DE102011083641A1

DE102011083641A1 - Verfahren, Rechensystem und CT-System zur Bestimmung eines Bewegungsfeldes und zur Erzeugung eines bewegungskompensierten Cardio-CT-Bilddatensatzes

Info

Publication number: DE102011083641A1
Application number: DE201110083641
Authority: DE
Inventors: Dr. Bruder Herbert; Rainer Raupach; Martin Sedlmair
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-09-28
Filing date: 2011-09-28
Publication date: 2013-03-28

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung von Bewegungsfeldern in einem Aufnahmevolumen eines Cardio-CT-Bilddatensatzes, wobei ein vorgegebener Zyklusbereiches (IR) in eine Vielzahl von Phasenabschnitten (u1–uN) unterteilt wird, CT-Bilddaten zu jedem Phasenabschnitt (u1–uN) rekonstruiert werden, wobei der Beginn (Pi) der Projektionswinkelbereiche der jeweils hierzu verwendeten Projektionsdaten dem Beginn der jeweiligen Phasenabschnitte (ui) entspricht, phasenabschnittabhängige Bewegungsfelder durch Anwendung einer Registrierung auf die Vielzahl phasenabschnittsspezifisch rekonstruierter CT-Bilddaten (Vi) bestimmt werden. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Erzeugung eines bewegungskompensierten Cardio-CT-Bilddatensatzes unter Anwendung einer bewegungskompensierenden Rekonstruktion und Verwendung der phasenabschnittabhängigen Bewegungsfelder hierfür. Außerdem betrifft die Erfindung auch ein Rechensystem zur Bildrekonstruktion und ein CT-System mit einem solchen Rechensystem, wobei im Betrieb die zuvor genannten Verfahren ausgeführt werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung eines Bewegungsfeldes, bestehend aus einer Vielzahl ortsspezifischer Bewegungsvektoren, in einem Cardio-CT-Bilddatensatz. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Erzeugung eines bewegungskompensierten Cardio-CT-Bilddatensatzes. Außerdem betrifft die Erfindung auch ein Rechensystem zur Bildrekonstruktion und ein CT-System mit einem solchen Rechensystem, wobei im Betrieb die zuvor genannten Verfahren ausgeführt werden.
Es ist allgemein bekannt, dass durch die Herzbewegung während einer CT-Aufnahme die aufgenommen Daten inkonsistent sind und zu Bildartefakten führen, welche wiederum die klinische Nutzbarkeit der Daten stark beschränkt. Zur Vermeidung solcher Bildartefakte wird in der modernen CT-Herzbildgebung die phasenbezogene Darstellung des Herzens durch die Aufnahme beziehungsweise Verwendung von herzphasenbezogenen Daten erzeugt. Grundlegend gibt es hierzu ein retrospektives und ein prospektives Akquisitionsschema. Beim prospektiven Akquisitionsschema werden nur Daten in einem gewissen Fenster um die Ruhephase des Herzens aufgenommen und zur Bildrekonstruktion verwendet. Gemeinsames Ziel dieser Ansätze ist es die Herzbewegung quasi einzufrieren, um die Dateninkonsistenz zu minimieren und damit die Bildqualität zu maximieren.
Durch eine relativ zur Herzbewegung zu langsame Gantryrotation beziehungsweise einen relativ zur Gantryrotation zu schnellen Herzschlag reichen diese Strategien jedoch nicht aus um eine genügend gute zeitliche Auflösung zu erreichen, um ein artefaktfreies Bild zu berechnen. Im Stand der Technik sind verschiedene Algorithmen, um die zeitliche Auflösung im Nachhinein zu verbessern, bekannt.
So wird in der Druckschrift H. Schöndube, T. Allmendinger, K. Stierstorfer, H. Bruder, and T. Flohr "Evaluation of a novel CT image reconstruction algorithm with enhanced temporal resolution" in: Proceedings of SPIE, p. 79611 N, 2011, eine Reduzierung der benötigten Datenmenge durch Unterschreitung der theoretischen Winkelabtastung von 180 Grad beschrieben, wobei aufgrund der unvollständigen Daten die Bildqualität iterativ optimiert werden muss.
