DE102012216652B4

DE102012216652B4 - Angiographisches Untersuchungsverfahren

Info

Publication number: DE102012216652B4
Application number: DE102012216652.1A
Authority: DE
Inventors: Yiannis Kyriakou
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2012-09-18
Filing date: 2012-09-18
Publication date: 2023-01-26
Anticipated expiration: 2032-09-19
Also published as: DE102012216652A1; US20140081131A1; CN103654823A; CN103654823B

Abstract

Angiographisches Untersuchungsverfahren eines Organs, Gefäßsystems oder anderer Körperregionen als Untersuchungsobjekt eines Patienten mittels einer 4-D-Rotationsangiographie mit folgenden Schritten:S1) Akquisition von Projektionsbildern (24) in verschiedenen Herzphasen (c0bis cN) und Positionen,S2) Rekonstruktion von 3-D-Volumenbildern (26) in den verschiedenen Herzphasen (c0bis cN) aus den Projektionsbildern (24),S3) Berechnung einer Motion-Map (28, 38) aus den 3-D-Volumenbildern (26),S4) Bildkombination der 3-D-Volumenbilder (26) mit der Motion-Map (28, 38) zur Erzeugung von resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbildern (40) in den verschiedenen Herzphasen (c0bis cN) undS5) Darstellung der resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbilder (40), dadurch gekennzeichnet, dass aus den 3-D-Volumenbildern (26) ein Mittelwertbild (39)f(x, y, z) über alle Herzphasen gebildet wird, das in der Bildkombination gemäß Verfahrensschritt S4) mit einbezogen wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein angiographisches Untersuchungsverfahren eines Organs, Gefäßsystems oder anderer Körperregionen als Untersuchungsobjekt eines Patienten mittels einer 4-D-Rotationsangiographie.
Ein derartiges oben genanntes angiographisches Untersuchungsverfahren lässt sich beispielsweise mit einem aus der US 7 500 784 B2 bekanntem Angiographiesystem durchführen, das anhand der 1 nachfolgend erläutert ist.
Die Standard-4-D-Rotationsangiographie resultiert in Rekonstruktionen von einzelnen Volumina pro Herz-Phase. Typischerweise sind diese Einzelvolumina sehr stark von Streifen-Artefakten beeinflusst, die durch die geringe Anzahl an vorhandenen Projektionen pro Herzphase entstehen.
Die 4-D-Rotationsangiographie, eine sogenannte 4-D-DynaCT^®, kann mit mehreren Rotationen durchgeführt werden, kann aber auch mit nur einer Rotation auskommen. Bei Standard-Verfahren spielt die Anzahl von vorhandenen Projektionen pro Phase eine Rolle. In der Regel sind es bei 4-D-DynaCT^® mit einer Rotation ca. 30 Projektionen pro Phase. Dadurch entstehen Streifen-Artefakte in den rekonstruierten Schichten, wie dies nachfolgend noch erläutert wird. Je weniger Projektionen genutzt werden, desto mehr Streifen-Artefakte entstehen bei der Rekonstruktion, da diese Rekonstruktionsart keine redundanten Informationen nutzt. Die 4-D-DynaCT^® ist beispielsweise aus „syngo DynaCT now takes it to the Heart“ von Andrew Hall, AXIOM Innovations, September 2007, Seiten 32 bis 39, bekannt.
Andere aus der Literatur bekannte Verfahren arbeiten mit iterativer Rekonstruktion und Minimierungsverfahren auf Basis der Rohdaten, wie es beispielsweise in „Prior image constrained compressed sensing (PICCS): A method to accurately reconstruct dynamic CT imgages from highly undersampled projection data sets“ von Guang-Hong Chen et al., veröffentlicht in Med Phys. 2008 February, Vol. 35, No. 2, Seiten 660 bis 663 beschrieben ist. Dies ist in der Regel sehr aufwändig und benötigt eine neue Rekonstruktionskette.
