DE102012215294A1

DE102012215294A1 - Verfahren zum Erzeugen eines Volumenmodells von einem Herz und zugehörige C-Bogen-Röntgenanlage

Info

Publication number: DE102012215294A1
Application number: DE201210215294
Authority: DE
Inventors: Yiannis Kyriakou
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2012-08-29
Filing date: 2012-08-29
Publication date: 2014-05-15
Anticipated expiration: 2032-08-30
Also published as: US9123148B2; US20140064593A1; DE102012215294B4

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erzeugen eines Volumenmodells (40) von einem Herz (42) in einer vorbestimmten Phase seiner periodischen Pumpbewegung. Während einer einzigen C-Bogen-Rotation (44) eines C-Bogen-Röntgengeräts (12) wird ein Elektrokardiogrammsignal (EKG), welches aufeinanderfolgende RR-Intervalle aufweist, durch einen EKG-Auslöser (46) beobachtet. In jedem RR-Intervall wird durch eine EKG-Triggerung zumindest eine digitale Röntgenaufnahme (50) mittels des C-Bogen-Röntgengeräts (12) erzeugt, sobald eine Zeitdifferenz zwischen der aktuellen Phase und der vorbestimmten Phase kleiner als ein vorbestimmter Wert ist. Zu jeder der Röntgenaufnahmen (50) wird zusätzlich zumindest ein die Geometrie des C-Bogen-Röntgengeräts (12) beeinflussender Parameter (52) ermittelt. Das Volumenmodell (40) wird dann aus mehreren der Röntgenaufnahmen (50) erzeugt, wobei aus jedem RR-Intervall zumindest eine Röntgenaufnahme (50) ausgewählt wird und zu jeder der ausgewählten Röntgenaufnahmen (50) anhand des zugehörigen zumindest einen ermittelten Parameters (52) ein Projektionsdatensatz für die Berechnung des Volumenmodells (40) ermittelt wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erzeugen eines Volumenmodells von einem Herz in einer vorbestimmten Phase seiner periodischen Pumpbewegung. Gemäß dem Verfahren wird das Volumenmodell aus Röntgenaufnahmen erzeugt, die mittels eines C-Bogen-Röntgengeräts erzeugt werden. Zu der Erfindung gehört auch eine entsprechende C-Bogen-Röntgenanlage mit einem C-Bogen-Röntgengerät.
Ein Volumenmodell beschreibt das abgebildete Organ in Form von 3D-Bilddaten, in denen zu einzelnen Volumenelementen (Voxel – Volume Element) des Organs eine Information zu einer dessen Materialbeschaffenheit angegeben ist. Ein einzelnes Volumenelement kann hierbei beispielsweise einen quaderförmigen Ausschnitt des Organs repräsentieren. Der Ausschnitt kann einem Volumen von z.B. einem Kubikmillimeter entsprechen. Die Information für jedes Volumenelement wird aus 2D-Bilddaten der Röntgenaufnahmen gewonnen, die mit einem 2D-Röntgendetektor des C-Bogen-Röntgengeräts gewonnen werden können. Von jedem Pixel (Picture Element) des Röntgendetektors aus wird die Trajektorie der Röntgenstrahlen zurück zum Röntgenfokus der Röntgenquelle des C-Bogen-Röntgengeräts nachvollzogen. Ein möglicher Algorithmus hierfür ist die hinlänglich bekannte Rückprojektion, insbesondere die gefilterte Rückprojektion, beispielsweise nach dem Feldkamp-Typ.
Ein C-Bogen-Röntgengerät zeichnet sich nun dadurch aus, dass die Röntgenquelle einerseits und der 2D-Röntgendetektor andererseits an Enden eines C-förmigen, rotierbaren Bogens aus Metall angeordnet sind. Durch Rotieren des C-Bogens um einen Körper eines Patienten können aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen die Röntgenaufnahmen erzeugt werden, die für die Berechnung des voxel-basiertes Volumenmodells eines Organs des Körpers nötig sind.
Bei dieser Berechnung muss allerdings gegenüber einem Röhrenscanner mit Gantry eine Besonderheit von C-Bogen-Röntgenanlagen beachtet werden. Der C-Bogen weist eine deutlich geringere Steifigkeit auf als ein Gantry. Durch das Eigengewicht des C-Bogens und des Gewichts der Röntgenquelle und des Röntgendetektors sowie durch Fliehkräfte während der C-Bogen-Rotation verformt sich der C-Bogen. Hierdurch ergibt sich in Abhängigkeit von der Drehlage des C-Bogens und seiner Rotationsgeschwindigkeit eine andere Geometrie des C-Bogen-Röntgengeräts für jede Röntgenaufnahme. Es muss daher für die Berechnung der Trajektorien der Röntgenstrahlen pro Röntgenaufnahme eine andere Geometrie zugrunde gelegt werden.
Aufgrund der Komplexität der Einflüsse ist man hier auf eine Kalibrierung angewiesen. Diese wird mittels eines Kalibrierkörpers durchgeführt, der beispielsweise eine wassergefüllte Kugel sein kann. Von dem Kalibrierkörper werden mehrere Röntgenaufnahmen aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen erzeugt. Hierbei wird der C-Bogen mit einer vorgegebenen Rotationsgeschwindigkeit um den Kalibrierkörper um einen vorgegebenen abzufahrenden Rotationswinkel verfahren. Die Röntgenaufnahmen werden dann aus jeweils vorgegebenen Projektionswinkeln erzeugt. Die Vorgaben zur Rotationsgeschwindigkeit, dem insgesamt abgefahrenen Rotationswinkel und den einzelnen Projektionswinkeln für die Aufnahmen definieren zusammen ein Aufnahmeprotokoll für das C-Bogen-Röntgengerät.
Aus den Röntgenaufnahmen wird dann ein Volumenmodell des Kalibrierkörpers berechnet. Anhand der Form des Volumenmodells der Kugel können dann zu den einzelnen Röntgenaufnahmen solche Projektionsdaten ermittelt werden, mittels welchen eine verzerrungsfreie Abbildung des Kalibrierkörpers in dem Volumenmodell erreicht wird. Solche Projektionsdaten können beispielsweise in Form einer Projektionsmatrix bereitgestellt sein, mittels welcher die 2D-Bilddaten der Röntgenaufnahmen im Rahmen einer Rückprojektion verarbeitet werden. Allgemein beschreiben die Projektionsdaten die Trajektorien der Röntgenstrahlen. Ein Projektionsdatensatz für eine Röntgenaufnahme legt somit fest, wie die 2D-Bilddaten der Röntgenaufnahme in das Volumenmodell einzubringen sind.
Wird nun anschließend von einem Körper eines Patienten ein Volumenmodell mittels desselben C-Bogen-Röntgengeräts erzeugt und hierbei zum Gewinnen der Röntgenaufnahmen dasselbe Aufnahmeprotokoll abgefahren, wie es für die Kalibrierung mittels des Kalibrierkörpers verwendet wurde, so können auch die Projektionsdaten wiederverwendet werden. In diesem Zusammenhang ist es deshalb üblich, bei einem C-Bogen-Röntgengerät mehrere Aufnahmeprotokolle abzuspeichern und zu jedem Aufnahmeprotokoll die Projektionsdatensätze bereitzuhalten.
Im Zusammenhang mit der Erzeugung eines Volumenmodells eines Herzens besteht allerdings das Problem, dass sich das Herz periodisch bewegt. Ein (statisches) 3D-Volumenmodell kann nur eine bestimmte Bewegungsphase des Herzens darstellen. Eine geläufige Angabe zu einer solchen Bewegungsphase, oder kurz Phase, ist der Prozentsatz des RR-Intervalls, also beispielsweise 70%-RR. Das RR-Intervall gibt die Zeitdauer zwischen zwei Kontraktionen der Herzkammern an. In einem Elektrokardiogramm erscheint der Beginn der Kammerkontraktion bekanntermaßen als sogenannte R-Zacke. Entsprechend entspricht der zeitliche Abstand zwischen zwei R-Zacken dem RR-Intervall.
Mit einem C-Bogen-Röntgengerät ist es nun nicht einfach möglich, ein Elektrokardiogrammsignal zu überwachen und immer dann eine Röntgenaufnahme zu erzeugen, wenn sich das Herz in der gewünschten Phase seiner periodischen Pumpbewegung befindet, also beispielsweise bei 70 %-RR. Eine solche EKG-Triggerung durch einen EKG-Auslöser bedeutet nämlich, dass die Auslösezeitpunkte für die Röntgenaufnahmen vom Takt des Herzens abhängig sind. Damit kann aber kein vorbereitetes Protokoll mit fest vorgegebenen Aufnahmezeitpunkten und Projektionswinkeln abgefahren werden.
