
hierbei den Satz von Abbildungsparametern P im Rahmen des Schrittes
S5 anhand des zuvor ermittelten Sollfüllzustands und des
korrespondierenden Projektionsbildes B. Der Satz von Abbildungsparametern
P wird also anhand des betrachteten Projektionsbildes B und anhand
der als mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten Voxel 15 des Gefäßbaums 5 ermittelt.
Die nicht mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten Voxel 15 des
Gefäßbaums 5 (und erst recht die übrigen,
nicht dem Gefäßbaum 5 zugeordneten Voxel 15)
werden zur Ermittlung des Satzes von Abbildungsparametern P nicht
herangezogen.
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In
einem Schritt S6 kann die Recheneinrichtung 9 sodann weitere
Verarbeitungen des Volumendatensatzes 14 und/oder der Projektionsbilder
B vornehmen. Auf Grund des Umstandes, dass die Abbildungsparameter
P, welche die Registrierung definie ren, nunmehr bekannt sind, können
hierbei auch kombinierte Auswertungen vorgenommen werden.
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Wie
bereits erwähnt, ist es möglich, den Sollfüllzustand
rein rechnerisch (also ohne Bezugnahme auf tatsächlich
erfasste Durchblutungszustände) zu ermitteln. Insbesondere
ist eine Ermittlung mittels der bereits erwähnten CFD möglich.
Bevorzugt ist jedoch, dass die Recheneinrichtung 9 den
Sollfüllzustand unter Verwendung mindestens eines weiteren zweidimensionalen
Projektionsbildes B und eines für dieses weitere Projektionsbild
B gültigen Satzes von Abbildungsparametern P ermittelt.
Das weitere zweidimensionale Projektionsbild B ist hierbei – analog
zu dem Projektionsbild B, das in die Ermittlung des Satzes von Abbildungsparametern
P des Schrittes S5 von 6 eingeht – eine Abbildung
eines (weiteren) Istfüllzustands, zu dem der Gefäßbaum 5 zu
einem weiteren Erfassungszeitpunkt t mit dem Kontrastmittel 7 gefüllt
ist. Zur Unterscheidung der einzelnen Projektionsbilder B, deren
Erfassungszeitpunkte t und der jeweils verwendeten Abbildungsparameter
P werden die entsprechenden Größen nachfolgend, soweit
erforderlich, mit einem Index i versehen.
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Die
Sequenz von Projektionsbildern B kann, wie obenstehend in Verbindung
mit 1 erläutert, mittels der dort gezeigten
Röntgenanlage erfasst werden. In diesem Fall werden die
Projektionsbilder B nacheinander erfasst, so dass jedem Projektionsbild
Bi ein für das jeweilige Projektionsbild
Bi spezifischer Erfassungszeitpunkt ti zugeordnet werden kann (i = 1, 2, 3, ...).
Die Erfassungszeitpunkte ti der Projektionsbilder
Bi sind also voneinander verschieden. Weiterhin
wird bei der Erfassung der Sequenz von Projektionsbildern Bi die Erfassungseinrichtung 1 in
aller Regel bei einer konstanten Positionierung gehalten. Die (tatsächlichen)
Abbildungsparameter der Projektionsbilder Bi sind
daher – vorausgesetzt, der Gefäßbaum 5 als
solcher bewegt sich nicht und wird auch nicht bewegt – untereinander
gleich. Alle Projektionsbilder Bi werden
folglich mit denselben (tatsächlichen) Abbildungsparametern
erfasst. In diesem Fall bietet sich eine Modifikation der Vorgehensweise
von 6 an, die nachfolgend in Verbindung mit 8 näher
erläutert wird. 8 zeigt hierbei nur die Ausgestaltung
der Schritte S4 und S5 von 6. Die Schritte
S1 bis S3 sowie S6 können unverändert beibehalten
werden.