Die 1 zeigt ein als Beispiel dargestelltes biplanes Röntgensystem zur Durchführung einer 4-D-Rotationsangiographie mit zwei von je einem Ständer 1 und 1' in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters gehaltenen C-Bogen 2 und 2', an deren Enden je eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise Röntgenstrahler 3 und 3' mit Röntgenröhren und Kollimatoren, und je ein Röntgenbilddetektor 4 und 4' als Bildaufnahmeeinheit angebracht sind. Der Ständer 1 ist dabei auf dem Fußboden 5 montiert, während der zweite Ständer 1' an der Decke 6 befestigt sein kann.
Mittels des beispielsweise aus der US 7 500 784 B2 bekannten Knickarmroboters, welcher bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist, können die C-Bogen 2 und 2' beliebig räumlich verstellt werden, zum Beispiel indem sie um ihre Drehzentren zwischen den Röntgenstrahlern 3 und 3' sowie den Röntgenbilddetektoren 4 und 4' gedreht werden. Das erfindungsgemäße angiographische Röntgensystem 1 bis 4 ist insbesondere um Drehzentren und Drehachsen in der C-Bogen-Ebene der Röntgenbilddetektoren 4 und 4' drehbar, bevorzugt um den Mittelpunkt der Röntgenbilddetektoren 4 und 4' und um den Mittelpunkt der Röntgenbilddetektoren 4 und 4' schneidende Drehachsen.
Der bekannte Knickarmroboter weist ein Grundgestell auf, welches beispielsweise auf dem Boden 5 oder an der Decke 6 fest montiert ist. Daran ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement für den C-Bogen 2 oder 2' auf, welches um eine fünfte Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste Rotationsachse rotierbar ist.
Die Realisierung der Röntgendiagnostikeinrichtung ist nicht auf den Industrieroboter angewiesen. Es können auch übliche C-Bogen-Geräte Verwendung finden.
Die Röntgenbilddetektoren 4 und 4' können rechteckige oder quadratische, flache Halbleiterdetektoren sein, die vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt sind. Es können aber auch integrierende und eventuell zählende CMOS-Detektoren Anwendung finden.
Im Strahlengang der Röntgenstrahler 3 und 3' befindet sich eine Tischplatte 7 eines Patientenlagerungstisches 8 zur Aufnahme eines zu untersuchenden Patienten als Untersuchungsobjekt. Der Patientenlagerungstisch 8 ist mit einem Bedienpult 9 versehen. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist eine Systemsteuerungseinheit 10 mit einem Bildsystem 11 angeschlossen, das die Bildsignale der Röntgenbilddetektoren 4 und 4' empfängt und verarbeitet (Bedienelemente sind beispielsweise nicht dargestellt.). Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer Monitorampel 12 betrachtet werden. Das Bildsystem 11 weist eine Vorrichtung auf, deren Funktion noch genauer beschrieben wird.
Anstelle des in 1 beispielsweise dargestellten Röntgensystems mit den Ständern 1 und 1' in Form des sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters kann das angiographische Röntgensystem auch eine normale decken- oder bodenmontierte Halterung für den C-Bogen 2 aufweisen.
Anstelle der beispielsweise dargestellten C-Bogen 2 und 2' kann das angiographische Röntgensystem auch getrennte decken- und/oder bodenmontierte Halterungen für die Röntgenstrahler 3 und 3' und die Röntgenbilddetektoren 4 und 4' aufweisen, die beispielsweise elektronisch starr gekoppelt sind.
Aus der DE 10 2007 029 731 A1 ist ein Verfahren zur automatischen Bestimmung einer optimalen Herzphase für eine Cardio-CT-Rekonstruktion bekannt, bei dem durch:

