DE102011078517A1

DE102011078517A1 - Verfahren zum Bereitstellen einer Darstellung eines sich nahezu zyklisch bewegenden Objekts

Info

Publication number: DE102011078517A1
Application number: DE102011078517A
Authority: DE
Inventors: Günter Lauritsch; Christopher Rohkohl
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-07-01
Filing date: 2011-07-01
Publication date: 2013-01-03
Anticipated expiration: 2031-07-02
Also published as: DE102011078517B4

Abstract

Um eine Darstellung eines sich nahezu zyklisch bewegenden Objekts wie eines Stents in einem Herzkranzgefäß geben zu können, werden entsprechende Marker vorgesehen, die in 2D-Röntgenbilddatensätzen erkennbar sind. Die Markerpositionen ui in den 2D-Bilddatensätzen werden dazu benutzt, die Markerpositionen xp,i im dreidimensionalen Raum zu jedem der 2D-Bilddatensätze einzeln zu berechnen (S14), um ein Bewegungsmodell ableiten zu können (S18). Die Markerpositionen xp,i können zunächst unter der Annahme von Periodizität ermittelt werden und bevorzugt wird zusätzlich ein Korrekturwert berechnet (S16), durch den Abweichungen von der Periodizität berücksichtigt werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bereitstellen einer Darstellung eines sich nahezu zyklisch bewegenden Objekts, das zumindest einen röntgenstrahlendichten Marker umfasst, oder mit dem sich zumindest ein röntgenstrahlendichter Marker mitbewegt, also ein solcher Marker, der Röntgenstrahlen (viel) stärker absorbiert als das Objekt, welches typischerweise Körpergewebe eines tierischen oder menschlichen Körpers (eines Patienten) ist oder ein nicht so röntgenstrahlendichtes Material umfasst.
Es geht vorliegend insbesondere darum, eine Darstellung eines in Herzkranzgefäßen eines Patienten angeordneten Stents bereitzustellen, eines sogenannten Koronarstents. Da die Bildinformation im dreidimensionalen Raum gegeben werden soll, wird eine Mehrzahl von 2D-Röntgenbilddatensätzen mit Hilfe eines Röntgenangiografiesystems gewonnen.
Ein Röntgenangiografiesystem umfasst eine Röntgenstrahlungsquelle, nämlich eine Röntgenröhre, und einen Röntgenstrahlungsdetektor mit typischerweise ebener Oberfläche oder Detektorfläche. Bei der Aufnahme von unterschiedlichen 2D-Röntgenbilddatensätzen nehmen die Röntgenröhre und der Röntgenstrahlungsdetektor, die üblicherweise an einem Röntgen-C-Bogen angeordnet sind, jeweils eine andere Stellung ein, die im Beispielsfall einer Drehstellung des Röntgen-C-Bogens entspricht.
Aus der Mehrzahl von 2D-Röntgenbilddatensätzen lässt sich dann ein 3D-Bilddatensatz berechnen, was man als 3D-Rekonstruktion bezeichnet. Ein 3D-Röntgenbilddatensatz ordnet Volumenelementen in von dem Bildobjekt eingenommenen dreidimensionalen Raum Datenwerte (Grauwerte) zu, die ein Maß für die Schwächung von Röntgenstrahlen durch das Objekt im Bereich des jeweiligen Volumenelements sind.
Um eine ausreichend große Anzahl von 2D-Röntgenbilddatensätzen für eine Rekonstruktion zu gewinnen, ist eine Aufnahmezeit von ca. 5 Sekunden erforderlich. In dieser Zeit bewegt sich das Herz mit den Herzkranzgefäßen und damit auch mit dem Stent. Die Bewegungsamplitude pro Herzschlag ist um ein Vielfaches größer als der Durchmesser des Stents. Zudem müssen in der topographischen Rekonstruktion die einzelnen Drähte eines Stents aus unterschiedlichen 2D-Röntgenbilddatensätzen in Überdeckung miteinander gebracht werden, sodass eine Präzision im Submillimeterbereich erforderlich ist.