Weiterhin wird in der Druckschrift D. Schäfer, J. Borgert, V. Rasche, and M. Grass. "Motion-Compensated and Gated Cone Beam Filtered Back-Projection for 3-D Rotational X-Ray Angiography", IEEE Transactions on Medical lmaging, Vol. 25, No. 7, pp. 898–906, July 2006, offenbart, dass bei bekannter Objektbewegung der zur Rekonstruktion verwendeten Daten, diese während einer bewegungskompensierenden Rekonstruktion berücksichtigt werden können. Dieses Vorgehen führt zu einer erheblichen Verbesserung der Bildqualität.
Bislang ungelöst ist hierbei allerdings das Problem einer korrekten Schätzung der Bewegung, um die Bildqualität des „best-phase“-Bildes, also des Bildes aus einer Phase optimaler Ruhe und damit höchster Qualität, zu verbessern. Bisherige Ansätze schätzen lediglich die Bewegung durch Registrierung von zwei 3D-Standardrekonstruktionen verschiedener Herzphasen. Es konnte jedoch keine Verbesserung der Qualität des „best-phase“-Bildes gezeigt werden, da dieses die zeitliche Auflösung der registrierten Daten inhärent beschränkt. Hingegen konnten die Bilder schlechterer Herzphasen erheblich verbessert werden und so z.B. die Darstellung einer anderen Herzphase in verbesserter Bildqualität ermöglicht werden.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und ein CT-System oder ein Rechensystem zur Bildrekonstruktion zu finden, welche die verbleibenden Bildartefakte – durch eine verbesserte Bestimmung der Bewegung des Herzens beziehungsweise eine verbesserte Bestimmung eines Bewegungsfeldes für eine anschließende Korrektur der Bilddaten – reduzieren.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es also, die Bestimmung eines Bewegungsfeldes zur Anwendung in einem bewegungskompensierenden Rekonstruktionsalgorithmus zu verbessern.
Die Erfinder haben erkannt, dass sich das an sich bekannte Verfahren einer bewegungskompensierenden Rekonstruktion mit Hilfe eines zuvor – auf der Basis einer „best phase“-Rekonstruktion – bestimmten Bewegungsfeldes verbessern lässt, indem die zur bewegungskompensierenden Rekonstruktion von Cardio-CT-Bilddatensätzen erforderlichen Bewegungsfelder nicht nur auf der Basis von Bilddaten aus der besten Ruhephase eines durch Registrierung von Bildvolumina bestimmt werden. Es wird hierzu vorgeschlagen, einen Datenbereich D_best, der den zur Referenzphase erforderlichen Datensatz enthält, in mehrere Sektoren oder Projektionsintervalle S_j, mit j = 1, ... N einzuteilen, mit
Die Endpunkte der Sektoren entsprechen somit im Herzzyklus benachbarten Phasenzeitpunkten P_j, mit j = 1, ..., N. Zu den Phasenzeitpunkten P_j, kann jeweils eine Standard-Cardio-Rekonstruktion, also zunächst eine nicht durch die Verwendung von Bewegungsfeldern bewegungskompensierende Rekonstruktion, durchgeführt. Der dazu erforderliche Datensektor sei mit D_j bezeichnet. Man erhält somit die Herzvolumina V_j zu den verschiedenen Phasenzeitpunkten P_j. Unter Verwendung einer rigiden und/oder nicht-rigiden Registrierung können aus diesen Herzvolumina Bewegungsfelder u_j, (i = 1, ..., K) abgeleitet werden. Diese Bewegungsfelder können dann in einer finalen, bewegungskompensierenden Rekonstruktion genutzt werden, um die Projektionen im Rekonstruktionsbereich D_Rec mit den detektierten, finalen Bewegungsfeldern zu korrigieren.