Eine bekannte Lösung zu diesem Problem besteht darin, ein Protokoll vorzubereiten, mittels welchem während einer C-Bogen-Rotation Röntgenaufnahmen zeitlich dicht aufeinanderfolgend erzeugt werden. Anhand dieses Aufnahmeprotokolls werden über eine Kalibrierung Projektionsdatensätze zum Erzeugen eines Volumenmodells ermittelt. Mittels des Aufnahmeprotokolls werden dann Röntgenaufnahmen des Herzens gewonnen, die das Herz in unterschiedlichen Phasen abbilden. Währenddessen wird gleichzeitig ein Elektrokardiogrammsignal aufgezeichnet. Anschließend werden dann anhand des EKG-Signals (EKG – Elektrokardiogramm) diejenigen Röntgenaufnahmen identifiziert und ausgewählt, in welchen das Herz in der gewünschten Phase abgebildet ist. Die übrigen Röntgenaufnahmen werden verworfen. Nachteilig bei dieser Lösung ist, dass eine Vielzahl von Röntgenaufnahmen benötigt wird, was sich in einer unerwünscht hohen Strahlendosis für den Patienten niederschlägt.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es deshalb, das Erzeugen eines Volumenmodells eines Herzens in einer vorbestimmten Phase seiner periodischen Herzbewegung mit einer geringeren Strahlendosis zu ermöglichen.
Die Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 und eine C-Bogen-Röntgenanlage gemäß Patentanspruch 15 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind durch die Unteransprüche gegeben.
Auch das erfindungsgemäße Verfahren ermöglicht das Erzeugen des Volumenmodells mittels eines C-Bogen-Röntgengeräts. Es werden hierbei Röntgenaufnahmen für ein Volumenmodell innerhalb einer einzigen C-Bogen-Rotation erzeugt, wodurch die Aufnahmedauer in vorteilhafter Weise beträchtlich kurz ist. Die C-Bogen-Rotation umfasst zweckmäßigerweise mindestens einen Winkelbereich von 180° zuzüglich des Fächerwinkels des Röntgenstrahlenfächers des C-Bogen-Röntgengeräts.
Während der C-Bogen-Rotation wird ein Elektrokardiogrammsignal durch einen EKG-Auslöser beobachtet. Das EKG-Signal weist erwartungsgemäß aufeinanderfolgende RR-Intervalle auf. Durch den EKG-Auslöser wird in jedem RR-Intervall immer dann ein Auslösesignal zum Erzeugen von zumindest einer digitalen Röntgenaufnahme an das C-Bogen-Röntgengerät übertragen (EKG-Triggerung), sobald sich anhand des EKG-Signals erkennen lässt, dass sich das Herz in der vorbestimmten Phase oder kurz davor befindet. Mit anderen Worten erfolgt das Auslösen innerhalb jedes RR-Intervalls, sobald eine Zeitdifferenz zwischen der aktuellen Phase und der vorbestimmten Phase kleiner als ein vorbestimmter Wert ist. Die Röntgenaufnahmen werden also in Abhängigkeit vom Schlag des Herzens gemacht, wie er anhand des EKG-Signals erkannt wird, und damit anders als im Stand der Technik frei von einem vorbestimmten Protokoll. Das Verfahren ist hierdurch besonders flexibel, da ausschließlich auf den Verlauf des EKG-Signals geachtet werden muss, also eine reine EKG-Triggerung stattfindet. Es müssen keine zusätzlichen Randbedingungen betreffend vorbereiteter Aufnahmeprotokolle erfüllt sein.
Das Erzeugen des Volumenmodells aus mehreren der Röntgenaufnahmen erfolgt nun in der Weise, dass aus jedem RR-Intervall zumindest eine Röntgenaufnahme ausgewählt wird. Da sich der C-Bogen zumindest zwischen den Aufnahmezeitpunkten gedreht hat, ist hierdurch sichergestellt, dass Abbildungen des Herzens aus ausreichend vielen unterschiedlichen Projektionswinkeln verwendet werden, um eine exakte Abbildung des Herzens in dem Volumenmodell zu erhalten.
Nun gilt es, zu den Röntgenaufnahmen die passenden Projektionsdatensätze zu ermitteln. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird hierzu zu jeder Röntgenaufnahme noch ein Wert zu zumindest einem Parameter ermittelt, welcher die Geometrie des C-Bogen-Röntgengeräts beeinflusst, wie sie bei der Berechnung des Volumenmodells zur Rekonstruktion der Trajektorien zu berücksichtigen ist. Insbesondere wird zu jeder Röntgenaufnahme zumindest einer der folgenden Parameter ermittelt: eine Drehlage des C-Bogens, eine Rotationsgeschwindigkeit des C-Bogens, eine Lage eines Röntgenfokus der Röntgenstrahlenquelle, eine Form des C-Bogens. Die Form des C-Bogens kann beispielsweise mit Dehnungsmessstreifen erfasst werden. Die übrigen Parameter können mit den bekannten Methoden erfasst werden.
Ein Projektionsdatensatz für die Berechnung des Volumenmodells kann bei dem erfindungsgemäßen Verfahren nun ermittelt werden, da zu jeder Röntgenaufnahme der zumindest ein Parameter betreffend die Geometrie der Aufnahme ermittelt worden ist. Denn hierdurch ergeben sich mehrere unterschiedliche, im Folgenden ausführlich erläuterte Möglichkeiten, die benötigten Projektionsdatensätze zu ermitteln, also beispielsweise geeignete Projektionsmatrizen für eine Rückprojektion.
Bevor auf die Ermittlung der Parametersätze eingegangen wird, sind aber zunächst Weiterbildungen des Verfahrens beschrieben, die eine Verbesserung der Aufnahmequalität erzielen.
Eine Weiterbildung des Verfahrens sieht vor, dass während der C-Bogen-Rotation ein Steuersignal für einen Pacer erzeugt wird. Unter einem Pacer wird im Rahmen der Erfindung ein Herzschrittmacher verstanden, dessen Elektroden temporär oder permanent in das Herz eingeführt bzw. an das Herz angelegt sind. Bei dem Pacer kann es sich beispielsweise um zwei Katheter handeln, zwischen denen für das Pacing eine elektrische Spannung erzeugt wird. Im Zusammenhang mit dem erfindungsgemäßen Verfahren weist die Verwendung eines Pacers den Vorteil auf, dass das Herz in reproduzierbarer Weise schlägt. So können Röntgenaufnahmen mit regelmäßigen, vorbestimmbaren Winkelabständen der Projektionswinkel gewonnen werden.
Pacer sind aus dem Stand der Technik aus einem anderen Zusammenhang bekannt, nämlich Herzklappenoperationen. Dort werden Pacer verwendet, um das Herz während eines bestimmten Abschnitts der Operation erstarren zu lassen, indem eine Herzrate von 200 bpm (beats per minute – Schläge pro Minute) erzwungen wird und das Herz dann nur noch eine Zitterbewegung mit kleiner Bewegungsamplitude ausführt. Bei der Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist das Steuersignal nun dagegen dazu ausgelegt, eine erzwungene Herzrate von 130 bpm oder weniger als 130 bpm zu erzeugen. Hierdurch ergibt sich der Vorteil, dass das Herz weiterhin eine natürliche Pumpbewegung ausführt. Es sind längere Aufnahmezeiten ohne körperliche Belastung für den Patienten möglich.
Die Herzrate sollte dabei möglichst nahe an der natürlichen Herzrate liegen. Sie darf allerdings nicht darunter liegen, da es ansonsten zu einer Überlagerung des erzwungenen Herzrhythmus mit dem natürlichen Herzrhythmus kommt. Ein möglichst natürlicher und dennoch gesteuerter Herzrhythmus ergibt sich gemäß einer Ausführungsform des Verfahrens, indem zunächst aus dem Elektrokardiogrammsignal die sogenannte spontane Herzrate, also die natürliche Herzrate, ermittelt wird und dann die künstliche, erzwungene Herzrate auf einen Wert eingestellt wird, die um nur einen bestimmten Differenzwert größer als die spontane Herzrate ist. Der Differenzwert ist insbesondere kleiner als 20 bpm. Das Herz führt so eine natürliche Herzbewegung aus und schlägt dabei dennoch mit vorhersehbarer Regelmäßigkeit.