Bisher löst man das Problem wie folgt: Aus dem Artikel von B. Movassaghi, D. Schäfer, M. Grass, Volker Rasche, Onno Wink, Joel A. Garcia, James Y. Chen, John C. Messenger, and John D. Carroll, „3D reconstruction of coronary stents in vivo based on motion compensated X-ray angiogram", in Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention – MICCAI 2006, Copenhagen, Denmark. Lecture Notes in Computer Science, vol. 4191, Seiten 177–184, Springer, Oktober 2006 ist es bekannt, die Bewegung von Stents in der Bildrekonstruktion zu kompensieren. Dazu muss zunächst die Bewegung als solche überhaupt erst einmal bekannt sein. In den einzelnen 2D-Röntgenbilddatensätzen ist ein Stent wegen seiner dünnen Drahtstärke nur sehr schlecht zu erkennen. Aus diesem Grunde wird ein Ballonkatheter, der den Stent in der Koronarartiere implantiert, zur Positionsbestimmung verwendet. Der Ballonkatheter hat an beiden Enden des Ballons röntgendichte Marker in Form von Markierungskügelchen, die in den 2D-Röntgenbilddatensätzen sehr gut sichtbar sind. Bestimmt man die Bewegung der Markierungskügelchen, kann man auf die Bewegung des Stents schließen.
Movassaghi et al. bestimmen aus jedem 2D-Röntgendatensatz die Position der Marker in der Bildebene, die durch den Röntgenstrahlungsdetektor definiert ist, also in der Projektion. Beim Gewinnen der 2D-Röntgenbilddatensätze wird eine Phase in der zyklischen Bewegung des Herzens gemessen, die so genannte Herzschlagphase. Man wählt nun zwei 2D-Röntgenbilddatensätze aus, die gewissermaßen derselben Phase zugehörig sind, bzw. zumindest Phasen im selben Phasenintervall aus einer Mehrzahl von Phasenintervallen zugehörig sind, in das die Gesamtperiode des Herzschlags eingeteilt ist. Kennt man nun zu diesen 2D-Röntgenbilddatensätzen die Position des Markers in der Bildebene, so lässt sich die Position des Markers im dreidimensionalen Raum daraus ableiten, indem der Schnittpunkt der virtuellen Epipolarlinien bestimmt wird, also solcher Linien, die den Röntgenstrahlenfokus (die virtuelle Röntgenstrahlungsquelle) und den Kugelmittelpunkt in der Bildebene miteinander verbinden. Die so gewonnene einzig ermittelte 3D-Position wird als Referenzposition verwendet. Die 3D-Referenzposition wird durch Vorwärtsprojektion auf Bildebene zu den unterschiedlichen Stellungen des Röntgen-C-Bogens abgebildet, sodass zu jedem 2D-Röntgenbilddatensatz die Position zur Verfügung steht, die durch Projektion der 3D-Referenzpositionen erhalten wird. Diese Referenzposition im zweidimensionalen Raum wird sodann mit der zuvor ermittelten Position der Abbildung des Markers in Bezug gesetzt, und jeder 2D-Röntgenbilddatensatz wird dann rechnerisch so verändert, dass der Marker nach der Veränderung genau auf die Referenzposition, also das Schattenbild der 3D-Referenzposition zu liegen kommt.
Somit erfolgt bei Movassaghi et al. eine Kompensation der Bewegung innerhalb der 2D-Röntgenbilddatensätze anhand einer einzigen ermittelten 3D-Referenzposition. Jedes Projektionsbild wird soweit verschoben, rotiert und skaliert, dass die Epipolarlinien dieser Projektion die 3D-Referenzposition schneiden. Auf diese Weise erzielt man zueinander passende 2D-Röntgenbilddatensätze; und die korrigierten 2D-Röntgenbilddatensätze können dann zur 3D-Rekonstruktion verwendet werden, sodass man einen 3D-Röntgenbilddatensatz erhält, der den Stent in der Herzschlagphase zeigt, zu der die 3D-Referenzposition ermittelt wurde.
Durch das rechnerische Korrigieren der 2D-Röntgenbilddatensätze geht viel von der in diesen 2D-Röntgenbilddatensätzen enthaltene Information verloren. Man erhält insbesondere keine Information über die Bewegung des Stents im dreidimensionalen Raum, sodass auch in der Darstellung die Bewegung nicht berücksichtigt werden kann, sondern lediglich kompensiert wird. Hierbei können insbesondere elastische Bewegungen auch nicht kompensiert werden. Nichtzyklische Bewegungen können gar nicht erfasst werden.
Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die Möglichkeiten zum Bereitstellen einer Darstellung eines sich nahezu zyklisch bewegenden Objekts wie eines Koronarstents zu erweitern.
Die Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 1 gelöst.
Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst folgende Schritte:
a) Gewinnen einer Mehrzahl von 2D-Röntgenbilddatensätzen (durch automatisches Durchführenlassen von Röntgenbildaufnahmeschritten durch ein Röntgenangiografiesystem), also mit Hilfe einer Röntgenröhre und eines (in der Regel ebenen) Röntgenstrahlungsdetektors, die jeweils eine andere Stellung einnehmen. In den 2D-Röntgenbilddatensätzen soll jeweils zumindest ein Teil eines Markers abgebildet sein. Mit den 2D-Röntgenbilddatensätzen wird eine Information zur Phase in der nahezu zyklischen Bewegung gewonnen.
In Schritt b) wird sodann zu jedem 2D-Röntgenbilddatensatz die Position einer Abbildung des jeweils zumindest einen Markers in einer Bildfläche (für den ebenen Detektor also einer Bildebene) des Röntgenstrahlungsdetektors ermittelt. Sodann wird in Schritt c) für zumindest zwei der 2D-Röntgenbilddatensätze, zu denen unterschiedliche Phasen gemessen wurden, jeweils die Position des Markers im dreidimensionalen Raum aus der in Schritt b) ermittelten Position für den jeweiligen 2D-Röntgenbilddatensatz und für zumindest einen weiteren 2D-Röntgenbilddatensatz ermittelt, wobei der weitere 2D-Röntgenbilddatensatz z. B. aus dem jeweils selben Phasenintervall oder zumindest einem benachbarten Phasenintervall aus einer Vielzahl von Phasenintervallen stammen kann, in die die Herzschlagperiode eingeteilt ist. Im nachfolgenden Schritt d) wird anhand der ermittelten 3D-Position des Markers im 3D-Raum eine die Bewegung des Objekts beschreibende Funktion ermittelt (typischerweise als numerisch und nicht analytisch angegebene Funktion) und abschließend wird in Schritt e) mit Hilfe der Funktion die Darstellung bereitgestellt.
Das erfindungsgemäße Verfahren unterscheidet sich von dem Verfahren des Stands der Technik dadurch, dass mehr als eine 3D-Position des Markers ermittelt wird, und zwar zu unterschiedlichen Phasen. Dadurch ist die Bewegung des sich nahezu zyklisch bewegenden Objekts im Raum bekannt, sodass in der Darstellung entsprechende Informationen bereitgestellt werden können oder die Bewegung besonders präzise ausgeglichen werden kann.
Die Funktion kann insbesondere als affines 3D-Bewegungsfeld bereitgestellt werden, das die 3D-Positionen der Markierungskügelchen für unterschiedliche Zeitpunkte miteinander verbindet. Es können auch andere Klassen von Bewegungsfeldern benutzt werden wie zum Beispiel elastische Deformationen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden in Schritt c) die Positionen des Markers im dreidimensionalen Raum unter der Annahme einer periodisch sich perfekt wiederholenden Bewegung ermittelt. Diese Annahme ist bei Messung von Phasen über eine Vielzahl von Zyklen des sich nahezu zyklisch bewegenden Objekts (von Herzschlagperioden) am sinnvollsten. Zumindest sollte Schritt c) mit einer solchen Annahme beginnen. Bevorzugt wird eine dreidimensionale Position x_p,i zu einem i-ten 2D-Röntgenbilddatensatz ermittelt als
wobei mit j eine Nummerierung der 2D-Röntgenbilddatensätze erfolgt und u_j die in Schritt b) ermittelten Positionen in der Ebene des Röntgenstrahlungsdetektors sind. A(j, x) ist eine dem j-ten Röntgenbilddatensatz zugehörige Abbildungsvorschrift, die man z. B. aus den bekannten Projektionsmatrizen ableiten kann, und die vorliegend den Punkt x aus dem dreidimensionalen Raum jeweils auf die Ebene des Röntgenstrahlungsdetektors abbildet. Ferner ist λ(i, j) ein Gewicht für die Unterschiedlichkeit der zu dem i-ten und j-ten 2D-Röntgenbilddatensatz gemessenen Phasen. Die Berechnung der dreidimensionalen Positionen nach dieser Formel stellt je nach Ausgestaltung des Vorfaktors λ(i, j) eine Erweiterung der bisherigen Konzepte dar und ermöglicht in hoher Verallgemeinerung den Ausgleich der nahezu zyklischen Bewegung.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, bei der zunächst die Positionen des Markers im dreidimensionalen Raum unter der Annahme einer sich periodisch perfekt wiederholenden Bewegung ermittelt werden, wird in Schritt c) anschließend eine Korrekturrechnung zur Berücksichtigung eines nichtperiodischen Anteils in der Bewegung durchgeführt. Die Erfindung beruht in diesem Aspekt auf der Erkenntnis, dass auch ein nicht-periodischer Anteil in der Bewegung das Ableiten einer 3D-Position ermöglicht, wenn zuvor ein Wert ermittelt wurde, etwa nach der obigen Formel (1), und wenn die 2D-Röntgenbilddatensätze bzw. die darin ermittelten Positionen u_j der Marker berücksichtigt werden.