-
Gemäß 8 setzt
die Recheneinrichtung 9 zunächst in einem Schritt
S11 den Index i auf einen Anfangswert, beispielsweise auf den Wert
Null. Weiterhin bestimmt sie in einem Schritt S12 einen vorläufigen
Satz von Abbildungsparametern Pi. Der Schritt S12
kann hierbei unter Mitwirkung eines Anwenders 16 (vergleiche 1)
implementiert sein. Alternativ ist eine vollautomatische Implementierung
möglich. Beispielsweise kann die tatsächliche
Aufnahmegeometrie exakt und die Lage des Patienten 6 in
etwa bekannt sein, so dass eine – anfänglich relativ
grobe – näherungsweise Bestimmung der Abbildungsparameter
Pi vorgenommen werden kann.
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In
einem Schritt S13 selektiert die Recheneinrichtung 9 das
durch den Index i bestimmte Projektionsbild Bi.
-
In
einem Schritt S14 ermittelt die Recheneinrichtung 9 anhand
des im Schritt S13 selektierten Projektionsbildes Bi und
des momentan gültigen Satzes von Abbildungsparametern Pi einen Anfangsfüllzustand. Der
Anfangsfüllzustand korrespondiert von seiner Art her mit
dem Sollfüllzustand. Er beschreibt, welche Teile des Gefäßbaums 5 im
dreidimensionalen Volumendatensatz 14 zum Erfassungszeitpunkt
ti des momentan selektierten Projektionsbildes
Bi mit dem Kontrastmittel 7 gefüllt
sind. Die Ermittlung des Schrittes S14 umfasst insbesondere eine
Rückprojektion des Projektionsbildes Bi in
den Volumendatensatz 14 unter Verwendung des momentan gültigen
Satzes von Abbildungsparametern Pi. Die
Recheneinrichtung 9 ermittelt im Rahmen des Schrittes S14,
welche Teile des Gefäßbaums 5 auf die
mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten Pixel 8 des
selektierten Projektionsbildes Bi abgebildet
würden und markiert diese Voxel 15 als mit dem
Kontrastmittel 7 gefüllt. Falls auf Grund vorheriger
Iterationen (hierzu siehe später) bereits Informa tionen über
den Füllzustand des Gefäßbaums 5 bekannt
sind, können diese Informationen im Rahmen des Schrittes
S14 mit berücksichtigt werden.
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In
einem Schritt S15 inkrementiert die Recheneinrichtung 9 sodann
den Index i. Sie erhöht also dessen Wert um eine Schrittweite,
beispielsweise um Eins.
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In
einem Schritt S16 ermittelt die Recheneinrichtung
9 sodann
durch zeitliche Fortentwicklung des im Schritt S14 ermittelten Anfangsfüllzustands den
zum nunmehr selektierten Erfassungszeitpunkt t
i erwarteten
Sollfüllzustand. In die Ermittlung des Sollfüllzustands
gehen hierbei zusätzlich zum Anfangsfüllzustand
die lokale Blutflussrichtung und die lokale oder globale Blutflussgeschwindigkeit
ein. Bei Versuchen wurde ermittelt, dass insbesondere die in der
deutschen Patentanmeldung 10
2007 015 306.8 beschriebene Vorgehensweise zu besonders
guten Ergebnissen führt. Auch andere Vorgehensweisen sind jedoch
anwendbar.
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In
einem Schritt S17 ermittelt die Recheneinrichtung 9 anhand
des im Schritt 16 ermittelten Sollfüllzustands
und des durch den aktuellen Wert des Index i bestimmten Projektionsbildes
Bi einen neuen Satz von Abbildungsparametern
Pi. Auf Grund der Inkrementierung des Index
i im Schritt S15 wird im Rahmen des Schrittes S17 ein anderes Projektionsbild
Bi verwendet als im Schritt S14. Der Schritt
S17 von 8 korrespondiert im Wesentlichen
mit dem Schritt S5 von 6.
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In
einem Schritt 518 prüft die Recheneinrichtung 9,
ob die Ermittlung der Abbildungsparameter Pi beendet
werden soll.
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Wenn
dies nicht der Fall ist, geht die Recheneinrichtung 9 zum
Schritt S14 zurück.