- Abtastung einer Herzregion eines Patienten mit einem Spiral-CT entlang einer z-Achse und Rekonstruktion einer Vielzahl von tomographischen Bilddatensätzen an unterschiedlichen z-Positionen mit einer ersten Auflösung,
- Messung der Herzaktivität, Bestimmung der Zyklen und Zyklusphasen des Herzens, und Zuordnung zu den rekonstruierten Bilddatensätzen erster Auflösung,
- Erzeugung einer Motion Map,
- Maskierung der Motion Map bezüglich jeweils eines Herzzyklus,
- Bestimmung zweier Bewegungsminima je maskiertem Bereich in der Motion Map und Zuordnung der Minima zur systolischen beziehungsweise diastolischen Endphase des Herzens,
- Rekonstruktion mindestens eines Bilddatensatzes mit Messdaten um die ermittelte Herzphase mindestens eines der ermittelten Minima mit einer zweiten Auflösung, und
- Anzeige dieses mindestens einen rekonstruierten Bilddatensatzes mit der zweiten Auflösung erfolgt.

Aus der US 2006 / 0 133 564 A1 ist ein Verfahren zur Korrektur von Bewegungs-Artefakten bekannt, bei dem während einer Drehung eines C-Bogens mit Röntgenquelle und Detektor mehrere Projektionsbilder erfasst. Aus der Mehrzahl von Projektionsbildern werden phasenspezifische Rekonstruktionen erzeugt, wobei jede phasenspezifische Rekonstruktion im Allgemeinen aus Projektionen erzeugt wird, die bei oder nahe der jeweiligen Phase erfasst werden. Mehrere Bewegungsschätzungen werden erzeugt basierend auf den phasenspezifischen Rekonstruktionen. Unter Verwendung der jeweiligen Bewegungsschätzungen und Projektionen können bewegungskorrigierte Rekonstruktionen erzeugt werden.
In „Improvement of Cardiac CT-Reconstruction using local motion vector fields“ von Carsten Oliver Schirra et al., Computerized Medical Imaging and Graphics; Vol. 33; pp. 122 - 130, ist, um Bewegungsunschärfen zu verringern und das Signal/Rausch-Verhältnis (S/N) zu verbessern, eine bewegungskorrigierte Rekonstruktion beschrieben, die lokale Felder von Bewegungsvektoren von Hochkontrast-Objekten zur Bewegungskorrektur bei gefilterter Rückprojektion heranzieht. Während einer ruhigen Herzphase wird eine Bildregistrierung durchgeführt. Zeitliche Interpolation im Parameterraum dient zur Bestimmung der Bewegung während Herzphasen mit starker Bewegung. Die sich ergebenden Felder von Bewegungsvektoren werden bei der Bildrekonstruktion eingesetzt.
Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein angiographisches Untersuchungsverfahren der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass eine Reduktion von Streifen-Artefakten in der herzkorrelierten 4-D-Rotationsangiographie, der sogenannten DynaCT^®, unterdrückt wird.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß für ein angiographisches Untersuchungsverfahren der eingangs genannten Art durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausbildungen sind in den abhängigen Patentansprüchen angegeben.
Die Aufgabe wird für ein angiographisches Untersuchungsverfahren erfindungsgemäß durch folgende Schritte gelöst:

S1) Akquisition von Projektionsbildern in verschiedenen Herzphasen und Positionen,
S2) Rekonstruktion von 3-D-Volumenbildern in den verschiedenen Herzphasen aus den Projektionsbildern,
S3) Berechnung einer Motion-Map aus den 3-D-Volumenbildern,
S4) Bildkombination der 3-D-Volumenbilder mit der Motion-Map zur Erzeugung von resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbildern in den verschiedenen Herzphasen und
S5) Darstellung der resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbilder,

Dieses erfindungsgemäße Verfahren benutzt redundante Daten, um die Streifen-Artefakte in den Bildern der herzkorrelierten 4-D-Rotationsangiographie, wie beispielsweise bei DynaCT^®, zu reduzieren.
Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:

1 ein bekanntes biplanes C-Bogen-Angiographiesystem mit je einem Industrieroboter als Tragvorrichtungen,
2 die Verhältnisse bei einer EKG-korrelierten Akquisition während einer Rotation mit einem Rotations-Angiographiesystem gemäß 1,
3 eine Serie von nach einem Standard-Verfahren der Rotationsangiographie gemäß 2 akquirierten Projektionsbildern,
4 Erstellung einer Motion-Map aus rekonstruierten 3-D-Volumenbildern,
5 bis 8 zeichnerische Erläuterungen zur Nachverarbeitung der gemäß 4 erstellten Motion-Map,
9 zeichnerische Darstellung einer linearen Bildkombination mit linearer Interpolation und
10 bis 13 zeichnerische Erläuterungen zum zeitlichen Ablauf der Nachverarbeitung und deren Ergebnisse.