In der bevorzugten Ausführungsform wird dieser Aspekt der Erfindung dadurch realisiert, dass bei Berechnung der vorläufigen Position x_p,i zu einem i-ten 2D-Röntgenbilddatensatz die endgültige Position x_np,i berechnet wird
wobei L_i,ui = {x∈R³|A(i, x) = u_i}, wobei A(i, x) eine dem i-ten Röntgenbilddatensatz zugehörige Abbildungsvorschrift ist, die den Punkt x aus dem als dreidimensionalen Raum auf die Ebene des Röntgenstrahlungsdetektors abbildet. Die Menge L_i,ui ist die Menge von Volumenelementen, die von einem Röntgenstrahl durchlaufen werden, der von der Röntgenstrahlungsquelle austritt und auf der Markerposition u_i auftrifft. Es versteht sich von selbst, dass die endgültige Position x_np,i möglichst auf diesem Messstrahl liegen sollte. Bei vorheriger Berechnung von x_p,i gibt die Formel hierzu das Optimum an. Neben dem in der Formel (1) bzw. (4) berechneten quadratischen Abstandsmaß können andere Abstandsmaße verwendet werden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird aus allen 2D-Röntgenbilddatensätzen gemeinsam ein 3D-Röntgenbilddatensatz berechnet, wobei anhand der Funktion (also z. B. des affinen Bewegungsfelds) eine Bewegungskompensation erfolgt. Es wird somit, wie an sich aus dem Stand der Technik bekannt, ein bewegungskompensierter 3D-Bilddatensatz berechnet. Hier liegt die Besonderheit darin, dass zunächst die einzelnen Markerpositionen im dreidimensionalen Raum für unterschiedliche Herzschlagphasen ermittelt werden und daraus dann die Bewegungskompensation abgeleitet wird. Diese Art der Bewegungskompensation ist präziser als die Anpassung im 2D-Röntgenbilddatensatz, wie sie Mossavaghi et al. vornehmen.
Bei einer bevorzugten Variante dieser Ausführungsform der Erfindung wird für mehrere Phasen aus 2D-Röntgenbilddatensätzen je ein 3D-Bilddatensatz berechnet, wobei die 3D-Bilddatensätze zum Bereitstellen einer zeitlich variierenden Darstellung verwendet werden. Die 3D-Bilddatensätze werden insbesondere aus dem gemeinsamen 3D-Bilddatensatz unter Verwendung der Funktion abgeleitet.
Es sind sämtliche Arten von Darstellungen möglich, die auf Grundlage eines 3D-Bilddatensatzes gegeben werden können, nämlich Schnittbilder, Vorwärtsprojektionen oder volumenartige Bilddarstellungen („volume rendering“).
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird in Schritt c) zu genau jedem 2D-Röntgenbilddatensatz die Position des Markers in dreidimensionalen Raum ermittelt. Das Verfahren ermöglicht somit das Ableiten einer präzisen zeitlichen Abfolge der 3D-Positionen des Markers entsprechend der zeitlichen Abfolge der Aufnahme der 2D-Röntgenbilddatensätze und eine entsprechende Darstellung jeweils durch die Funktion, z. B. eben das affine 3D-Bewegungsfeld, so dass insgesamt entweder die oben beschriebene Bewegungskompensation besonders präzise erfolgen kann oder die zeitlich variierende Darstellung besonders exakt die tatsächlichen Gegebenheiten wiedergeben kann.