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Prinzipiell
ist es möglich, den Schritt S18 entfallen zu lassen, so
dass die Schritte S14 bis S17 nur einmal abgearbeitet werden. Die
iterative Abarbeitung, bei welcher die Recheneinrichtung 9,
jeweils ausgehend von dem zuletzt ermittelten Satz von Abbildungsparametern
Pi, das Ermittlungsverfahren sukzessiv mit
einem nachfolgenden, beispielsweise mit dem jeweils nächsten
Projektionsbild Pi der zeitlichen Sequenz
von Projektionsbildern Bi ausführt,
ist jedoch vorzuziehen. Denn insbesondere kann mit jeder Iteration
die Genauigkeit, mit der die ermittelten Abbildungsparameter Pi mit den optimalen Abbildungsparametern
korrespondieren, verbessert werden.
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Wie
bereits erwähnt, erfordert die Ermittlung der Abbildungsparameter
Pi einen erheblichen Rechenaufwand. Der
Rechenaufwand ist hierbei umso größer, je größer
ein Parameterraum ist, innerhalb dessen die Recheneinrichtung 9 den
Satz von Abbildungsparametern Pi ermittelt.
In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist
es daher möglich, im Nein-Zweig des Schrittes S18 einen
Schritt S19 einzufügen, in dem die Recheneinrichtung 9 den
Parameterraum jeweils weiter einschränkt. Dadurch kann
der Rechenaufwand von Iteration zu Iteration reduziert werden.
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Zur
Ermittlung der Abbildungsparameter P ist es erforderlich, bei einmal
gegebenen Abbildungsparametern P ein Maß dafür
zu finden, wie gut diese Abbildungsparameter P tatsächlich
sind. Der Schritt S5 von 6 bzw. der Schritt S17 von 8 können hierzu
auf verschiedene Art und Weise implementiert sein. Sie können
insbesondere so implementiert sein, wie es als solches im Stand
der Technik bekannt ist. Bevorzugt ist jedoch eine Vorgehensweise, die
nachstehend in Verbindung mit 9 näher
erläutert wird. Gemäß 9 ist
hierbei der Schritt S5 bzw. der Schritt S17 in drei Schritte S21,
S22 und S23 aufgegliedert.
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Im
Schritt S21 bestimmt die Recheneinrichtung 9 – in
der Regel ausgehend vom derzeit gültigen Satz von Abbildungsparametern
Pi – mehrere Sätze von
Abbildungsparametern P. Beispielsweise kann die Recheneinrichtung 9 den
Parameterraum gleichmäßig abdecken oder jeden
Parameter P einzeln variieren.
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Im
Schritt S22 selektiert die Recheneinrichtung 9 je einen
der Sätze von Abbildungsparametern P des Schrittes S21.
Unter Verwendung des jeweils selektierten Satzes von Abbildungsparametern
P bildet die Recheneinrichtung 9 im Rahmen des Schrittes
S22 die zum Zeitpunkt ti mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten
Voxel 15 in das entsprechende Projektionsbild Bi ab. Weiterhin bestimmt sie im Rahmen des Schrittes
S22 jeweils die Anzahl an mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten
Voxeln 15 des Volumendatensatzes 14, die auf mit
dem Kontrastmittel 7 gefüllte Pixel 8 des
entsprechenden Projektionsbildes Bi abgebildet werden.
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Im
Rahmen des Schrittes S23 ermittelt die Recheneinrichtung 9 schließlich
den gültigen Satz von Abbildungsparametern Pi.
Der im Rahmen des Schrittes S23 ermittelte Satz von Abbildungsparametern
Pi ist entweder endgültig oder
wird im Rahmen der nächsten Iteration als gültig
angesetzt. Die Recheneinrichtung 9 ermittelt hierbei den
gültigen Satz von Abbildungsparametern Pi derart,
dass sie die Anzahl an mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten
Voxeln 15 des Volumendatensatzes 14, die auf die
mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten Pixel 8 des
entsprechenden Projektionsbildes Bi abgebildet
werden, maximiert. Beispielsweise kann die Recheneinrichtung 9 den Satz
von Abbildungsparametern P übernehmen, bei dem die im Rahmen
des Schrittes S22 ermittelte Anzahl an Voxeln 15 maximal
ist. Auch kann sie im Parameterraum partielle Ableitungen der Anzahl
nach je einem der Abbildungsparameter P bestimmen und dann einen
Schritt in die Richtung des Gradienten (= maximaler Anstieg) vornehmen.