Des Weiteren kann die Bestimmung der Bewegungsfelder u_j durch zusätzliche Iterationen weiter verbessert werden. Dabei werden in der i-ten Iteration Herzvolumina Vⁱ _j bestimmt, die durch bewegungskompensierende Rekonstruktion mit dem Bewegungsfeld u^i-1 _j berechnet werden. Mit jeder Iteration i erhält man somit einen neuen Satz von Bewegungsfeldern uⁱ _j durch Registrierung der Volumina V_j und Vⁱ _j. Nach K Iterationen errechnet sich das Bewegungsfeld u*_j im j-ten Datensektor D_j zu
Der Operator ∏ bezeichnet die Komposition der iterativ berechneten Bewegungsfelder, die im einfachsten Fall aus einer mit Gewichten g_i gewichteten Summe der je Iteration bestimmten Bewegungsfelder bestehen kann.
Die finalen Bewegungsfelder u*_j werden den Phasenbereichen [P*_j-1, P*_j] zugeordnet, für die gilt [p_j-1, p_j-1 + D_rec] ∩ [p_j,p_j + D_rec] = {}. Dies geschieht in den Phasenbereichen [P*_j-1, P*_j] durch gewichtete Summation aller u*_i, für die D_i ∩ D_j = {}, d.h.
(w(i, j) ist eine Gewichtsfunktion, die z.B. den zeitlichen Abstand von D_i und D_j misst.
Entsprechend diesem Grundgedanken schlagen die Erfinder die folgenden Verfahren und Vorrichtungen vor:
Ein Verfahren zur Bestimmung von Bewegungsfeldern, jeweils bestehend aus einer Vielzahl orts- und zeitspezifischer Bewegungsparameter, in einem Aufnahmevolumen eines Cardio-CT-Bilddatensatz eines Patienten mit einem schlagenden Herzen, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte:

– Erfassung oder Übertragung einer Vielzahl von Projektionsdaten eines Computertomographie-Systems, umfassend einen vorgegebenen Zyklusbereich einer Herzbewegung, welche die unmittelbare Rekonstruktion von CT-Bilddaten erlauben,
– Aufteilung des vorgegebenen Zyklusbereiches in eine Vielzahl von Phasenabschnitten,
– Ausführung einer Rekonstruktion von phasenabschnittsspezifischen CT-Bilddaten des Herzens zu jedem Phasenabschnitt mit einem ersten Rekonstruktionsverfahren, wobei der Beginn der Projektionswinkelbereiche der jeweils hierzu verwendeten Projektionsdaten dem Beginn der jeweiligen Phasenabschnitte entspricht,
– Ermittlung phasenabschnittabhängiger Bewegungsfelder durch Anwendung einer Registrierung auf die Vielzahl von phasenabschnittsspezifisch rekonstruierten CT-Bilddaten,
– Speicherung und/oder Ausgabe des Bewegungsfeldes.

Durch diese Berechnungsweise eines Bewegungsfeldes wird es nun möglich, mit Hilfe einer bewegungskompensierenden Rekonstruktion eine Verbesserung der Qualität eines „best-phase“-Bildes zu erreichen.
Vorteilhaft ist es bei dem oben beschriebenen Verfahren, wenn das erste Rekonstruktionsverfahren auf einer nicht-bewegungskompensierenden Rekonstruktionsmethode basiert, wobei bevorzugt ein Verfahren aus der nachfolgenden Liste verwendet wird:

– FDK-Rekonstruktionsverfahren (FDK = Feldmann-Davis-Kress),
– Clack-Defrise-Rekonstruktionsverfahren,
– auf Hilberttransformation basierendes Rekonstruktionsverfahren,
– auf Fouriertransformation basierendes Rekonstruktionsverfahren,
– auf Rückprojektion basierendes Rekonstruktionsverfahren,
– gefilterte Rückprojektion (= FBP).

Alternativ kann allerdings auch das erste Rekonstruktionsverfahren schon auf einer bewegungskompensierenden Rekonstruktionsmethode basieren, wobei bevorzugt die Bestimmung des Bewegungsfeldes iterativ so lange ausgeführt wird, bis ein vorgegebener Optimierungsparameter eine vorgegebene Schwelle überbeziehungsweise unterschreitet oder einen Extremwert einnimmt.