Die erzwungene Herzrate kann beispielsweise dazu genutzt werden, den Herzrhythmus an ein vorhandenes Protokoll anzupassen. So sieht eine Ausführungsform des Verfahrens vor, mittels eines EKG-Simulators ein simuliertes Elektrokardiogrammsignal für eine vorgegebene Herzrate zu erzeugen. Auf Grundlage des simulierten Elektrokardiogrammsignals wird dann zu der vorbestimmten Phase, für die das Volumenmodell erzeugt werden soll, ein Aufnahmeprotokoll für das C-Bogen-Röntgengerät erzeugt. Denn anhand des simulierten Elektrokardiogrammsignals sind die Aufnahmezeitpunkte für die Phase ermittelbar. So lässt sich mit dem C-Bogen-Röntgengerät mittels des Aufnahmeprotokolls und eines Kalibrierkörpers zumindest einer der benötigten Projektionsdatensätze in der beschriebenen Weise durch eine Kalibrierung ermitteln. Um die mit diesem Aufnahmeprotokoll erzeugten Projektionsdatensätze zu nutzen, kann dann mittels eines Pacers die vorgegebene Herzrate aus der EKG-Simulation bei einem echten Herzen reproduziert werden. Das C-Bogen-Röntgengerät ist hierbei dann wieder allein durch eine EKG-Triggerung gesteuert.
Eine möglichst geringe Strahlendosis pro RR-Intervall lässt sich erreichen, wenn in dem RR-Intervall nur eine einzige Röntgenaufnahme erzeugt wird. Eine entsprechende Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, diese einzige Röntgenaufnahme pro RR-Intervall jeweils zu demjenigen Zeitpunkt zu erzeugen, wenn die aktuelle Phase, wie sie anhand des EKG-Signals beobachtet werden kann, mit der vorbestimmten Phase übereinstimmt. Dies führt zu einer zeitlich sehr genauen Auflösung der Röntgenaufnahmen. Das Herz wird genau zu dem Zeitpunkt abgebildet, wenn es in der vorbestimmten Phase ist. Bevorzugt wird in allen RR-Intervallen jeweils nur eine einzige Röntgenaufnahme erzeugt. So ergeben sich bevorzugt während der C-Bogen-Rotation insgesamt weniger als 40 Röntgenaufnahmen, die einerseits für die Bildung eines Volumenmodells ausreichen und andererseits das Herz nur mit einer geringen Strahlendosis belasten.
Wie bereits eingangs angedeutet, kann während eines RR-Intervalls auch vorgesehen sein, mehrere Röntgenaufnahmen zu erzeugen. Die entsprechende Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens sieht hierbei vor, die Röntgenaufnahmen innerhalb eines Zeitfensters oder Zeitintervalls zu erzeugen, das eine vorbestimmte Zeitdauer aufweist, die kleiner als das RR-Intervall selbst ist. Insbesondere ist vorgesehen, dass das Zeitfenster kleiner als 50% des RR-Intervalls ist. Hierbei ist natürlich vorgesehen, dass die vorbestimmte Phase innerhalb des Zeitfensters liegt. Weiter ist hierbei vorgesehen, dass innerhalb des Zeitfensters Röntgenaufnahmen nur zu solchen Zeitpunkten erzeugt werden, wenn sich das C-Bogen-Röntgengerät in einer Stellung befindet, in welcher auch durch ein vorbestimmtes Aufnahmeprotokoll das Erzeugen einer Röntgenaufnahme vorgesehen ist. Hierzu wird der erwähnte zumindest eine Parameter betreffend die Geometrie des C-Bogen-Röntgengeräts beobachtet und immer dann eine Röntgenaufnahme erzeugt, wenn der zumindest eine Parameter einen Wert aufweist, der anzeigt, dass ein vorbereiteter Projektionsdatensatz aus einem Aufnahmeprotokoll existiert und deshalb eine Röntgenaufnahme erzeugt werden kann. Diese Ausführungsform des Verfahrens weist den Vorteil auf, dass trotz einer EGK-Triggerung ein Rückgriff auf vorbereitete Protokolle möglich ist, die ohne EKG-Triggerung erzeugt wurden.
Eine andere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, in einer Datenbank mit vorbereiteten Projektionsdatensätzen durch eine Sucheinrichtung passende Projektionsdatensätze zu den ausgewählten Röntgenaufnahmen für das Volumenmodell auszusuchen. Als Suchkriterium dient hierbei die Übereinstimmung des zu jeder Röntgenaufnahme ermittelten zumindest einen Parameters mit in der Datenbank bereitgestellten Datenbankschlüsseln, d.h. entsprechenden Parametern, die mit den vorbereiteten Projektionsdatensätzen abgespeichert wurden. Bei den vorbereiteten Projektionsdatensätzen kann es sich beispielsweise um solche handeln, die mittels eines Aufnahmeprotokolls gewonnen wurden, das wie eingangs erwähnt die durchgängige Erzeugung einer Vielzahl von Röntgenaufnahmen während einer C-Bogen-Bewegung vorsieht. Dann ist die Wahrscheinlichkeit groß, dass die bei einer Kalibrierung mittels dieses Protokolls gewonnenen Projektionsdatensätze auch solche umfassen, die benötigt werden, um die innerhalb des Zeitfensters aufgenommenen Röntgenaufnahmen zu verarbeiten. Im Unterschied zum Stand der Technik werden hierbei nur Röntgenaufnahmen innerhalb des Zeitfensters erzeugt und nicht durchgehend, wie es das Aufnahmeprotokoll eigentlich vorsieht.
Für den Fall, dass kein passender Projektionsdatensatz existiert, sieht eine Weiterbildung des Verfahrens vor, dass durch eine Interpolationseinrichtung für zumindest ein RR-Intervall zu einer ausgewählten Röntgenaufnahme ein passender Projektionsdatensatz aus zumindest zwei Projektionsdatensätzen interpoliert wird.
In ähnlicher Weise kann sich das Problem ergeben, dass innerhalb eines Zeitintervalls zwar mehrere Röntgenaufnahmen erzeugt wurden, keine davon aber genau zum Zeitpunkt der vorbestimmten Phase. Hierzu sieht eine Ausführungsform des Verfahrens vor, durch eine Interpolationseinrichtung eine Röntgenaufnahme zum Zeitpunkt der vorbestimmten Phase aus zumindest zwei Röntgenaufnahmen zu interpolieren.
Die Interpolationseinrichtung kann in beiden genannten Fällen insbesondere dazu ausgelegt sein, zum Interpolieren eine gewichtete Überlagerung der jeweiligen Daten durchzuführen.
Die bisher beschriebenen Möglichkeiten zum Ermitteln von geeigneten Projektionsdatensätzen sehen jeweils vor, auf Projektionsdatensätze zurückzugreifen, die im Rahmen einer Kalibrierung gewonnen wurden. Eine andere Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens sieht dagegen vor, geeignete Projektionsdatensätze ausschließlich aus den Daten der ausgewählten Röntgenaufnahmen selbst zu gewinnen. Hierzu wird zu jeder ausgewählten Röntgenaufnahme zunächst eine Projektionsmatrix bereitgestellt, wie sie bereits beschrieben wurde. Diese dient als ein vorläufiger Projektionsdatensatz für die Röntgenaufnahme. Jede Projektionsmatrix stellt eine parametrisierte Variante der Trajektorien der Röntgenstrahlen dar. Die Daten der Projektionsmatrizen können auch zu einer einzigen Gesamtprojektionsmatrix zusammengefasst sein. Die Form der Bereitstellung ist für die Erfindung nicht wesentlich.
Die Projektionsmatrizen werden in einer iterativen Optimierung auf Basis einer bildbasierten Kostenfunktion so lange verändert, bis eine gewünschte Abbildungsgenauigkeit des Herzens bei dem Volumenmodell erreicht ist.
Hierzu wird zunächst ein vorläufiges Volumenmodell aus den ausgewählten Röntgenaufnahmen durch Rückprojektion mittels der Projektionsmatrizen berechnet. Dann wird eine Form eines in dem vorläufigen Volumenmodell abgebildeten Objekts, beispielsweise eines Katheters, mit einer bekannten Sollform des Objekts verglichen. So kann direkt eine Verzerrung in der Abbildung erkannt werden. Anstelle eines Katheters kann auch ein anderes zylinderförmiges Objekt in dem vorläufigen Volumenmodell ausfindig gemacht und dessen Form überprüft werden. Als Sollform eines solchen zylinderförmigen Objekts wird dann insbesondere dessen kreisrundes Querschnittsprofil verwendet. Dieses ist bei noch nicht angepassten Projektionsmatrizen in der Regel stark verzerrt. Üblicherweise kann das verzerrte Querschnittsprofil die Form einer Mondsichel aufweisen.