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Die
Anzahl an mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten Voxeln 15 des
Volumendatensatzes 14, die auf mit dem Kontrastmittel 7 gefüllte
Pixel 8 des Projektionsbildes Bi abgebildet
werden, stellt ein Gütemaß für die Übereinstimmung
des jeweiligen Satzes von Abbildungsparametern Pi dar.
Die Gütemaße sind hierbei innerhalb ein- und desselben
Projektionsbildes Bi direkt miteinander
vergleichbar. Projektionsbildübergreifend ist das Gütemaß jedoch
nicht vergleichbar. Vorzugsweise sind daher gemäß 10 die
Schritte S21 bis S23 durch Schritte S31 bis S34 ersetzt und die
Schritte S18 und S19 von 8 zu Schritten S35 bis S37 modifiziert.
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Im
Schritt S31 ermittelt die Recheneinrichtung 9 die Anzahl
an mit dem Kontrastmittel 7 gefüllten Pixeln 8 des
momentan selektierten Projektionsbildes Bi.
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Der
Schritt S32 entspricht dem Schritt S21 von 9. Der Schritt
S33 entspricht im Wesentlichen dem Schritt S22 von 9.
Zusätzlich dividiert die Recheneinrichtung 9 jedoch
die im Rahmen des Schrittes S33 ermittelten Anzahlen an Voxeln 15 durch
die im Schritt S31 ermittelte Anzahl an Pixeln 8. Die so
ermittelten Verhältnisse sind projektionsbildübergreifend
miteinander vergleichbar. Der Schritt S34 entspricht vom Ansatz
her dem Schritt S23 von 9.
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Das
durch die Quotientenbildung ermittelte Gütemaß – und
hier insbesondere der zeitliche Verlauf des Gütemaßes – kann
insbesondere dazu benutzt werden, um zu bestimmen, ob zum Ermitteln des
optimalen Satzes von Abbildungsparametern P weitere Iterationen,
also weitere Abarbeitungen der Schritte S14 bis S17 von 8 vorgenommen
werden sollen. Beispielsweise kann der Schritt S18 von 8 hierzu
in die Schritte S35 und S36 aufgeteilt sein.
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Im
Schritt S35 ermittelt die Recheneinrichtung 9 den Wert
einer logischen Variablen OK, die sie im Schritt S36 abfragt. Die
logische Variable OK ist hierbei eine Funktion einerseits des Gütemaßes
bzw. des zeitlichen Verlaufs des Gütemaßes und andererseits
eine Funktion des Index i. Insbesondere kann die logische Variable
OK den Wert WAHR annehmen, wenn der Index i seinen Maximalwert erreicht (oder überschreitet)
oder das Gütemaß bzw. der zeitliche Verlauf des
Gütemaßes eine Abbruchbedingung erfüllt.
Wenn hingegen weder die Abbruchbedingung erfüllt ist noch
der Index i seinen Maximalwert erreicht (oder überschritten)
hat, nimmt die logische Variable OK den Wert UNWAHR an.
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10 zeigt
weiterhin im Schritt S37 eine Ausgestaltung des Schrittes S19 von 8.
Der Schritt S37 entspricht hierbei im Wesentlichen dem Schritt S19
von 8. Die Einschränkung der Abbildungsparameter
Pi erfolgt im Rahmen des Schrittes S37 jedoch
in Abhängigkeit vom erreichten Gütemaß bzw.
vom zeitlichen Verlauf des Gütemaßes.
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Die
Ermittlung der Abbildungsparameter P bzw. Pi im
Rahmen der Schritte S5 von 6, S17 von 8,
S21 bis S23 von 9 bzw. S31 bis S34 von 10 kann
unter Verwendung eines starren Registrierverfahrens oder unter Verwendung
eines affinen Registrierverfahrens erfolgen. In vielen Fällen führt
bereits diese Vorgehensweise zu einem vollauf befriedigenden Ergebnis.