Aufgrund einer begrenzt schnellen Abtastung des verwendeten CT-Systems, kann es weiterhin von Vorteil sein, wenn die zur Durchführung des Verfahrens verwendeten Projektionsdaten – die bekannter Weise einen Projektionswinkelbereich von mindestens 180° + Detektorwinkel aufweisen müssen – zur unmittelbaren Rekonstruktion aus mehreren Bewegungszyklen des Herzens gesammelt werden.
Zur Verbesserung der zeitlichen Auflösung kann es weiterhin günstig sein, wenn die Projektionsdaten zur Erzeugung der verwendeten Projektionsdatensätze aus mehreren Strahler-/Detektor-Systemen des gleichen CT-Systems stammen, also beispielsweise ein Dual- oder Multi-Source-CT-System zur Abtastung verwendet wird.
Weiterhin kann es vorteilhaft sein, das Bewegungsfeld nicht über den gesamten abgetasteten Bereich des Objektes zu bestimmen, sondern nur über einen Teilbereich des abgetasteten Objektes zu berechnen und damit wesentliche Rechenzeit zu ersparen. Da bei der Cardio-CT in der Regel nur der unmittelbare Bereich des Herzens in Bewegung ist und der restliche Bereich des Thorax auch diagnostisch weniger von Interesse ist, genügt hierbei eine Konzentration auf den tatsächlich sich bewegenden Bildbereich, also das Herz.
Weiterhin kann das zu berechnende Bewegungsfeld des gesamten abgetasteten Objektes aus mehreren Teilvolumina zusammengesetzt werden und insgesamt eine räumlich dreidimensionale Ausdehnung aufweisen.
Erfindungsgemäß wird außerdem auch ein Verfahren zur Erzeugung eines Cardio-CT-Bilddatensatzes eines schlagenden Herzens eines Patienten vorgeschlagen, wobei eine Rekonstruktion eines endgültigen Cardio-CT-Bilddatensatzes unter Anwendung eines bewegungskompensierenden Rekonstruktionsalgorithmus und unter Berechnung eines Bewegungsfeldes gemäß der oben beschriebenen erfindungsgemäßen Art ausgeführt wird und ein endgültiger Cardio-CT-Bilddatensatzes gespeichert oder auf einem Bildwiedergabesystem ausgegeben wird.
Hierbei können vorteilhaft die phasenabschnittsabhängigen Bewegungsfelder gewichtet in den bewegungskompensierenden Rekonstruktionsalgorithmus eingehen, wobei die Gewichtung der phasenabschnittsabhängigen Bewegungsfelder auf der Basis einer physiologischen Betrachtung einer Herzbewegung vorgenommen werden kann. Durch letztere Maßnahme können physiologische Kenntnisse, wie beispielsweise das Wissen über den zeitlichen Bewegungsablauf des Herzens, einfließen.
Bei diesem oben genannten Verfahren ist es besonders günstig, wenn zur Einsparung von Rechenzeit eine zur Bestimmung des Bewegungsfeldes verwendete erste räumliche Bildauflösung geringer ist als eine zweite räumliche Bildauflösung des endgültigen Cardio-CT-Bilddatensatzes.
Neben dem erfindungsgemäßen Verfahren schlagen die Erfinder auch ein Rechensystem zur Bildrekonstruktion mit einem Speicher zur Speicherung von Computerprogrammen und einem Prozessor zur Ausführung der gespeicherten Computerprogramme vor, wobei im Speicher mindestens ein Computerprogramm gespeichert ist, welches im Betrieb des Rechensystems die Verfahrensschritte des erfindungsgemäßen Verfahrens ausführt.
Auch ein CT-System, insbesondere ein Dual-Source-CT-System, mit einem zuvor beschriebenen Rechensystem gehört zum Rahmen der Erfindung.
