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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur phasenkorrelierten Bildrekonstruktion aus tomographischen Messdaten der medizinischen Bildgebung, die über einen mehrere Herzzyklen umfassenden Zeitraum aufgenommen wurden. Die Erfindung betrifft auch eine Vorrichtung zur Durchführung des vorgeschlagenen Verfahrens. Das Verfahren und die Vorrichtung eignen sich besonders für die Bildrekonstruktion in der Computer-Tomographie (CT), insbesondere der Kardio-CT.
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Derzeit werden in der Kardio-CT Akquisitionsschemata und Rekonstruktionsverfahren benutzt, die eine phasenbezogene Darstellung des Herzens entweder durch prospektive Triggerung oder durch retrospektive Datenauswahl (Gating) ermöglichen. Bei der prospektiven Triggerung werden Messdaten nur während einer bestimmten Herzphase jedes Herzzyklus aufgenommen. Im restlichen Zeitraum wird die Röntgenröhre nicht oder nur mit deutlich verminderter Leistung betrieben. Der Triggerimpuls wird über ein EKG-Signal erzeugt. Damit können durch die Herzbewegung verursachte Bewegungsartefakte in den rekonstruierten Bildern vermieden werden. Bei der retrospektiven Datenauswahl können prinzipiell die Messdaten über den gesamten Herzzyklus aufgenommen werden, um nachträglich nur die Messdaten auszuwählen und für die Bildrekonstruktion heranzuziehen, die in der jeweils gleichen Phase des Herzzyklus aufgezeichnet wurden.
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Bei schneller Gantry-Rotation und/oder beim Einsatz von Zwei-Röhren-Systemen wird eine hohe zeitliche Auflösung erreicht. Bei höheren Herzraten muss jedoch auch bei der prospektiven Triggerung der Hochstrombereich der Röntgenröhre über den diagnostisch relevanten zeitlichen Bereich hinaus erweitert werden, da die optimale Herzphase auch hier retrospektiv justiert werden muss. Des Weiteren ist für funktionale Untersuchungen auch eine Bestrahlung während der Endsystole erforderlich. In beiden Fällen ist, ebenso wie bei der retrospektiven Datenauswahl, eine so genannte Überstrahlung erforderlich, die nicht vollständig klinisch genutzt wird. Die Nutzung der gesamten applizierten Strahlung ist jedoch zur Verbesserung der Quantenstatistik im rekonstruierten Bild wünschenswert, um die applizierte Dosis optimal zu nutzen. Wenn die vollständige Nutzung der applizierten Strahlung möglich ist, lässt sich bei konstantem Kontrast-zu-Rauschen die Patientendosis reduzieren.
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Zur verbesserten Ausnutzung der applizierten Röntgendosis ist es möglich, die Messdaten aus den unterschiedlichen Phasen zu registrieren. Hierzu werden zunächst Bilder für unterschiedliche Herzphasen jeweils phasenbezogen rekonstruiert und anschließend mittels 3D-3D-Registrierung Bewegungsfelder bestimmt. Diese Bewegungsfelder finden dann Eingang in eine bewegungskompensierte Bildrekonstruktion aus den Messdaten. Die Bestimmung der Bewegungsfelder aus den phasenbezogenen rekonstruierten Bildern muss jedoch hochgenau sein, um die genaue Registrierung der Koronargefäße zu gewährleisten.
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Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur phasenkorrelierten Bildrekonstruktion aus tomographischen Messdaten der medizinischen Bildgebung anzugeben, die die applizierte Dosis ohne Bestimmung von Bewegungsfeldern vollständig nutzt.
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Die Aufgabe wird mit dem Verfahren und der Vorrichtung gemäß den Patentansprüchen 1 und 5 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des Verfahrens und der Vorrichtung sind Gegenstand der abhängigen Patentansprüche oder lassen sich der nachfolgenden Beschreibung sowie dem Ausführungsbeispiel entnehmen.