Für die Anpassung der Projektionsmatrizen werden die Projektionsmatrizen iterativ so lange verändert und das vorläufige Volumenmodell mit den veränderten Projektionsmatrizen jeweils neu berechnet, bis die Form mit der Sollform übereinstimmt. Die Übereinstimmung muss nicht perfekt sein. Es kann auch vorgesehen sein, dass zumindest ein den Unterschied zwischen den Formen beschreibendes Fehlermaß kleiner als ein vorbestimmter Wert ist. Die angepassten Projektionsmatrizen bilden dann schließlich die Projektionsdatensätze für die Berechnung des eigentlichen Volumenmodells.
Der erwähnte Vergleich der Formen kann in unterschiedlicher Weise realisiert sein. Eine Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass eine Exzentrität der Form des im Volumenmodell abgebildeten Objekts mit einer Exzentrität der Sollform verglichen wird. Als Exzentritätswert kann insbesondere ein Verhältnis eines maximalen und eines minimalen Durchmessers der jeweiligen Form berechnet werden. Es können aber beispielsweise auch andere Durchmesserwerte ins Verhältnis gesetzt werden. Diese Ausführungsform des Verfahrens weist den Vorteil auf, dass ein Vergleich mit nur wenigen geometrischen Werten durchgeführt wird, so dass eine schnelle Berechnung des Fehlermaßes möglich ist.
Zusätzlich oder alternativ dazu kann auch ein schablonenbasierter Vergleich durchgeführt werden. Als Sollform wird hier eine Schablone (Englisch: Template) eines bekannten, wahren Querschnittsprofils des Objekts verwendet. Für den Vergleich wird die Schablone der im vorläufigen Volumenmodell beobachteten Form überlagert. Die Projektionsmatrizen werden dann so lange verändert, bis die Schablone und die beobachtete Form deckungsgleich sind oder zumindest der Unterschied kleiner als ein vorbestimmtes Fehlermaß ist. Die Schablone kann durch Vermessen des Objekts gebildet werden, wenn es sich hierbei beispielsweise um einen Katheter handelt, oder auch mittels eines Modells des Objekts berechnet werden.
Das eigentliche Verändern der vorläufigen Projektionsmatrizen in Abhängigkeit von dem Fehlermaß, d.h. dem Unterschied der Formen, wird dann in an sich bekannter Weise beispielsweise durch ein Gradientenabstiegsverfahren durchgeführt.
Eine Weiterbildung des Verfahrens zur iterativen Anpassung der Projektionsmatrizen ermöglicht eine signifikante Beschleunigung, indem das vorläufige Volumenmodell nur mit Bilddaten von verhältnismäßig kleinen Ausschnitten aus den ausgewählten Röntgenaufnahmen berechnet wird. Bei den Ausschnitten handelt es sich dabei um die Abbildung des für die Anpassung der Projektionsmatrizen untersuchten Objekts in den jeweiligen Röntgenaufnahmen: Wird beispielsweise die Form eines Katheters in dem vorläufigen Volumenmodell überprüft, so wird als Ausschnitt entsprechend nur das Abbild des Katheters durch die Rückprojektion in ein Volumenmodell umgewandelt. Da das iterative Rekonstruktionsverfahren für die Anpassung so mit nur einer geringen Datenmenge durchgeführt werden muss, ist eine geschwindigkeitsoptimierte Anpassung der Projektionsmatrizen ermöglicht.
Wie bereits ausgeführt, gehört zu der Erfindung auch eine C-Bogen-Röntgenanlage. Diese weist ein C-Bogen-Röntgengerät und eine Steuereinrichtung für das C-Bogen-Röntgengerät auf. Letztere ist dazu ausgelegt, mittels des C-Bogen-Röntgengeräts eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens durchzuführen.
Im Folgenden wird die Erfindung noch einmal genauer anhand von konkreten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Dazu zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen C-Bogen-Röntgenanlage,
2 ein Flussdiagramm zu einem Arbeitsablauf einer kardiologischen Untersuchung, in welche eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens eingebettet ist,
3 eine schematische Darstellung eines EKG-Signals,
4 ein Diagramm zu Aufnahmezeitpunkten, die anhand des EKG-Signals ermittelt werden,
5 eine Skizze zur Veranschaulichung von Aufnahmepositionen,
6 eine Skizze zur Veranschaulichung der Geometrie einer Röntgenaufnahme,
7 ein Ablaufdiagramm zur einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens,
8 ein weiteres Ablaufdiagramm zu dem Verfahren von 7,
9 ein weiteres EKG-Signal und
10 ein Diagramm zur Veranschaulichung von Aufnahmezeitpunkten, die auf der Grundlage des EKG-Signals von 9 festgelegt werden.
Die Beispiele stellen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung dar.
Bei den im Folgenden erläuterten Beispielen stellen die beschriebenen Komponenten der Ausführungsformen und die beschriebenen Schritte der Verfahren jeweils einzelne, unabhängig voneinander zu betrachtende Merkmale der Erfindung dar, welche die Erfindung jeweils auch unabhängig voneinander weiterbilden und damit auch einzeln oder in einer anderen als den gezeigten Kombinationen als Bestandteil der Erfindung anzusehen sind. Des Weiteren sind die beschriebenen Ausführungsformen auch durch weitere der bereits beschriebenen Merkmale der Erfindung ergänzbar.
In 1 ist eine C-Bogen-Röntgenanlage 10 gezeigt, die ein C-Bogen-Röntgengerät 12, eine Steuereinheit 14 für das C-Bogen-Röntgengerät 12 und eine Anzeigeeinrichtung 16 aufweist.
Das C-Bogen-Röntgengerät 12 weist einen C-Bogen 18, eine steuerbare Röntgenquelle 20, einen Röntgendetektor 22, beispielsweise einen Flachdetektor, und einen Antrieb 24 auf, mittels welchem der C-Bogen um eine Rotationsachse 26 rotiert wird. Bei dem C-Bogen-Röntgengerät 12 kann es sich beispielsweise um das Produkt DynaCT^® des Unternehmens Siemens AG handeln.
Die Steuereinrichtung 14 kann beispielsweise ein Computer oder eine Anlage aus mehreren Computern sein. Sie kann umfassen: ein Auslösemodul 26 zum Auswerten eines EKG-Signals und Auslösen einer Röntgenaufnahme, ein Empfangsmodul 28 zum Empfangen von 2D-Röntgenbilddaten von dem Röntgendetektor 22, ein Pacermodul 30, ein Parametererfassungsmodul 32, welches Betriebsparameter von dem C-Bogen-Röntgengerät 12, beispielsweise von dem Antrieb 24, empfängt, und ein Rendering-Modul 34 zum Erzeugen eines Volumenmodells aus 2D-Bilddaten, welche das Rendering-Modul 34 von dem Empfangsmodul 28 empfängt. Die Module 26 bis 34 können beispielsweise als Programme der Steuereinrichtung 14 bereitgestellt sein. Die Steuereinrichtung kann des Weiteren eine Datenbank 36 umfassen, in welcher Projektionsdatensätze gespeichert sein können. Jeder Projektionsdatensatz stellt eine Abbildungsvorschrift dar, mittels welcher aus den 2D-Röntgenbilddaten einer digitalen Röntgenaufnahme durch das Rendering-Modul 34 die Röntgenbildaufnahme mit weiteren Röntgenbildaufnahmen zu einem Volumenmodell kombiniert werden können. Beispielsweise kann es sich bei den Projektionsdatensätzen jeweils um Werte für eine oder mehrere Projektionsmatrizen handeln, wie sie an sich aus dem Stand der Technik beispielsweise im Zusammenhang mit der Rückprojektion bekannt sind. Es kann sich bei einem Projektionsdatensatz aber auch um andere Daten handeln, die in vergleichbarer Weise einen Strahlengang von Röntgenstrahlen von einem Röntgenfokus 38 der Röntgenstrahlenquelle 20 hin zu den Pixeln des Röntgendetektors 22 beschreibt, wobei Daten für eine bekannte Drehlage und bevorzugt auch eine bekannte Drehgeschwindigkeit des C-Arms 18 angegeben sind. Das von dem Rendering-Modul 34 erzeugte Volumenmodell kann von der Anzeigeeinrichtung 16 angezeigt werden. Die Anzeigeeinrichtung 16 kann beispielsweise ein Bildschirm sein.