Im Folgenden wird die Erfindung und bevorzugte Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: CT-System/C-Bogen-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 7: Schwenkarm; 8: Untersuchungsliege; 9: Systemachse; 10: Rechensystem; 11: Kontrastmittelapplikator; 12: EKG-Leitung; I_R: Zyklusbereich; M_i: Bewegungsfelder; P: Patient; Prg₁–Prg_n: Computerprogramme; P_i: Phasenposition; Reg: Registrierungsalgorithmus; u_i: Phasenabschnitt; V_i: CT-Bilddatensatz; Z_j: Herzzyklus.
Es zeigen im Einzelnen:
1: CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
2: C-Bogen-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
3: Schematische Darstellung der Bestimmung von phasenabschnittsbezogenen Bewegungsfeldern..
Die 1 zeigt beispielhaft ein CT-System 1 mit einem Rechensystem 10 mit dem das erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt werden kann. Das CT-System 1 weist ein erstes Röhren-/Detektor-System mit einer Röntgenröhre 2 und einem gegenüberliegenden Detektor 3 auf. Optional kann dieses CT-System 1 über eine zweite Röntgenröhre 4 mit einem gegenüberliegenden Detektor 5 verfügen. Beide Röhren-/Detektor-Systeme befinden sich auf einer Gantry, die in einem Gantrygehäuse 6 angeordnet ist und sich während der Abtastung um eine Systemachse 9 dreht. Der Patient P befindet sich auf einer verschiebbaren Untersuchungsliege 8, die entweder kontinuierlich oder sequentiell entlang der z-Achse beziehungsweise Systemachse 9 durch das im Gantrygehäuse 6 befindliche Abtastfeld geschoben wird, wobei die Schwächung der von den Röntgenröhren ausgesandten Röntgenstrahlung durch die Detektoren gemessen wird.
Während der Messung kann dem Patienten P mit Hilfe eines Kontrastmittelapplikators 11 ein Kontrastmittelbolus injiziert werden, so dass Blutgefäße besser erkennbar werden oder eine Perfusionsmessung durchgeführt werden kann. Bei Cardioaufnahmen kann zusätzlich, mit Hilfe einer EKG-Leitung 12, die Herztätigkeit gemessen werden und eine EKG-gegatete Abtastung durchgeführt werden.
Die Steuerung des CT-Systems und auch die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens erfolgt mit Hilfe einer Recheneinheit 10, in der sich Computerprogramme Prg₁ bis Prg_n befinden, die auch das zuvor beschriebene erfindungsgemäße Verfahren durchführen können. Zusätzlich kann über diese Recheneinheit 10 auch die Ausgabe von Bilddaten erfolgen.
Alternativ kann das erfindungsgemäße Verfahren auch in Verbindung mit den Detektordaten eines CT-Systems in Art eines C-Bogen-System 1, wie es in der 2 gezeigt ist, ausgeführt werden. Das hier dargestellte C-Bogen-System 1 verfügt ebenfalls über eine Röntgenröhre 2 mit einem gegenüberliegenden flächig ausgebildeten Detektor 3. Beide Systeme sind mit Hilfe eines Schwenkarms 7 in beliebiger Stellung um den Patienten P zu schwenken. Der Patient P befindet sich dabei auf einer Patientenliege 8, die zusätzlich über ein Kontrastmittelapplikationssystem 11 verfügt, um gegebenenfalls zur Darstellung von Blutgefäßen Kontrastmittel zu injizieren. Weiterhin kann auch bei diesem C-Bogen-System eine hier nicht näher dargestellte EKG-Abtastung zur Bestimmung des Herzzyklus und der darin eingebetteten Zyklusphasen stattfinden.
Gesteuert wird das System ebenfalls über die Recheneinheit 10, die in ihrem Speicher Computerprogramme Prg₁ bis Prg_n aufweist, die unter anderem auch das erfindungsgemäße Verfahren zur Bestimmung eines Bewegungsfeldes und mit Hilfe dieses Bewegungsfeldes optimierter bewegungskompensierenden Rekonstruktion von tomographischen Bilddaten durchführen können.