Wenn eine besonders leistungsfähige Registrierung erforderlich
ist oder der Gefäßbaum 5 in der Realität
Deformationen und Bewegungen unterworfen ist, kann es jedoch – wie
beispielhaft im Schritt S5 von 6 angedeutet – sinnvoll
sein, den Satz von Abbildungsparametern P unter Verwendung eines
elastischen Registrierverfahrens zu ermitteln. Elastische Registrierverfahren
als solche sind an sich bekannt. Es wird auf den bereits genannten
Fachaufsatz von G. Shechter verwiesen.
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Bisher
wurde der Fall erläutert, dass die Röntgenanlage,
mittels derer die Projektionsbilder B erfasst wurden, als Monoplan-Röntgenanlage
ausgebildet ist, deren Erfassungseinrichtung 1 während
der Erfassung der Projektionsbilder B nicht bewegt wurde. Diese
Ausgestaltung stellt, wie bereits erwähnt, den Regelfall
dar. Sie ist jedoch nicht zwingend er forderlich. Alternativ ist
es vielmehr möglich, eine – an sich bekannte – Biplan-Röntgenanlage
einzusetzen und unter voneinander verschiedenen Abbildungsparametern
gleichzeitig zwei voneinander verschiedene Projektionsbilder B zu
erfassen. Wiederum alternativ ist es möglich, zeitlich
nacheinander zwei Projektionsbilder B aus voneinander verschiedenen
Angulationen zu erfassen. Diese letztgenannte Vorgehensweise ist
alternativ mittels einer Monoplan-Röntgenanlage oder einer
Biplan-Röntgenanlage realisierbar. Die Verarbeitung von
zwei aus verschiedenen Angulationen erfassten jeweils zweidimensionalen
Projektionsbildern B wird nachfolgend anhand von 11 näher
erläutert.
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Gemäß 11 nimmt
die Recheneinrichtung 9 in einem Schritt S41 die Projektionsbilder
entgegen. Zur Unterscheidung der beiden Projektionsbilder und der
korrespondierenden Erfassungszeitpunkte voneinander werden die beiden
Projektionsbilder im Rahmen der Erläuterungen zu 11 mit den
Bezugszeichen B und B' bezeichnet, die korrespondierenden Erfassungszeitpunkte
mit den Bezugszeichen t und t'.
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Ebenfalls
im Rahmen des Schrittes S41 kann die Recheneinrichtung 9 die
Erfassungszeitpunkte t, t' entgegen nehmen. Dies ist jedoch nur
dann erforderlich, wenn die beiden Erfassungszeitpunkte t, t' voneinander
verschieden sind. Alternativ zu den Erfassungszeitpunkten t, t'
könnte die Recheneinrichtung 9 weiterhin die Differenz
der Erfassungszeitpunkte t, t' entgegen nehmen. Der Schritt S41
von 11 entspricht vom Ansatz her dem Schritt S1 von 6.
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In
einem Schritt S42 nimmt die Recheneinrichtung 9 den Volumendatensatz 14 entgegen.
Der Schritt S42 von 11 entspricht dem Schritt S3
von 6.
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In
einem Schritt S43 selektiert die Recheneinrichtung 9 eines
der Projektionsbilder B, B' – beispielsweise das Projektionsbild
B' –, bestimmt für dieses Projektionsbild B' einen
Satz von Abbildungsparametern P' und ermittelt anhand des selek tierten Projektionsbildes
B' und des für dieses Projektionsbild B' gültigen
Satzes von Abbildungsparametern P' einen Anfangsfüllzustand.
Der Schritt S43 von 11 entspricht im Wesentlichen
den Schritten S13 und S14 von 8.
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In
einem Schritt S44 überprüft die Recheneinrichtung 9,
ob die beiden Projektionsbilder B, B' gleiche oder voneinander verschiedene
Erfassungszeitpunkte t, t' aufweisen. Wenn die Erfassungszeitpunkte
t, t' gleich sind, übernimmt die Recheneinrichtung 9 in
einem Schritt S45 den im Schritt S43 ermittelten Anfangsfüllzustand
als Sollfüllzustand. Wenn die Erfassungszeitpunkte t, t'
voneinander verschieden sind, ermittelt die Recheneinrichtung 9 in
einem Schritt S46 den Sollfüllzustand durch zeitliche Fortentwicklung
des Anfangsfüllzustands. Der Schritt S46 von 11 entspricht
im Wesentlichen dem Schritt S16 von 8.