In dem vorliegenden Beispiel soll mittels der C-Bogen-Röntgenanlage 10 ein Volumenmodell 40 von einem Herz 42 erzeugt werden. Das Herz 42 schlägt und führt dabei eine periodische Pumpbewegung aus. Das Volumenmodell 40 soll das Herz 42 in einer bestimmten Bewegungsphase oder Phase C0 der Pumpbewegung darstellen. Mittels der C-Bogen-Röntgenanlage 10 kann aber auch ein anderes periodisch bewegtes Objekt untersucht werden, beispielsweise eine Materialprobe.
Um das Volumenmodell 40 zu erzeugen, wird der C-Bogen 18 in einer einzigen Rotationsbewegung oder C-Bogen-Rotation 44 von dem Antrieb 24 um die Rotationsachse 26 rotiert. Die C-Bogen-Rotation 44 umfasst dabei z.B. einen Winkel von 180° zuzüglich einer Fächerbreite 46 eines Röntgenstrahlenfächers 48, wie er von der Röntgenstrahlenquelle 20 während der Erzeugung einer Röntgenaufnahme auf einen Erfassungsbereich des Röntgendetektors 22 abgestrahlt wird. Die C-Bogen-Rotation 44 kann auch einen größeren Winkel umfassen. Während der C-Bogen-Rotation 44 wird an dem Herz 42 ein EKG-Signal EKG erfasst und zu der Steuereinheit 14 übertragen. Das Auslösemodul 26 beobachtet das EKG-Signal EGK und löst eine Aufnahme z.B. durch Ansteuern der Röntgenstrahlenquelle 20 immer dann aus, sobald das Auslösemodul 26 an dem EKG erkennt, dass sich das Herz 42 in der Phase C0 oder kurz davor befindet. Der Röntgendetektor 22 erzeugt dann digitale 2D-Bilddaten, die eine Röntgenprojektion oder Röntgenaufnahme 50 des Herzens 42 darstellen. Die Röntgenaufnahme 50 wird von dem Röntgenstrahlendetektor 22 an das Empfangsmodul 28 übertragen. Zu der Röntgenaufnahme 50 kann das Parametererfassungsmodul 32 eine aktuelle Drehlage des C-Bogens 18 beispielsweise von dem Antrieb 24 als einen Parameter 52 empfangen.
Während der C-Bogen-Rotation 44 kann das Pacer-Modul 30 ein Steuersignal P erzeugen, welches dann an einen Schrittmacher oder Pacer übertragen wird, der aus zwei Kathetern K1, K2 gebildet ist, die elektrische Kontakte aufweisen und die in das Herz 42 eingeführt sein können. Durch das Steuersignal P wird der Herzschlag des Herzens 42 auf eine vorbestimmte Herzrate eingestellt, also eine bestimmte Herzrate erzwungen.
Nachdem die C-Bogen-Rotation 44 beendet ist, erzeugt das Rendering-Modul 34 aus den Röntgenaufnahmen 50 das Volumenmodell 40. Die hierzu benötigten Projektionsdatensätze kann das Rendering-Modul 34 anhand der Parameter 52 ermitteln, die es von dem Parametererfassungsmodul 32 empfängt. Das fertig berechnete Volumenmodell 40 zeigt das Rendering-Modul 34 z.B. mittels der Anzeigeeinrichtung 16 an.
Im Folgenden ist anhand der weiteren Figuren die Betriebsweise der C-Bogen-Röntgenanlage 10 noch einmal im Detail erläutert.
In 2 ist ein Arbeitsablauf W (Englisch: workflow) veranschaulicht, welcher z.B. von einem Arzt ausgeführt werden kann, der mittels der C-Bogen-Röntgenanlage 10 das Volumenmodell 40 erzeugen möchte. Dazu werden die folgenden Schritte ausgeführt:

S10: Festlegen der Phase C0, welche durch das Volumenmodell 40 dargestellt werden soll. Beispielsweise kann als Phase C0 der Wert 70%-RR eines RR-Intervalls des EKG ausgewählt werden (siehe 3 zur Veranschaulichung).
S12: Erzeugen des Steuersignals P für den Pacer (Katheter K1, K2), wobei bevorzugt eine Herzrate von 130 bpm oder kleiner als 130 bpm eingestellt wird und hierbei die eingestellte Herzrate größer als die Spontanherzrate ist.
S14: Injizieren eines Kontrastmittels in eine Pulmonalarterie, eine Herzkammer, eine Hohlvene, ein Ventrikel oder einen anderes blutdurchströmtes Gefäß.
S16: Abwarten der Ankunft des Bolus des Kontrastmittels im Herzen 42, wobei die Ankunft mittels einer fluoroskopischen Untersuchung oder einer DSA (Digitale Subtraktionsangiographie) überwacht werden kann. Bei Ankunft des Bolus händisches Starten oder automatisches Starten der C-Bogen-Rotation 44.
S18: Automatisiertes Erzeugen der Röntgenaufnahmen 50 während der C-Bogen-Rotation 44 in Abhängigkeit von dem EKG-Signal (Bildaquisition).
S20: Berechnung des Volumenmodells 40 durch das Rendering-Modul 34.

Die Schritte S10, S12 und S14 können auch in einer anderen als der beschriebenen Reihenfolge durchgeführt werden.
Im Folgenden ist anhand von 3, 4 und 5 der Schritt S18 der Bildakquisition noch einmal genauer erläutert. Hierzu sei angenommen, dass in dem Schritt S10 als die darzustellende Phase C0 = 70%-RR festgelegt wurde.
In 3 ist noch einmal über der Zeit t der Verlauf des EKG aufgetragen, wie es von dem Auslösemodul 26 empfangen wird.
Das EKG weist in bekannter Weise aufeinanderfolgende RR-Intervalle auf. Das Auslösemodul 26 erkennt anhand des EKG, zu welchem Zeitpunkt die Phase C0 vorliegt. Bei dem der 3, 4 und 5 zugrundeliegenden Beispiel wird durch das Auslösemodul 26 ein einzelner Steuerpuls 54 zum Zeitpunkt der Phase C0 erzeugt und an die Röntgenstrahlenquelle 20 übertragen. Bei diesem „Single-Pulse-Prinzip“ (Einzelpulsaufnahme) wird eine Röntgenaufnahme 50 jeweils zum Zeitpunkt der Phase C0 erzeugt. In 4 ist hierzu die zeitliche Lage der Auslösepulse 54 bezüglich der Phase C0 innerhalb eines RR-Intervalls noch einmal veranschaulicht. Zum Zeitpunkt der Phase C0 wird ein Auslösesignal von einem minimalen Pegel MIN auf einen maximalen Pegel MAX geschaltet. Dies gilt für jedes RR-Intervall.
In 5 ist zu den einzelnen Auslösepulsen 54 eine jeweilige räumliche Lage des Röntgenfokus 38 gezeigt. Die zugehörige räumliche Lage des Röntgendetektors 22 ergibt sich selbstredend als dem Röntgenfokus 38 gegenüberliegend auf der anderen Seite des Herzens 42. Gezeigt ist in 5 eine idealisierte, kreisförmige Trajektorie 56 des Röntgenfokus 38 während der Rotationsbewegung 44.
Gestartet wird die C-Bogen-Rotation 44, sobald z.B. zum ersten Mal durch das Auslösemodul 26 die Phase C0 im EKG erkannt wird. Durch den dann erzeugten Auslösepuls 54 wird eine Projektion P0 des Herzens 42 im Körper 58 auf dem Röntgendetektor 22 erzeugt und als eine erste digitale Röntgenaufnahme 50 an das Empfangsmodul 28 übertragen. Während des weiteren Verlaufs des EKG rotiert der C-Bogen 18 mit der Röntgenstrahlenquelle 20 und dem Röntgendetektor 22 gemäß der C-Bogen-Rotation 44. Sobald ein weiteres Mal die Phase C0 vorliegt, wird durch das Auslösemodul 26 wieder ein Auslösepuls 56 erzeugt und eine weitere Projektion P1 erzeugt. Durch das regelmäßige Steuersignal P des Pacermoduls 30 ergeben sich für weitere aufeinanderfolgende Projektionen P2 bis Pn jeweils nahezu dieselben zeitlichen Abstände zwischen den Röntgenaufnahmen. Insgesamt werden n + 1 Röntgenaufnahmen erzeugt, beispielsweise 30 Aufnahmen. Mit anderen Worten existieren Projektionen Pi, wobei der Index i Werte von 0 bis n, mit n = 29, aufweist. Die zeitlichen Abstände entsprechen der Zeitdauer des RR-Intervalls, wie es durch das Pacermodul 30 im Herzen 42 erzwungen wird.