Wie zuvor bereits beschrieben hängt das Resultat einer bewegungskompensierenden Rekonstruktion eines Bildes f_bp(x, s) direkt von den Parametern
ab, welche die Bewegung beschreiben. Erfindungsgemäß werden diese Parameter s, die Bewegungsvektoren entsprechen, ermittelt, indem Bildeigenschaften eines mit diesen Parametern bewegungskompensierend rekonstruierten Bildes optimiert werden. Dies kann beispielsweise durch Minimierung einer Kostenfunktion
(s) als Bewertungsmaß auf der Basis einer Vielzahl von mit unterschiedlichen Bewegungsfeldern rekonstruierten Bilddatensätzen geschehen, wobei das Bewegungsfeld so lange geändert wird, bis ein Optimum der Kostenfunktion erreicht wird.
Damit hierfür eine effiziente Rekonstruktionsvorschrift anzugegeben ist, die iterativ über eine oder mehrere Bildeigenschaften, z.B. einen Gradientenabstieg, die Parameter s für die bewegungskompensierende Rekonstruktion bestimmt, sollte ein analytischer Rekonstruktionsalgorithmus zur Rekonstruktion verwendet werden. Weiterhin kann zur Reduktion des Rechenaufwandes das Bewegungsfeld auch nur über den Teil eines Bildes berechnet werden, der voraussichtlich relevante Bewegung enthält.
Zur Bestimmung des Bewegungsfeldes kann ein Bewegungsmodell verwendet werden. Ein solches Bewegungsmodell
berechnet den eigentlichen Ort x' = M(i, x, s) am ursprünglichen Ort x zur Zeit der Aufnahme der i-ten Projektion, basierend auf den Parametern s. Ein Beispiel für ein Bewegungsmodell ist ein dichtes Bewegungsfeld. Für jeden Ort y im j-ten Projektionsbildes gibt es einen Verschiebungsvektor
Formal heißt das: M(i, x, s) = x + s_i,x = x'. Gl. (1)
Im Rahmen der Erfindung sind jedoch auch die Verwendung anderer, dünn besetzter Bewegungsfelder, z.B. bestehend aus B-Splines oder anderen linearen Basisfunktionen, sowie nichtlinearen Basisfunktionen, z.B. NURBS (= Non-Uniform Rational B-Spline = nicht-uniforme rationale B-Splines), möglich.
Als konkretes Beispiel für einen bewegungskompensierenden Rekonstruktionsalgorithmus kann auf den an sich bekannten bewegungskompensierenden FDK-Rekonstruktionsalgorithmus verwiesen werden, der in der bereits zuvor zitierten Druckschrift von Schäfer et al. offenbart ist. Dieser FDK-Algorithmus ist einer der am häufigsten verwendeten Algorithmen in der klinischen CT. Mathematisch lässt er sich über folgende Rückprojektionsformeln
beschreiben:
Die Funktion
erlaubt den Zugriff auf die gefalteten Projektionswerte p(i, u) des i-ten Projektionsbildes am Detektorort u. Die Funktion
bildet einen 3D-Bildort x auf den 2D-Detektorort u = A(i, x) im i-ten Projektionsbild ab. Die exakte Formel ist dabei abhängig von der verwendeten Systemgeometrie. Die Funktion
ist eine Gewichtungsfunktion zum Korrigieren von Datenredundanzen. Die exakte Formulierung hängt wiederum von der Systemgeometrie und dem Aufnahmemodus ab.