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Bei dem vorgeschlagenen Verfahren wird aus den tomographischen Messdaten, die über einen mehrere Herzzyklen umfassenden Zeitraum aufgenommen wurden, zunächst ein nicht-phasenbezogenes 3D-Bild bzw. Bildvolumen fstd aus allen oder zumindest einem Teil der Messdaten über die mehreren Herzzyklen rekonstruiert. Die Bildrekonstruktion erfolgt in bekannter Weise mit einem geeigneten Rückprojektor. Anschließend wird eine iterative phasenkorrelierte Bildrekonstruktion durchgeführt, die mit dem nicht-phasenbezogenen Bildvolumen fstd initialisiert wird. Bei dieser iterativen phasenkorrelierten Bildrekonstruktion wird das rekonstruierte Bildvolumen fk im k-ten Iterationsschritt nach folgender Gleichung neu berechnet (Update-Gleichung): fk+1 = fk + X–1 pc·(p – Xpc·fk) + R(fk), wobei X–1 pc dem Rückprojektor für die Bildrekonstruktion, Xpc dem korrespondierenden Projektor, p den phasenkorrelierten Messdaten für die phasenrichtige Rückprojektion und R(fk) einem Regularisierungsterm zur Stabilisierung der Iteration entsprechen. Die phasenkorrelierten Messdaten p für die phasenrichtige Rückprojektion sind die Messdaten, die jeweils im gleichen Zeitraum während der gleichen Herzphase jedes Herzzyklus aufgenommen wurden. Sie entsprechen somit den Messdaten, die auch bei einer retrospektiven Datenauswahl für die Rekonstruktion verwendet werden würden. Die gleiche Herzphase bzw. der gleiche Zeitraum kann ebenso in üblicher Weise aus einem während der Messdatenerfassung gleichzeitig aufgenommenen EKG-Triggersignal abgeleitet werden. Unter den Messdaten sind dabei die während der Durchführung der Bildgebung aufgezeichneten und gegebenenfalls weiterverarbeiteten Daten vor der Bildrekonstruktion zu verstehen, aus denen dann die 3D-Bilder bzw. Bildvolumina rekonstruiert werden.
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Bei dem vorgeschlagenen Verfahren kann die Iteration nach einer fest vorgegebenen Anzahl von Iterationsschritten oder nach Erreichen oder Überschreiten eines vorgegebenen Übereinstimmungsgrades zwischen dem rekonstruierten Bildvolumen des aktuellen Iterationsschrittes zu dem rekonstruierten Bildvolumen des vorangegangenen Iterationsschrittes beendet werden. Das phasenkorrelierte rekonstruierte Bildvolumen wird nach Abschluss der Iteration an einem Bildschirm dargestellt.
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Mit dem vorgeschlagenen Verfahren werden aufgrund der phasenkorrelierten Bildrekonstruktion Bewegungsartefakte durch die Herzbewegung reduziert, zugleich aber die gesamten aufgezeichneten Messdaten bzw. der daraus ausgewählte Teil zur Verringerung des Bildrauschens genutzt. Es wird somit eine phasenkorrelierte Bildrekonstruktion ermöglicht, die ohne eine genaue Bestimmung von Bewegungsfeldern auskommt und dennoch die applizierte Strahlung optimal ausnutzt.
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In einer bevorzugten Ausgestaltung des vorgeschlagenen Verfahrens wird als Regularisierungsterm ein Hochpassfilter zur Stabilisierung der Iteration eingesetzt. In einer alternativen Ausgestaltung kann die Regularisierung auch in Form einer TV (Total Variation)-Norm Minimierung formuliert werden, die wiederum das nicht-phasenbezogene Bildvolumen fstd verwendet. In jedem Iterationsschritt wird dabei die Kostenfunktion α·|∇fstd|L1 + (1 – α)·|∇fk|L1 0 ≤ α ≤ 1 minimiert. Der Parameter α stellt hierbei einen Wichtungsfaktor dar. L1 bezeichnet die L1-Norm eines Vektors. In dieser Ausgestaltung wird somit R(fk) = α·|∇fstd|L1 + (1 – α)·|∇fk|L1 der obigen Update-Gleichung gesetzt.
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Die vorgeschlagene Vorrichtung umfasst eine Speichereinrichtung zur Speicherung der über mehrere Herzzyklen aufgenommenen Messdaten sowie einen Rechenprozessor, mit dem die für das Verfahren erforderlichen Rechenschritte zur Bildrekonstruktion durchgeführt werden. Die Vorrichtung umfasst weiterhin eine Rekonstruktionseinheit, die so ausgebildet ist, dass sie zunächst eine Rekonstruktion eines nicht-phasenbezogenen Bildvolumens fstd aus den abgespeicherten Messdaten oder einem für die spätere Verringerung des Rauschens ausreichend großen Teil dieser Messdaten durchführt. Die Rekonstruktionseinheit ist weiterhin so ausgebildet, dass sie anschließend eine iterative phasenkorrelierte Bildrekonstruktion durchführt, die mit dem nicht-phasenbezogenen Bildvolumen fstd initialisiert wird und bei der im k-ten Iterationsschritt das rekonstruierte Bildvolumen fk nach der obigen Update-Gleichung neu berechnet wird. Vorzugsweise ist die Vorrichtung mit einem Bildschirm verbunden, an dem das phasenkorrelierte rekonstruierte Bildvolumen nach Abschluss der Iteration dargestellt wird.
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Das Verfahren lässt sich sowohl für CT-Systeme mit nur einem Aufnahmesystem, d.h. einer Röntgenröhre und einem Röntgendetektor, als auch für so genannte Mehrstrahler-Systeme einsetzen. Das Verfahren ist selbstverständlich auch für andere CT-Systeme oder C-Bogen-Systeme geeignet.
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Das vorgeschlagene Verfahren und die zugehörige Vorrichtung werden nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels in Verbindung mit den Zeichnungen nochmals näher erläutert. Hierbei zeigen:
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1 ein Beispiel für den Röhrenstrom als Funktion der Zeit in der Kardio-CT;
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2 eine schematische Darstellung des Verfahrensablaufes beim vorgeschlagenen Verfahren; und
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3 eine schematische Darstellung der Vorrichtung.