Der hierbei überstrichene Gesamtrotationswinkel 60 beträgt mindestens 180° zuzüglich des Fächerwinkels 46. Die aufeinanderfolgenden Projektionswinkel Wi, mit Index i = 0 bis n, unterscheiden sich aufgrund des regelmäßigen Herzschlages und einer konstanten Rotationsgeschwindigkeit des C-Bogens 18 jeweils um den gleichen Differenzwinkel.
Das C-Bogen-Röntgengerät 12 muss sich während der C-Bogen-Rotation 44 nicht an ein bestimmtes Aufnahmeprotokoll halten. Deshalb ist es dem Arzt möglich, im Schritt S10 die gewünschte Phase C0 frei zu wählen. Im Folgenden ist anhand von 6, 7, 8 eine Geometriebestimmung für die Single-Pulse-Technik beschrieben. Die Aufnahmezeitpunkte sind herzratenabhängig. Deshalb sind die Projektionswinkel W1 bis Wn ebenfalls herzratenabhängig. Damit funktionieren die einleitend beschriebenen typischen Kalibrierszenarien nicht. Die Geschwindigkeit der C-Bogen-Rotation 44 muss zudem herzratenabhängig eingestellt sein, da eine Mindestanzahl an Projektionen für eine qualitativ gute Rekonstruktion der Form des Herzens 42 in dem Volumenmodell 40 erforderlich ist. Bevorzugt werden dreißig Röntgenaufnahmen 50 gemacht.
Sowohl die Drehlage als auch die Geschwindigkeit des C-Bogens 18 ist verantwortlich für die geometrischen Parameter des C-Bogen-Röntgengeräts 12. Die geometrischen Parameter beschreiben beispielsweise ein Verdrehen des Röntgendetektors 22 oder eine Verschiebung desselben, wenn etwa der C-Bogen 18 unter dem Gewicht der Bauteile je nach Drehlage anders belastet ist und sich deshalb verbiegt. Die geometrischen Parameter haben deshalb Einfluss auf die für die Berechnung des Volumenmodells 40 nötigen Projektionsdatensätze. Dies ist im Folgenden anhand von 6 noch einmal veranschaulicht.
6 zeigt für eine der Röntgenaufnahmen die Geometrie einer Projektion Pi, wobei i hier für einen Wert von 0 bis n steht. Während der C-Bogen-Rotation 44 um die Drehachse 26 wird die Projektion Pi bei einer bestimmten Drehlage Wi und mit einer bestimmten Geschwindigkeit erzeugt, indem im Röntgenfokus 38 Röntgenstrahlen erzeugt werden, die entlang von Trajektorien 62 im Strahlenfächer 48 durch das Herz 42 hindurch auf den Röntgenstrahlendetektor 22 treffen. In 6 sind beispielhaft nur vier Trajektorien 62 gezeigt.
Um das Volumenmodell 40 zu erzeugen, müssen die Trajektorien 62 derart genau rekonstruiert werden, dass für die einzelnen Voxel die Geometrie richtig rekonstruiert wird. Schon eine Verschiebung des Röntgenfokus 38 gegenüber dem Röntgenstrahlendetektor 22 um 0.5 mm oder 1 mm verursacht eine derart starke Verzerrung von Details im Bereich von 1 mm³, dass diese nicht mehr mit den tatsächlichen anatomischen Gegebenheiten vergleichbar sind.
Anhand von 7 und 8 ist im Folgenden eine Geometriekalibrierung nach einer ersten Alternative beschrieben. Diese Kalibrierung benötigt keine vorbereiteten Projektionsdatensätze.
In einem Schritt S22 kann optional ein sogenanntes Kreisbahn-Fitting durchgeführt werden, wie es von Kyriakou et al. beschrieben wird („Simultaneous misalignment correction for approximate circular cone-beam computed tomography", Pys. Med. Biol. 53, 2008, Seiten 6267 bis 6289). Hieraus ergeben sich vorläufige Projektionsdatensätze, die hier bevorzugt vorläufige Projektionsmatrizen M0’ bis Mn’ (also Mi’ mit Index i = 0 bis 29) für eine Rückprojektion der n + 1 Röntgenaufnahmen 50 sind. Die vorläufigen Projektionsmatrizen M0’ bis Mn’ können auch aus groben Annahmen gewonnen werden, da die Rotationsgeschwindigkeit des Systems, die Bildrate und der Winkelbereich aus den Aufnahmen bekannt sind, da diese Daten von der Parametererfassungseinheit 23 erfasst wurden. Es kann auch eine einzige große vorläufige Gesamtprojektionsmatrix M’ als vorläufiger Projektionsdatensatz bereitgestellt sein, in welchem alle Projektionsdaten enthalten sind, die den Projektionsdatensätzen aus den Einzelmatrizen M0’ bis Mn’ entsprechen. Im Folgenden sei angenommen, dass mehrere, einzelne vorläufige Projektionsmatrizen M0’ bis Mn’ bereitgestellt werden.
Aus den vorläufigen Projektionsmatrizen M0’ bis Mn’ wird ein vorläufiges Volumenmodell 40’ in einem Schritt S24 erzeugt. Trotz der noch vorhandenen Verzerrungen sind darin Bildmarken (Englisch: Fiducials) gut erkennbar, also beispielsweise Gegenstände aus Metall. In der interventionellen Kardiologie oder Elektrophysiologie sind z.B. typischerweise Abbildungen K1’, K2’ der Katheter K1, K2 oder anderer Elektroden in der Nähe oder innerhalb des Herzens 42 vorhanden. So etwa ein Koronarsinus, Elektroden von Schrittmachern oder ein sogenanntes Pigtail zur Kontrastmitteleinspritzung. Diese Objekte werden hier als Bildmarken für die Kalibrierung benutzt. Im Falle der Katheter K1, K2 und ähnlicher Elektroden kann hier die Annahme zugrunde gelegt werden, dass deren Geometrie kabelartig ist, d.h. dass es sich um gewundene, zylinderförmige Körper handelt. Wichtig ist hier, dass ein kreisförmiger Querschnitt vorliegt. Die Detektion der Abbilder K1’, K2’ kann beispielsweise mittels einer schwellwert-basierten Segmentierung erfolgen, da metallische Elektroden sehr hohe Werte als 3D-Bilddaten in dem vorläufigen Volumenmodell 40’ erzeugen. Bei zusätzlicher Annahme über die kabelartige Form der Katheter K1, K2 kann auch ein sogenanntes Region-Growing oder ein ähnliches Verfahren, die an sich aus dem Stand der Technik bekannt sind, benutzt werden. Zu den Abbildern K1’, K2’ werden noch deren Mittellinien (Centerlines) bestimmt, was mit an sich aus dem Stand der Technik bekannten Verfahren erfolgen kann. Die Mittellinien beschreiben den Verlauf der Mittelachsen der Katheter K1, K2 entlang ihrer Längserstreckung.
In einem Schritt S26 werden solche Abschnitte A1, A2 dieser Objekte von dem Rendering-Modul 34 in dem vorläufigen Volumenmodell 40’ detektiert, deren Längserstreckungsachse der zylindrischen Form parallel zur Rotationsachse 26 liegt. Anstelle der Rotationsachse 26 kann auch eine andere, vorbestimmte Achse zur Orientierung herangezogen werden. Die Abschnitte A1, A2 müssen nicht perfekt parallel zu der gewählten Achse liegen, es kann auch eine Abweichung in einem vorbestimmten Winkel zugelassen sein, beispielsweise 10° oder 5°. Es kann hierbei nach Grad der Parallelität klassifiziert und sortiert werden. Die ausgewählten Abschnitte A1, A2 werden dann für die Kalibrierung benutzt.
Wenn die Geometriekalibrierung nicht stimmt, d.h. die Matrizen M0’ bis Mn’ nicht für eine ausreichend genaue Rekonstruktion des Herzens 42 in dem Volumenmodell 40 geeignet sind, ist dies an dem Querschnitt der Abschnitte A1, A2 der Abbildungen K1’, K2’ der Katheter K1, K2 erkennbar. In einem Schritt S28 wird entsprechend überprüft, ob ein Querschnitt Q1 des Abschnitts A1 und entsprechend auch ein (nicht dargestellter) Querschnitt des Abschnitts A2 tatsächlich kreisförmig ist. Vorliegend ist in 7 gezeigt, wie sich ein mondsichelförmiger Querschnitt Q1 ergeben kann, wenn die vorläufigen Projektionsmatrizen M0’ bis Mn’ noch nicht an die tatsächliche Geometrie des C-Bogen-Geräts 12 angepasst sind. Der Querschnitt Q1 stellt also ein unkalibriertes Katheterabbild im Querschnitt dar. Eine gute Schätzung der Projektionsgeometrie würde kreisähnliche Querschnitte ergeben. Je mehr Röntgenaufnahmen 50 mit unterschiedlichen Projektionswinkeln W0 bis Wn betrachtet werden, desto genauer wird die Schätzung, die im Folgenden beschrieben ist.