Nachfolgend wird eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung unter Bezug auf die Zeichnung näher beschrieben, in der die einzige
1 ein Flussschaubild zur Erläuterung einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens ist.
In dem Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahren geht es um das Bereitstellen einer bildlichen Darstellung eines Stents in den Herzkranzgefäßen, eines so genannten Koronarstents, und zwar wenn dieser mit Hilfe eines Ballonkatheters in den Herzkranzgefäßen platziert wird. An dem Ballonkatheter sind vorliegend Markierungskügelchen (Marker) angeordnet, die in 2D-Röntgenbildern besonders gut sichtbar sind. Anhand einer Erkennung der Marker und einer Ableitung ihrer Positionen wird auf die Bewegung des Stents zurückgeschlossen, um eine entsprechende Darstellung bereitstellen zu können. Die kardiale Bewegung des Stents kann als zyklisch genähert werden. Atembewegungen führen zu deutlichen Abweichungen von der zyklischen Bewegung und können in der Bildrekonstruktion zusätzlich berücksichtigt werden.
Die Erfindung beginnt damit, dass in Schritt S10 eine Mehrzahl von 2D-Bilddatensätzen zu dem Körper des Patienten, in dessen Herzkranzgefäßen der Stent platziert wird, gewonnen werden. Dies erfolgt mit Hilfe eines Röntgenangiografiesystems mit Röntgenstrahlungsquelle und Röntgenstrahlungsdetektor, wobei bei jedem 2D-Bilddatensatz eine andere Stellung dieser beiden vorgesehen wird. Beim Gewinnen der einzelnen 2D-Bilddatensätze wird gleichzeitig die Herzschlagphase aufgezeichnet, damit diese den einzelnen 2D-Bilddatensätzen zugeordnet werden kann.
In den einzelnen 2D-Bilddatensätzen sind die Marker nunmehr erkennbar. Zu jedem Marker wird vorliegend die Position u_i im zweidimensionalen Bildraum, also im Bildpunktraster mit den Koordinaten (u, v) ermittelt. (Vorliegend werden die einzelnen Marker nicht durchnummeriert, am Beispiel der einen Markerposition lässt sich bereits die Erfindung erläutern.)
Nachdem nun die Markerpositionen den 2D-Röntgenbildern ermittelt sind, lassen sich die Markerpositionen x_p,i im dreidimensionalen Raum in Schritt S14 unter der Annahme von Periodizität in der Bewegung des Herzens nach folgender Formel ermitteln:
Hierbei steht j als Summationsindex für eine Nummerierung der einzelnen 2D-Bilddatensätze. Die Funktion A(i, x) ist eine Abbildungsvorschrift zur Darstellung der perspektivischen Projektion des Voxels mit der Koordinate x auf das i-te Bild, und zwar auf der Grundlage der kalibrierten Projektionsmatrizen P_i, wobei gilt:
Die Funktion λ (i, j) ist ein von der Herzschlagphase abhängiger Gewichtungsfaktor. Sie ist nahe an der Zahl 1, wenn die Herzschlagphasen, die zu zwei 2D-Bilddatensätzen i, j zugehörig sind, ähnlich sind, und sie nähert sich an 0 für stark verschiedene Herzschlagphasen. Beispielsweise lässt sich definieren:
Hierbei ist h die Herzschlagphase zu einem 2D-Bilddatensatz, und das Abstandsmaß d_h berechnet die Nähe zweier Herzschlagphasen gemäß der Formel d_h(h₁, h₂) = min_c∈(0,1-1)|h₁ – h₂ + c|.
Der Parameter ω bezeichnet die Fensterung für das Gating, und der Parameter α passt die Form der Gatingfunktion an.
Durch die Verwendung der Formel (1) zur Berechnung der Markerpositionen x_p,i wird eine Mehrzahl von 2D-Bilddatensätzen jeweils zur Berechnung einer Markerposition x_p,i verwendet, wobei solche 2D-Bilddatensätze mit verwandter zugehöriger Phase zur Berechnung zu der einem bestimmten Bilddatensatz i zugehörigen Markerposition mit besonders hohem Gewicht einbezogen werden und andere mit wenig verwandter Phase nicht.