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Bei der Kardio-CT werden beim retrospektiven Gating Messdaten über mehrere Herzzyklen aufgezeichnet. 1 zeigt hierzu in der linken Teilabbildung den Röhrenstrom I der Röntgenröhre über einen vollständigen Herzzyklus. Für die phasenkorrelierte Bildrekonstruktion werden jedoch in vielen Fällen lediglich die Messdaten in einem Bereich 2 um den Zeitpunkt 1 genutzt, an dem das CT-Bild rekonstruiert werden soll. Der restliche Bereich 3 der Messdaten wird nicht für die Bildrekonstruktion genutzt. Bei prospektiver Triggerung lässt sich der Hochstrombereich im diagnostisch relevanten Fenster eng einschränken. Für höhere Herzraten oder in Fällen, in denen zusätzlich funktionelle Information gefordert ist, muss der Hochstrombereich jedoch wieder erweitert werden. Dies führt dann wiederum zu einem größeren zeitlichen Bereich an Messdaten, die nicht genutzt werden.
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Beim vorgeschlagenen Verfahren wird die Nutzung der für die Erfassung der Messdaten applizierten Röntgendosis in einem iterativen Rekonstruktionsprozess optimiert bzw. besser genutzt. Dies ist in der rechten Teilabbildung der 1 angedeutet, bei der für die Bildrekonstruktion zum Zeitpunkt 1 der gesamte Bereich 4 der Messdaten während eines Herzzyklus genutzt wird. Dies gilt selbstverständlich für sämtliche Herzzyklen, über die die Messdatenaufnahme erfolgt.
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Bei dem vorgeschlagenen Verfahren wird nach der Akquisition 5 der Messdaten zunächst ein nicht-phasenkorreliertes Bildvolumen fstd, im Folgenden auch als Prior-Bildvolumen bezeichnet, in einer nicht-phasenkorrelierten Rekonstruktion 6 erzeugt. Dieses Prior-Bildvolumen fstd akkumuliert alle applizierte Dosis, d.h. es berücksichtigt einen zeitlichen Bereich der Messdaten > 180° (bezogen auf die Gantry-Rotation). Im Extremfall umfasst dieser Datenbereich die komplette Hochstromphase der Röntgenröhre für jeden Herzzyklus. Das Prior-Bildvolumen fstd initialisiert dann die phasenbezogene iterative Rekonstruktion 8, für die eine Auswahl 7 von Messdaten p herangezogen wird. Durch die phasenbezogene Rekonstruktion des Korrekturterms p – Xpc·fk werden Bewegungsartefakte im Prior-Bild reduziert, zugleich aber das geringe Rauschen des Prior-Bildes in die Update-Bilder der Iteration transportiert. Im k-ten Iterationsschritt gelte folgende Update-Gleichung: fk+1 = fk + X–1 pc·(p – Xpc·fk) + R(fk) fk beschreibt das rekonstruierte Bildvolumen im Update-Schritt k. Der Projektor Xpc bzw. der Rückprojektor X–1 pc garantiert die phasenrichtige Vorwärtsprojektion bzw. Rekonstruktion und p bezeichnet den Bereich der Messdaten, der für die phasenrichtige Kardio-Rekonstruktion benötigt wird. Die Iteration wird mit dem Prior-Bildvolumen fstd initialisiert. R(fk) bezeichnet einen Hochpassfilter zur Stabilisierung der Iteration (Regularisierung). Die Regularisierung korreliert Grauwerte in Pixel-Nachbarschaften.
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Nach dem Ende der Iteration, beispielsweise nach einer festen Anzahl von Iterationsschritten oder bei Unterschreiten eines Vergleichsmaßes des jeweils rekonstruierten Bildvolumens zum Bildvolumen des vorangehenden Iterationsschrittes, wird die Iteration beendet und das aktuell rekonstruierte Bildvolumen bzw. CT-Bild an einem Bildschirm dargestellt (Schritt 9 in 2). Der schematisierte Verfahrensablauf ist aus der 2 ersichtlich.
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3 zeigt stark schematisiert einen beispielhaften Aufbau der Vorrichtung bzw. Datenverarbeitungseinrichtung mit der Speichereinrichtung 10 zur Speicherung der aufgenommenen Messdaten, dem Rechenprozessor 11, mit dem die für die Bildrekonstruktion erforderlichen Rechenschritte durchgeführt werden, und der Rekonstruktionseinheit 12, beispielsweise einem Softwaremodul. Die Rekonstruktionseinheit 12 führt unter Nutzung der Speichereinheit und des Rechenprozessors die Bildrekonstruktion gemäß dem vorgeschlagenen Verfahren durch. Das rekonstruierte Bild kann dann an dem angeschlossenen Bildschirm 13 dargestellt werden.
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Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