Kern der hier beschriebenen Erfindung ist die Bestimmung eines Bewegungsfeldes auf der Basis von CT-Bilddatensätzen, die mit Projektionsdaten berechnet werden, die aus einem den Rekonstruktionsbereich umfassenden Projektionswinkelbereich stammen, der einer Ruhephase beginnt, also sogenannte „best phase“-Bilddaten. In der 3 wird diese erfindungsgemäße Variante der Bestimmung eines Bewegungsfeldes schematisch dargestellt. Basis ist die Abtastung eines Patienten im Bereich des schlagenden Herzens mit einem CT-System, wobei während der Abtastung die Herzaktion, zum Beispiel mit dem abgebildeten EKG aufgenommen wird. Hierin wird retrospektiv zu jeder R-Zacke eine Ruhephase, also ein Zyklusbereich I_R bestimmt, in dem das Herz weitgehend in Ruhe ist und somit relativ bewegungsartefaktfreie CT-Bilder ermöglicht. Zur Bestimmung des Bewegungsfeldes wird dieser Zyklusbereich I_R in mehrere Unterintervalle u_i unterteilt, die jeweils an den Phasenpositionen P_i beginnen. Ausgehend von diesen Positionen P_i werden dann Projektionsdatensätze aus dem daran anschließenden Projektionsintervalls über 180°+Detektorwinkel, gegebenenfalls auch aus mehreren Herzzyklen Z_j, gesammelt und CT-Bilddaten V_i zu den Phasenpositionen P_i rekonstruiert. Aus diesen CT-Bilddaten V_i werden mit Hilfe von Registrierungsalgorithmen Reg von einem CT-Bilddatensatz V_i zum jeweils nächsten CT-Bilddatensatz V_i+1 Bewegungsfelder M_i->i+1 berechnet. Um das gesamte Volumen eines Herzens mit dem Bewegungsfeld abzudecken kann es dabei – je nach Detektorgröße – nötig sein, die oben gezeigte Berechnung für mehrere Teilvolumina auszuführen und die Ergebnisse anschließend zu kombinieren. Im Endergebnis liegt dann ein Bewegungsfeld über das gesamte gesuchte Volumen vor, das darauf zur bewegungskompensierenden Rekonstruktion genutzt werden kann.
Insgesamt wird also ein Verfahren zur Bestimmung von Bewegungsfeldern in einem Aufnahmevolumen eines Cardio-CT-Bilddatensatzes beschrieben, wobei ein vorgegebener Zyklusbereiches in eine Vielzahl von Phasenabschnitten unterteilt wird, CT-Bilddaten zu jedem Phasenabschnitt rekonstruiert werden, wobei der Beginn der Projektionswinkelbereiche der jeweils hierzu verwendeten Projektionsdaten dem Beginn der jeweiligen Phasenabschnitte entspricht, phasenabschnittabhängige Bewegungsfelder durch Anwendung einer Registrierung auf die Vielzahl phasenabschnittsspezifisch rekonstruierter CT-Bilddaten bestimmt werden. Weiterhin wird ein Verfahren zur Erzeugung eines bewegungskompensierten Cardio-CT-Bilddatensatzes unter Anwendung einer bewegungskompensierenden Rekonstruktion und Verwendung der phasenabschnittabhängigen Bewegungsfelder hierfür gezeigt. Außerdem zählen zur Erfindung auch ein Rechensystem zur Bildrekonstruktion und ein CT-System mit einem solchen Rechensystem, wobei im Betrieb die zuvor genannten Verfahren ausgeführt werden.
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.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

H. Schöndube, T. Allmendinger, K. Stierstorfer, H. Bruder, and T. Flohr "Evaluation of a novel CT image reconstruction algorithm with enhanced temporal resolution" in: Proceedings of SPIE, p. 79611 N, 2011 [0004]
D. Schäfer, J. Borgert, V. Rasche, and M. Grass. "Motion-Compensated and Gated Cone Beam Filtered Back-Projection for 3-D Rotational X-Ray Angiography", IEEE Transactions on Medical lmaging, Vol. 25, No. 7, pp. 898–906, July 2006 [0005]

Claims

Verfahren zur Bestimmung von Bewegungsfeldern, jeweils bestehend aus einer Vielzahl orts- und zeitspezifischer Bewegungsparameter, in einem Aufnahmevolumen eines Cardio-CT-Bilddatensatz eines Patienten mit einem schlagenden Herzen, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Erfassung oder Übertragung einer Vielzahl von Projektionsdaten eines Computertomographie-Systems (1), umfassend einen vorgegebenen Zyklusbereich (I_R) einer Herzbewegung, welche die unmittelbare Rekonstruktion von CT-Bilddaten erlauben, 1.2. Aufteilung des vorgegebenen Zyklusbereiches (I_R) in eine Vielzahl von Phasenabschnitten (u₁–u_N), 1.3. Ausführung einer Rekonstruktion von phasenabschnittsspezifischen CT-Bilddaten des Herzens zu jedem Phasenabschnitt (u₁–u_N) mit einem ersten Rekonstruktionsverfahren, wobei der Beginn (P_i) der Projektionswinkelbereiche der jeweils hierzu verwendeten Projektionsdaten dem Beginn der jeweiligen Phasenabschnitte (u_i) entspricht, 1.4. Ermittlung phasenabschnittabhängiger Bewegungsfelder durch Anwendung einer Registrierung auf die Vielzahl phasenabschnittsspezifisch rekonstruierten CT-Bilddaten (V_i), 1.5. Speicherung und/oder Ausgabe der phasenabschittsabhängigen Bewegungsfelder.