Nachdem nun die Markerpositionen im dreidimensionalen Raum berechnet wurden, könnte zwar an sich zum Schritt S18 übergegangen werden, bevorzugt erfolgt jedoch noch eine Berechnung gemäß Schritt S16, demgemäß die Markerpositionen x_p,i zu den Markerpositionen x_np,i korrigiert werden. Hierbei wird folgende Formel verwendet:
Die Menge L_i, u_i ist die Menge von Volumenelementen entlang des Messstrahls, der bei Aufnahme des i-ten Bilddatensatzes den Detektor auf der Markerposition u_i trifft. Es wird somit derjenige Punkt im dreidimensionalen Raum ausgewählt, der einerseits auf dem Messstrahl liegt und andererseits möglichst geringen Abstand von der in Schritt S14 berechneten, nunmehr lediglich als vorläufig angesehenen Markerposition x_p,i hat.
Nachdem nun für jeden 2D-Bilddatensatz i die zugehörige Markerposition x_np,i berechnet wurde, kann in Schritt S18 auf an sich bekannte Weise ein Bewegungsmodell M(i, x, s) abgeleitet werden, das durch einen Parametersatz s beschreibbar ist. Beispielsweise kann ein affines 3D-Bewegungsfeld vorgesehen werden. Da hier an den Stand der Technik angeknüpft wird, wird vorliegend auf eine Angabe spezifischer Formeln verzichtet. Insbesondere kann anstelle eines affinen Bewegungsmodells auch ein anderes Modell verwendet werden.
Das Bewegungsmodell M(i, x, s) ist nichts anderes als eine Funktion im dreidimensionalen Raum, die angibt, wie sich die Markerpositionen x_np,i im Laufe der Zeit, also von Abbildung zu Abbildung (von Projektion zu Projektion, also von 2D-Bilddatensatz zu 2D-Bilddatensatz) verschoben haben.
Auf Grundlage des Bewegungsmodells ist nunmehr in Schritt S20 eine bewegungskompensierte Rekonstruktion in an sich bekannter Weise möglich, um einen 3D-Bilddatensatz zu erhalten, auf Grundlage sämtlicher in Schritt S10 berechneten 2D-Bilddatensätze, aber unter Herausrechnung der immanenten Bewegung des Herzens bzw. der Herzkranzgefäße und damit des Stents. Nachdem in Schritt S20 ein 3D-Bilddatensatz zur Verfügung steht, kann in Schritt S22 eine beliebige Bilddarstellung gegeben werden, sei dies ein Schnittbild, eine Vorwärtsprojektion oder auch ein Volumenbild („volume rendering“).
Zusätzlich zum Berechnen der bewegungskompensierten Rekonstruktion in Schritt S20 kann in Schritt S24 eine 3D + t-Darstellung gegeben werden, also kann unter Einbeziehung des Bewegungsmodells zu unterschiedlichen Phasenintervallen, in die die nahezu zyklische Bewegung des Herzens eingeteilt wird, jeweils ein 3D-Bilddatensatz aus dem in Schritt S18 berechneten 3D-Bilddatensatz abgeleitet werden. Wird nun eine solche Darstellung gegeben, dass nacheinander auf der Grundlage unterschiedlicher 3D-Bilddatensätze in der Reihenfolge der zugehörigen Phasenintervalle (t-Darstellung) Bilder bereitgestellt werden, so erhält man eine zeitliche Abfolge der Bewegung des Stents in der Darstellung. Die 3D + t-Darstellung kann nach Art eines Films bereitgestellt werden oder alternativ durch Nebeneinander-Bereitstellen einzelner Darstellungen nach Art eines Filmstreifens.