8 beschreibt eine iterative Veränderung und Optimierung der Matrizen M0’ bis Mn’, indem eine Kostenfunktion optimiert wird. Das Schnittbild des Katheters K1, d.h. der Querschnitt Q1, wird in einem Schritt S30 durch ein Thresholding (Schwellwertdetektion) isoliert und zu dem gewonnenen Querschnitt Q1 dessen Exzentrität E berechnet. E gibt an, wie gut das segmentierte Schnittbild einem Kreis ähnelt. Als Fehlerkriterium für die Optimierung kann der kleinste und der größte Querschnitt des Kreises verwendet werden. Alternativ zu der Exzentrität kann ein Vergleich des Querschnitts Q1 mit einem Template (Schablone) Q1_soll des idealen Katheterquerschnitts durchgeführt werden, z.B. durch ein aus dem Stand der Technik bekanntes Template-Matching. Das Template Q1_soll kann hierbei beispielsweise durch Modellierung des Katheters anhand von A-priori-Informationen berechnet werden.
Beide Alternativen des Vergleichs liefern ein Fehlermaß, sogenannte Kosten. Um diese Kosten zu minimieren, werden nun die Projektionsmatrizen M0’ bis Mn’ beispielsweise mittels eines Gradientenabstiegsverfahrens oder eines ähnlichen, an sich bekannten Verfahrens zum Optimieren mittels einer Kostenfunktion verändert. In einer weiteren Iteration ITER wird nun das vorläufige Volumenmodell 40’ neu berechnet und ein neuer Querschnitt Q1 erzeugt. Dieser Prozess wird so lange wiederholt, bis der Querschnitt Q1 dem Template Q1_soll entspricht bzw. die Extentrität derjenigen eines Kreises entspricht. Dann werden die so erzeugten Matrizen als endgültige Projektionsmatrizen M0 bis Mn bzw. als eine Gesamtprojektionsmatrix M für die Berechnung des endgültigen Volumenmodells 40 aus den Röntgenaufnahmen 50 verwendet.
Bei dem Volumenmodell 40’ kann es sich auch lediglich um eine Teil-Rekonstruktion handeln, welche nur den Katheterbereich abbildet. Hierdurch wird eine geschwindigkeitsoptimierte Iteration ermöglicht, da nur ein kleines Volumen berechnet werden muss.
In einer zweiten Alternative kann eine Vorkalibrierung mit einer EKG-Trigger-Simulation oder kurz EKG-Simulation ermöglicht werden. Da ein Pacing stets eine gleiche und reproduzierbare Herzbewegung für alle Herzschläge produziert, kann mit Hilfe eines EKG-Simulators, wie er beispielsweise als das Produkt „Sensis“ erworben werden kann, ein künstliches EKG erzeugt und in das Auslösemodul 26 eingespeist werden. Das Auslösemodul 26 nimmt das künstliche EKG an und löst die Triggerpulse entsprechend für eine voreingestellte Phase C0 aus. Die Dauer der RR-Intervalle ist hierbei wesentlich für das Triggern; die genaue Form des EKG ist hier nicht relevant. Das System kann demnach offline pro Herzrate und Herzphase vorkalibriert werden, da die Messpositionen trotz Triggers durch das Pacing reproduzierbar sind.
In einer dritten Alternative kann eine Datenbanksuche in der Datenbank 36 sowie eine Interpolation zwischen Projektionstabellen vorgenommen werden. Dies ist anhand von 9 und 10 noch einmal erläutert. Um nicht alle Herzphasen separat kalibrieren zu müssen, kann bei gleicher Herzrate und demnach gleicher Rotationsgeschwindigkeit zunächst eine ungetriggerte Bildakquisition mit vielen Projektionen unabhängig von einer vorgegebener Phase in engen Winkelabständen durchgeführt werden und hierzu mittels eines Kalibrierkörpers entsprechende Projektionsdatensätze erzeugt werden. Alternativ dazu können auch Projektionsdatensätze, wie beispielsweise Geometrietabellen zur Geometrie des C-Bogen-Röntgengeräts 12, verwendet werden, die aus unterschiedlichen Datenbanken zusammengetragen und in der Datenbank 36 gespeichert werden. Nach Erzeugen der Röntgenaufnahmen 50 und den Speichern der Parameter 52, können dann aus der Datenbank 36 passende Projektionsdatensätze anhand der Parameter durch das Rendering-Modul 34 ausgewählt werden.
Mit der dritten Alternative kann also auf ein Standard-Aufnahmeprotokoll zurückgegriffen werden. Die bekannten Aufnahmepositionen, zu denen in der Datenbank 36 Projektionsdatensätze vorliegen, können zum EKG korreliert werden und eine möglichst gute Übereinstimmung gesucht werden. Hierzu können auch für jede Phase C0, d.h. in jedem RR-Intervall, nicht nur einzelne Aufnahmepulse, sondern stattdessen in einem Zeitfenster 64 mit einer Dauer tw um die Phase C0 herum mehrere Aufnahmepulse erzeugt werden. Das Aufnahmefenster 64 beginnt jeweils eine vorbestimmte Zeitdauer 66 vor Erreichen der Phase C0. Die Aufnahmepulse werden nur zu solchen Projektionswinkeln erzeugt, zu denen in der Datenbank 36 entsprechende Projektionsdatensätze bereits abgelegt sind.
Für fehlende Projektionsdatensätze kann auch zwischen benachbarten Positionen interpoliert werden.
An das Verfahren der dritten Alternative kann sich auch eine iterative Optimierung der Geometrie anschließen, wie sie bereits im Zusammenhang mit 6 bis 8 beschrieben wurde.
Die Erfindung ermöglicht eine prospektive Triggerung eines Scans, d.h. eine Erfassung von Röntgenaufnahmen für die Bildung eines Volumenmodells, die von Anfang an ohne eine vorhergehende C-Bogen-Rotation durchgeführt werden kann. Das Ganze wird innerhalb nur einer Rotation durchgeführt und kann von einem Herz-Pacing unterstützt werden. Es entsteht ein 3D-Volumenmodell des Herzens bei einer bestimmten Herzphase, z.B. 70%-RR. Das Pacing kann hierbei sehr langsam gewählt werden, wodurch eine normale aber trotzdem reproduzierbare Herzbewegung entsteht, die optimal für eine Multisegment-Rekonstruktion ist, die zu dem Volumenmodell führt.
Die Strahlung wird nur zur entsprechenden Phase (Single-Pulse) oder in einem vorbestimmten Zeitfenster (Pulsing-Window) ausgelöst. In dem Zeitfenster findet keine kontinuierliche Exposition statt, sondern es werden weiterhin einzelne Pulse ausgelöst. Eine Gewichtung der Aufnahmen ermöglicht ein Interpolieren zwischen zwei Pulsen.