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Rekonstruktionsverfahren auf einer nicht-bewegungskompensierenden Rekonstruktionsmethode basiert.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Rekonstruktionsverfahren ein Verfahren aus der nachfolgenden Liste ist: – FDK-Rekonstruktionsverfahren (FDK = Feldmann-Davis-Kress), – Clack-Defrise-Rekonstruktionsverfahren, – auf Hilberttransformation basierendes Rekonstruktionsverfahren, – auf Fouriertransformation basierendes Rekonstruktionsverfahren, – auf Rückprojektion basierendes Rekonstruktionsverfahren, – gefilterte Rückprojektion (=FBP).
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Rekonstruktionsverfahren auf einer bewegungskompensierenden Rekonstruktionsmethode basiert.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Bestimmung des Bewegungsfeldes iterativ so lange ausgeführt wird, bis ein vorgegebener Optimierungsparameter eine vorgegebene Schwelle über- beziehungsweise unterschreitet oder einen Extremwert einnimmt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Projektionsdaten zur unmittelbaren Rekonstruktion aus mehreren Bewegungszyklen (Z_j) des Herzens gesammelt werden.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Projektionsdaten zur Erzeugung der verwendeten Projektionsdatensätze aus mehreren Strahler-/Detektor-Systemen des gleichen CT-Systems (1) stammen.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass jedes Bewegungsfeld nur über einen Teilbereich des abgetasteten Objektes berechnet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass jedes Bewegungsfeld des gesamten abgetasteten Objektes aus mehreren Teilvolumina zusammengesetzt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass jedes Bewegungsfeld eine räumlich dreidimensionale Ausdehnung aufweist.
Verfahren zur Erzeugung eines Cardio-CT-Bilddatensatzes eines schlagenden Herzens eines Patienten (P), aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 11.1. Rekonstruktion eines endgültigen Cardio-CT-Bilddatensatzes unter Anwendung eines bewegungskompensierenden Rekonstruktionsalgorithmus mit Verwendung der gemäß einem der Patentansprüche 1 bis 10 bestimmten Bewegungsfelder, 11.2. Speicherung des endgültigen Cardio-CT-Bilddatensatzes oder Ausgabe des endgültigen Cardio-CT-Bilddatensatzes auf einem Bildwiedergabesystem.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die phasenabschnittsabhängigen Bewegungsfelder gewichtet in den bewegungskompensierenden Rekonstruktionsalgorithmus eingehen.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewichtung der phasenabschnittsabhängigen Bewegungsfelder auf der Basis einer physiologischen Betrachtung einer Herzbewegung vorgenommen wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 11 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass eine zur Bestimmung des Bewegungsfeldes verwendete erste räumliche Bildauflösung geringer ist als eine zweite räumliche Bildauflösung des endgültigen Cardio-CT-Bilddatensatzes.
Rechensystem zur Bildrekonstruktion mit einem Speicher zur Speicherung von Computerprogrammen und einem Prozessor zur Ausführung der gespeicherten Computerprogramme, dadurch gekennzeichnet, dass im Speicher mindestens ein Computerprogramm (Prg₁–Prg_n) gespeichert ist, welches im Betrieb des Rechensystems (10) die Verfahrensschritte eines der voranstehenden Verfahrensansprüche ausführt.
CT-System (1), insbesondere Dual-Source-CT-System, mit einem Rechensystem gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 15.