Das vorliegende Ausführungsbeispiel geht von einem ebenen Röntgenstrahlungsdetektor aus. Unter geeigneter Anpassung der Formeln ist die Erfindung jedoch auch bei einem nicht-ebenen Rötenstrahlungsdetektor einsetzbar.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

B. Movassaghi, D. Schäfer, M. Grass, Volker Rasche, Onno Wink, Joel A. Garcia, James Y. Chen, John C. Messenger, and John D. Carroll, „3D reconstruction of coronary stents in vivo based on motion compensated X-ray angiogram“, in Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention – MICCAI 2006, Copenhagen, Denmark. Lecture Notes in Computer Science, vol. 4191, Seiten 177–184, Springer, Oktober 2006 [0006]

Claims

Verfahren zum Bereitstellen einer Darstellung eines sich nahezu zyklisch bewegenden Objekts, das zumindest einen röntgenstrahlendichten Marker aufweist oder mit dem sich zumindest ein röntgenstrahlendichter Marker mitbewegt, mit den Schritten: a) Gewinnen (S10) einer Mehrzahl von 2D-Röntgenbilddatensätzen, in denen jeweils zumindest ein Teil der Marker abgebildet ist, mit Hilfe einer Röntgenröhre und eines Röntgenstrahlungsdetektors, die jeweils eine andere Stellung einnehmen, und wobei jeweils eine Phase in der nahezu zyklischen Bewegung des Objekts gemessen wird, b) zu jedem 2D-Röntgenbilddatensatz Ermitteln (S12) der Position (u_i) einer Abbildung des jeweils zumindest einen Markers in einer Bildfläche des Röntgenstrahlungsdetektors, c) für zumindest zwei der 2D-Röntgenbilddatensätze, zu denen unterschiedliche Phasen gemessen wurden, jeweils Ermitteln der Position (x_p,i; x_np,i) des Markers im dreidimensionalen Raum aus den in Schritt b) ermittelten Positionen (u_i) für den jeweiligen 2D-Röntgenbilddatensatz und für zumindest einen weiteren 2D-Röntgenbilddatensatz, d) anhand der ermittelten 3D-Positionen des Markers im dreidimensionalen Raum Ermitteln (S18) einer die Bewegung des Objekts beschreibenden Funktion (M) e) mit Hilfe der Funktion (M) Bereitstellen (S22, S24) der Darstellung.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass in Schritt c) die Positionen (x_p,i) des Markers im dreidimensionalen Raum unter der Annahme einer sich periodisch perfekt wiederholenden Bewegung ermittelt werden.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass eine dreidimensionale Position x_p,i zu einem i-ten 2D-Röntgenbilddatensatz ermittelt wird als
wobei mit j eine Nummerierung der 2D-Röntgenbilddatensätze erfolgt, wobei u_j die Positionen in der Ebene des Röntgenstrahlendetektors sind, wobei ferner A(j, x) eine dem j-ten Röntgenbilddatensatz zugehörige Abbildungsvorschrift ist, die einen Punkt x aus dem dreidimensionalen Raum jeweils auf die Ebene des Röntgenstrahlendetektors abbildet, und wobei λ(i, j) ein Gewicht für die Unterschiedlichkeit der zugehörigen Phasen ist.
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass in Schritt c) abschließend eine Korrekturrechnung zur Berücksichtigung eines nicht-periodischen Anteils in der Bewegung erfolgt (S16).
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass beim Berechnen der vorläufigen Position x_p,i zu einem i-ten 2D-Röntgenbilddatensatz die endgültige Position x_np,i berechnet wird, als:
L_i,ui = {x∈R³|A(i, x) = u_i}, wobei A(i, x) eine dem i-ten Röntgenbilddatensatz zugehörige Abbildungsvorschrift ist, die den Punkt x aus dem dreidimensionalen Raum auf die Ebene des Röntgenstrahlendetektors abbildet.
Verfahren nach einem Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass aus allen 2D-Röntgenbilddatensätzen gemeinsam ein 3D-Röntgenbilddatensatz berechnet wird (S20), wobei anhand der Funktion (M) eine Bewegungskompensation erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass unter Einsatz des 3D-Röntgenbilddatensatzes und der Funktion (M) für mehrere Phasenintervalle zu den gemessenen Phasen aus 2D-Röntgenbilddatensätzen jeweils ein weiterer 3D-Bilddatensatz berechnet wird, wobei die 3D-Bilddatensätze zum Bereitstellen einer zeitlich variierenden Darstellung (S24) verwendet werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in Schritt c) zu jedem 2D-Röntgenbilddatensatz die Position des zumindest einen Markers im dreidimensionalen Raum ermittelt wird.