Durch das Verfahren wird insbesondere eine prospektive Triggerung beispielsweise mittels eines Cardiac DynaCT ermöglicht. Es ergibt sich eine deutlich reduzierte Anzahl der aufgenommenen Röntgenbilder. Typischerweise sind nur 30 Projektionen nötig. Dies führt zu einer deutlich geringeren Strahlendosis für den Patienten. Durch die EKG-Triggerung ist eine hohe zeitliche Auflösung möglich. Die Röntgenaufnahmen werden sämtlich innerhalb eines einzelnen Durchlaufs des C-Bogens durchgeführt, was gegenüber Mehrfachläufen erhebliche Praktikabilitätsvorteile bringt. Insbesondere können die Aufnahmen in einer kürzeren Zeitdauer gewonnen werden. Die iterative Bestimmung der Geometrie mittels Bildmarken ermöglicht eine Online-Kalibrierung für jeden Bilddatensatz, was durch eine bildbasierte Kostenfunktion ermöglicht ist. Auch eine Offline-Kalibrierung ist möglich, da mit Hilfe des Pacing der Herzschlag stets reproduzierbar ist. Die Anwendung von iterativen Konstruktionsverfahren kann durch ein entsprechend klein gewähltes vorläufiges Volumenmodell auf einer geringen Datenmenge durchgeführt werden, was zur Beschleunigung dieser Rekonstruktion führt. Die Single-Puls-Technik ermöglicht eine deutlich geringere Dosis bei gleichzeitig verbesserter zeitlicher Auflösung, da jeder Aufnahmepuls genau zur gewünschten Phase ausgelöst wird. Bei der Pulsing-Window-Technik kann dagegen auf eine Standardgeometrie zurückgegriffen werden, so dass es keine zusätzliche Kalibrierung braucht. Hier wird nur eine Korrelation zum aufgenommenen EKG benötigt. Hierbei kann eine passende Gewichtung und Interpolation auch zu einem reduzierten Rauschen führen. Die Multisegment-Rekonstruktion kann besser einzelne Herzschläge kombinieren, da die Herzschläge aufgrund der Reproduzierbarkeit mittels des Pacings sehr genau vorhergesagt werden können. Da die C-Bogen-Rotation problemlos einen Winkel von 180° plus Fächerwinkel umfassen kann, ist keine Kontrolle der Winkelkonsistenz notwendig.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

Kyriakou et al. beschrieben wird („Simultaneous misalignment correction for approximate circular cone-beam computed tomography“, Pys. Med. Biol. 53, 2008, Seiten 6267 bis 6289) [0072]

Claims

Verfahren zum Erzeugen eines Volumenmodells (40) von einem Herz (42) in einer vorbestimmten Phase (C0) seiner periodischen Pumpbewegung, mit den Schritten: – Während einer einzigen C-Bogen-Rotation (44) eines C-Bogen-Röntgengeräts (12): Beobachten eines Elektrokardiogrammsignals (EKG), welches aufeinanderfolgende RR-Intervalle (RR) aufweist, durch einen EKG-Auslöser (46) und in jedem RR-Intervall (RR) durch eine EKG-Triggerung Erzeugen zumindest einer digitalen Röntgenaufnahme (50) mittels des C-Bogen-Röntgengeräts (12), sobald eine Zeitdifferenz (66) zwischen der aktuellen Phase und der vorbestimmten Phase (C0) kleiner als ein vorbestimmter Wert ist; – Ermitteln zumindest eines die Geometrie des C-Bogen-Röntgengeräts (12) beeinflussenden Parameters (52) zu jeder der Röntgenaufnahmen (50); – Erzeugen des Volumenmodells (40) aus mehreren der Röntgenaufnahmen (50), wobei aus jedem RR-Intervall (RR) zumindest eine Röntgenaufnahme (50) ausgewählt wird und zu jeder der ausgewählten Röntgenaufnahmen (50) anhand des zugehörigen zumindest einen ermittelten Parameters (52) ein Projektionsdatensatz (M0, Mn, M) für die Berechnung des Volumenmodells (40) ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zu jeder Röntgenaufnahme (50) zumindest einer der folgenden Parameter erfasst wird: eine Drehlage des C-Bogens (18), eine Rotationsgeschwindigkeit des C-Bogens (18), eine Lage eines Röntgenfokus, eine Form des C-Bogens (18).
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass während der C-Bogen-Rotation (44) ein Steuersignal (P) für einen Pacer (K1, K2) erzeugt wird, welches dazu ausgelegt ist, eine erzwungene Herzrate von 130 bpm oder weniger als 130 bpm zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei zunächst aus dem Elektrokardiogrammsignal (EKG) eine spontane Herzrate ermittelt wird und das Steuersignal (P) für eine erzwungene Herzrate ausgelegt wird, die um einen vorbestimmten Differenzwert größer als die spontane Herzrate ist, wobei der Differenzwert insbesondere kleiner als 20 bpm ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mittels eines EKG-Simulators ein simuliertes Elektrokardiogrammsignal für eine vorgegebene Herzrate erzeugt wird und auf Grundlage des simulierten Elektrokardiogrammsignals zu der vorbestimmten Phase ein Aufnahmeprotokoll für das C-Bogen-Röntgengerät (12) erzeugt wird und mit dem C-Bogen-Röntgengerät (12) mittels des Aufnahmeprotokolls und eines Kalibrierkörpers zumindest einer der benötigten Projektionsdatensätze ermittelt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in zumindest einem RR-Intervall (RR), bevorzugt in allen RR-Intervallen (RR), jeweils nur eine einzige Röntgenaufnahme (50) erzeugt wird und die einzige Röntgenaufnahme (50) pro RR-Intervall (RR) jeweils zu einem Zeitpunkt erzeugt wird, in welchem die aktuelle Phase mit der vorbestimmten Phase übereinstimmt, wobei bevorzugt insgesamt während der C-Bogen-Rotation (44) weniger als 40 Röntgenaufnahmen (50) erzeugt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in zumindest einem RR-Intervall (RR), bevorzugt in allen RR-Intervallen(RR), jeweils mehrere Röntgenaufnahmen (50) innerhalb eines Zeitfensters (64) erzeugt werden, welches eine vorbestimmte Zeitdauer (tw) aufweist, die kleiner als das RR-Intervall (RR) ist, und welches die vorbestimmte Phase (C0) umfasst, wobei innerhalb des Zeitfensters der zumindest eine Parameter beobachtet wird und immer dann eine Röntgenaufnahme erzeugt wird, wenn der zumindest eine Parameter einen Wert aufweist, zu dem ein vorbereiteter Projektionsdatensatz existiert.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass durch eine Sucheinrichtung (34) in einer Datenbank (36) mit vorbereiteten Projektionsdatensätzen zu den ausgewählten Röntgenaufnahmen (50) anhand des jeweils zugehörigen zumindest einen ermittelten Parameters (52) ein passender Projektionsdatensatz ausgesucht wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass durch eine Interpolationseinrichtung (34) für zumindest ein RR-Intervall (RR) zu einer ausgewählten Röntgenaufnahme (50) ein passender Projektionsdatensatz aus zwei Projektionsdatensätzen oder eine Röntgenaufnahme zum Zeitpunkt der vorbestimmten Phase aus zwei Röntgenaufnahmen interpoliert wird, wobei die Interpolationseinrichtung zum Interpolieren insbesondere eine gewichtete Überlagerung durchführt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zu jeder ausgewählten Röntgenaufnahme (50) als ein vorläufiger Projektionsdatensatz eine Projektionsmatrix (M0’, Mn’, M’) bereitgestellt wird und mittels der Projektionsmatrizen (M0’, Mn’, M’) ein vorläufiges Volumenmodell (40’) aus den ausgewählten Röntgenaufnahmen durch Rückprojektion berechnet wird, dann eine Form (Q1) eines in dem vorläufigen Volumenmodell (40’) abgebildeten Objekts (K1, K2) mit einer bekannten Sollform (Q1_soll) des Objekts (K1, K2) verglichen wird und iterativ solange die Projektionsmatrizen (M0’, Mn’, M’) verändert werden und das vorläufige Volumenmodell (40’) neu berechnet wird, bis die Form (Q1) mit der Sollform (Q1_soll) übereinstimmt oder zumindest ein ihren Unterschied beschreibendes Fehlermaß kleiner als ein vorbestimmter Wert ist, und die so angepassten Projektionsmatrizen (M0, Mn, M) als die Projektionsdatensätze verwendet werden.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei die Form (Q1) eines zylinderförmiges Objekts (K1, K2), insbesondere eines Katheters (K1, K2), überprüft wird und als Sollform (Q1_soll) insbesondere ein kreisrundes Querschnittsprofil der zylindrischen Form verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, wobei eine Exzentrität der Form (Q1) mit einer Exzentrität der Sollform (Q1_soll) verglichen wird und hierbei als Exzentritätswert jeweils insbesondere ein Verhältnis eines maximalen und eines minimalen Durchmessers der jeweiligen Form berechnet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 12, wobei als Sollform (Q1_soll) eine Schablone eines Querschnittprofils des Objekts (K1, K2) verwendet wird und für den Vergleich die Schablone mit der im vorläufigen Volumenmodell (40’) beobachteten Form (Q1) geometrisch überlagert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, wobei das vorläufige Volumenmodell (40’) nur mit Bilddaten eines jeweiligen Ausschnitts (A1, A2) aus den ausgewählten Röntgenaufnahmen (50) berechnet wird, in welchem das Objekt (K1, K2) abgebildet ist.
C-Bogen-Röntgenanlage (10) mit einem C-Bogen-Röntgengerät (12) und einer Steuereinrichtung (14) für das C-Bogen-Röntgengerät (12), welche dazu ausgelegt ist, mittels des C-Bogen-Röntgengeräts (12) ein Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche durchzuführen.