In der 2 sind die Verhältnisse bei einer EKG-korrelierten Akquisition mit einem C-Bogen-Gerät gemäß 1 während einer Rotation veranschaulicht, die bei einer Herzrate von 90 bis 131 bpm, einer Dauer von 10s bis 15s sowie mit oder ohne Herzphasensteuerung (Pacing) durchgeführt wird. Erfolgt kein Pacing, dann wird eine bekannte manuelle Sortierung der Phasen aus dem EKG bewirkt.
In dieser Figur ist ein erstes EKG 13 dargestellt, das verschiedene Herzphasen c₀ bis c_N aufweist. Diesen Herzphasen c₀ bis c_N sind verschiedene Projektionswinkel θ₀ bis θ₀+n*Δθ zugeordnet. So ergibt sich für ein erstes Bild 14 einer ersten Herzphase c0 ein Wert P(θ₀, c₀), ein erstes Bild 15 einer zweiten Herzphase P(θ₀ + Δθ, c₁), ein erstes Bild 16 einer dritten Herzphase P(θ₀ + 2Δθ, c₂) und ein erstes Bild 17 einer N-ten Herzphase P(θ₀ + NΔθ, c_N).
Dies lässt sich fortsetzen, wie dies durch den Pfeil 18 symbolisiert wird, bis man zu einem zweiten EKG 19 gelangt.
Diesen Herzphasen c₀ bis c_N sind wieder verschiedene Projektionswinkel θ_ο+n*Δθ bis θ₀+(n+N)*Δθ zugeordnet. So ergibt sich für ein zweites Bild 20 einer ersten Herzphase c₀ ein Wert P(θ₀ + nΔθ, c₀), ein zweites Bild 21 einer zweiten Herzphase P(θ₀ + (n+1)Δθ, c₁), ein zweites Bild 22 einer dritten Herzphase P(θ₀ + (n+2) Δθ, c₂) und ein zweites Bild 23 einer N-ten Herzphase P(θ₀ + (n+N) Δθ, c_N).
In der 3 ist die nach einem Standard-Verfahren mit ca. 30 Projektionen pro Herzphase bei 120 bpm und 13 s Scanzeit erstellte Serie von Projektionsbildern 24 dargestellt, die die störenden Streifen-Artefakte 25 aufweisen. Die Indizes c₀ bis c_N bezeichnen die Projektionsbilder 24 der aktuellen Herzphasen.
Die 4 zeigt eine Folge von rekonstruierten 3-D-Volumenbildern 26, erstellt mit ca. 30 Projektionen pro Herzphase, aus denen gemäß der Formel ${\sum_{n} (f_{c0} - f_{c, n})}^{2}$
eine Berechnung 27 einer bildbasierten Bewegungskarte oder -plan, einer sogenannten Bewegungs-Map oder Motion-Map 28 erfolgt. Die Indizes f_C0 bis f_cN der 3-D-Volumenbilder 26 bezeichnen das rekonstruierte 3-D-Volumen bei der entsprechenden Herzphase (c₀ bis c_N) und enthalten die Bildinformationen.
Da die Motion-Map 28 auch störende Streifen-Artefakte 25 aufweist, wird eine Nachverarbeitung der Motion-Map 28 durchgeführt, die anhand der 5 bis 8 näher erläutert wird.
Ein Verfahren ist die Analyse im Frequenzbereich. In 5 werden in einem 3-D-Volumenbild 26 sowie der Motion-Map 28 repräsentativ gewählte zwei Pixel 29 und 30 betrachtet, von denen das erste Pixel 29 eine große Bewegung mit niedriger Frequenz und das zweite Pixel 30 eine geringe Bewegung mit hoher Frequenz aufweisen.
Die 6 gibt die Signalverläufe der Pixel 29 und 30 wieder, wobei der Signalverlauf 31 des ersten Pixels 29 eine niedrigere Frequenz als der Signalverlauf 32 des zweiten Pixels 30 aufweist.
In der 7 sind nun die Gegebenheiten der Modulation der Herzbewegung und der Streifen-Artefakte 25 über der Ortsfrequenz u aufgetragen, wobei ein modulierter Signalverlauf 33 des ersten Pixels 29 und ein modulierter Signalverlauf 34 des zweiten Pixels 30 dargestellt sind, die eine Modulationsrichtung 35 aufweisen.