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In
einem Schritt S47 ermittelt die Recheneinrichtung 9 anhand
des Sollfüllzustands und des anderen der Projektionsbilder
B, B' – beispielsweise des Projektionsbildes B – einen
Satz von Abbildungsparametern P für das andere Projektionsbild
B. Der Schritt S47 von 11 entspricht im Wesentlichen den
Schritten S5 bzw. S17 der 6 und 8.
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Die
vorliegende Erfindung weist viele Vorteile auf. Einige dieser Vorteile
werden nachfolgend aufgeführt.
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Die
vorliegende Erfindung ermöglicht eine dynamische Registrierung
zwischen den zweidimensionalen Projektionsbildern B und dem dreidimensionalen
Volumendatensatz 14, ohne dass es erforderlich ist, zunächst
die zeitliche Information über den Blutfluss aus der Sequenz
zweidimensionaler Projektionsbilder B zu extrahieren und aufzusummieren.
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Eine
Verwendung eines biplanaren Angiographiesystems ist zwar möglich,
jedoch nicht erforderlich. Eine künstliche Projektion des
gesamten Gefäßbaums 5 muss nicht angefertigt
werden.
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Das
in Verbindung mit 9 und 10 erläuterte
Gütemaß ermöglicht die Ermittlung des
optimalen Satzes an Abbildungsparametern P auf effektive und effiziente
Weise.
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Da
insbesondere bei der in Verbindung mit 8 geschilderten
iterierenden Vorgehensweise die Ermittlung des jeweiligen Sollfüllzustands
anhand der Projektionsbilder B vorgenommen wird, ist sicher gestellt,
dass die ermittelten Sollfüllzustände bis auf geringe
Abweichungen mit den tatsächlich gegebenen Füllzuständen übereinstimmen.
Besonders gute Ergebnisse werden hierbei erhalten, wenn die Ermittlung
der Sollfüllzustände anhand partikelgestützter Ermittlungsverfahren
erfolgt.
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Die
Genauigkeit der Registrierung wächst mit dem Maß an
Information, welches durch den voranschreitenden Blutfluss erhalten
wird. Weiterhin kann mit wachsender Genauigkeit der Parametersuchraum
deutlich eingeschränkt werden. In manchen Fällen
kann die Ermittlung des optimalen Satzes von Abbildungsparametern
P sogar vorzeitig (d. h. bevor der Index i seinen Maximalwert erreicht)
abgebrochen werden.
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Auf
Grund des in Verbindung mit den 9 und 10 erläuterten
Gütemaßes kann eine – meist sehr aufwändige – Merkmalsextraktion
in einer künstlichen Projektion des Volumendatensatzes 14 und
in den realen Projektionsbildern B entfallen.
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Auf
Grund der erfindungsgemäßen Vorgehensweise ist
nicht nur die Registrierung für ein vollständig
mit Kontrastmittel gefülltes Gefäßsystem möglich,
sondern auch eine Registrierung mit einem einzelnen oder wenigen
Projektionsbildern B der erfassten Sequenz.
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Auf
Grund der Verwendung von jeweils nur einem einzelnen Projektionsbild
B pro Zeit- und Registrierungsschritt fallen Bewegungsartefakte
im Gegensatz zum Stand der Technik nicht so stark ins Gewicht. Die
Bewegung lässt sich daher leichter kompensieren. Insbesondere
in Verbindung mit der Verwendung elastischer Registrierverfahren
lassen sich zusätzlich weitere, aufgrund von Bewegungen
vorhandene Fehler kompensieren.
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Eine
Registrierung ist zu jedem beliebigen Erfassungszeitpunkt t für
den bereits erfolgten Blutfluss möglich. Dies erhöht
die Flexibilität bei der Registrierung und kann unnötigen
Rechenaufwand ersparen bzw. zumindest reduzieren.
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Die
obige Beschreibung dient ausschließlich der Erläuterung
der vorliegenden Erfindung. Der Schutzumfang der vorliegenden Erfindung
soll hingegen ausschließlich durch die beigefügten
Ansprüche bestimmt sein.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information
des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen
Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt
keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
-
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