Die 8 stellt die Gegebenheiten nach einer Demodulation der Herzbewegung und der Streifen-Artefakte 25 aufgetragen über der Ortsfrequenz u mit einem demodulierten Signalverlauf 36 des ersten Pixels 29 und einem demodulierter Signalverlauf 37 des zweiten Pixels 30 dar.
Bei dem Prinzip der Modulation und Demodulation geht es im Wesentlichen darum, dass sich die Pixelwerte an einigen Stellen, beispielsweise beim zweiten Pixel 30, nur aufgrund der Streifen-Artefakte 25 quasiperiodisch ändern. Diese quasiperiodischen Änderungen der Streifen-Artefakte 25 beruhen auf dem sogenannten Windmühlen-Effekt. Sie sind Abtastartefakte als Funktion der Zeit. An anderen Stellen, beispielsweise beim ersten Pixel 29, ist die Änderung dieses Pixels 30 als Funktion der Zeit aufgrund des Windmühlen-Effekts und Herzbewegungs-Artefakten zurückzuführen. Diese Art der Änderung gilt es zu erkennen und diese mit Filtern, z.B. Demodulation, selektive Weichzeichnung zu bearbeiten.
Die Prinzipien der Modulation und Demodulation sind allgemein aus der Signaltheorie oder Signalverarbeitung bekannt; dabei können Fourier-Analyse oder Bandfilterung eingesetzt werden. Die Modulation ist durch die Aufnahme selber gegeben; die Demodulation wird dazu genutzt, um das „Träger“-Signal von dem „Echten“-Signal zu trennen. Bei dieser hier vorliegenden bestimmten Aufnahmeform geht das relativ einfach, da die Windmühlen-Artefakte eine ziemlich definierte Frequenz aufweisen, die lediglich von der Aufnahmegeometrie abhängt und demnach einfach vorher zu berechnen ist.
Als weitere Verfahren zur Nachverarbeitung der Motion-Map 28 sind morphologische Operationen wie beispielsweise Erosion und/oder Dilatation der Motion-Map 28 anwendbar.
Auch kann das Verfahren des Sub-Sampling und der Interpolation, beispielsweise bilinear oder spline, der Motion-Map 28 zur Nachverarbeitung angewandt werden.
Als Resultat der Nachverarbeitung der Motion-Map 28 durch eines dieser Verfahren erhält man eine korrigierte Motion-Map, die nahezu frei von Streifen-Artefakten 25 ist.
Ein in 9 dargestelltes Beispiel einer Bildkombination ist eine lineare Kombination mit linearer Interpolation. Es sind jedoch auch andere Kombinationsarten wie beispielsweise polynomische oder quadratische Bildkombinationen möglich. Auch Bildkombinationen mit einem Faltungsoperator sind denkbar.
Anhand der 9 wird nun eine der möglichen Bildkombinationen erklärt, die sich allgemein aus folgender Gleichung ergibt: $F (x, y,z {,c}_{n}) = f (x, y,z {,c}_{n}) * MM (x,y,z) + \bar{f} (x, y, z) * (1 - MM (x, y, z))$
wobei c_n die jeweilige Herzphase c₀ bis c_N darstellt.
Die Pixel der rekonstruierten 3-D-Volumenbilder 26 f(x,y,z,c_n) werden mit den Pixeln der korrigierten Motion-Map 38 MM(x, y, z) multipliziert. Dazu wird das Produkt aus Eins minus korrigierter Motion-Map 38 MM(x, y, z) und dem Mittelwertbild 39 f(x, y, z) über alle Phasenbilder addiert. Als Ergebnis F(x, y, z, c_n) erhält man resultierende, korrigierte 3-D-Volumenbilder 40.
Diese Multiplikation stellt den einfachsten Fall einer Bildkombination dar, bei der eine pixel- oder voxelweise Multiplikation (Gewichtung) der zwei Bilder (oder Volumen) immer pro Phase durchgeführt wird, wobei die Motion-Map nach der Nachverarbeitung konstant bleibt.
Anders formuliert würde das Ergebnis für das Beispiel der ersten Herzphase c₀ folgendermaßen aussehen: ${Fc}_{0} (x, y,z) = {fc}_{0} (x, y,z) * MM (x,y,z) + \bar{f} (x, y, z) * (1 - MM (x, y, z))$
Dies ist beispielhaft für eine lineare Interpolation so dargestellt. Im Falle einer nicht-linearen Kombination müsste eine entsprechende Funktion f(MM(x,y,z)) definiert werden, z.B. polynomisch. Im vorliegenden Falle geht es hauptsächlich darum, die Einzelvolumina entsprechend der Motion-Map zu gewichten.
Das Ergebnis der Nachverarbeitung kann auch anhand der 10 bis 13 näher erläutert und symbolisch gezeigt werden, die die zeitliche Reihenfolge der Bildentstehungen wiedergeben. Der Ausgangspunkt ist die Bildserie „vor Motion-Map - Nachverarbeitung“ der rekonstruierten 3-D-Volumenbilder 26. Daraus wird die Motion-Map 28 berechnet. Diese Motion-Map 28 wird dann anhand der in den 5 bis 8 beschriebenen Bearbeitung in eine „Motion-Map - Nachverarbeitung“, der korrigierten Motion-Map 38 korrigiert. Zum Schluss werden gemäß oben genannter Gleichung die resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbilder 40 „nach Motion-Map - Nachverarbeitung“ berechnet.
Das oben vorgeschlagene Verfahren arbeitet auf Basis der rekonstruierten Schichten, der 3-D-Volumenbilder 26.
Eine Akquisitionsart ist eine Rotation mit guter Winkelabtastung, beispielsweise einer Abtastzeit von 13 s, 0,5° Winkelinkrement und 2x2 Binning. Daraus resultieren in etwa 380 Projektionen über alle Phasen. Vorhandene, redundante Informationen werden ausgenutzt, da sich nur einige der Voxel im Bild ändern. Die Änderung der Voxel wird durch die Motion-Map 28 pro Schicht ausgerechnet. Die Motion-Map 28 gibt den Gehalt der Bewegung oder Änderung der Voxel-Werte über die Zeit wieder. Ein Voxel weist eine unterschiedliche Bewegungsfunktion, d.h. Änderungsfunktion oder Gradient, im Herzen auf, als wenn es sich in einem anderen Körperteil befände.
Die Motion-Map 28 ist im ersten Schritt auch durch Streifen-Artefakte 25 beeinflusst. Um diese zu reduzieren, werden drei Nachverarbeitungsmethoden vorgeschlagen, um Änderungen durch Streifen-Artefakte 25 und Änderungen durch reine Herzbewegung zu trennen. Daraus resultiert eine Reduzierung der Streifen-Artefakte 25 in der Motion-Map 28.
Die Motion-Map 28 wird als Kombinationsgewicht zwischen der Rekonstruktion einer einzelnen Phase (z.B. c0) und dem Mittelwertbild aus allen Phasen genutzt. Es wird dabei angenommen, dass die Voxel-Werte in der Motion-Map 28 mit einem kleinen Wert weniger zur Herzbewegung beitragen.
Die Bildkombination kann durch lineare Interpolation gemacht werden, aber auch andere Kombinationsarten sind möglich.
Die resultierenden korrigierten 3-D-Volumenbilder 40 weisen deutlich weniger Streifen-Artefakte 25 auf.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist für Monoplan- und Biplan-Systeme anwendbar. Entgegen vielen anderen bekannten Verfahren ist es ein reines bild-basiertes Verfahren. Es sind weder Rohdaten, noch Geometrie- oder andere Informationen erforderlich.
Durch das erfindungsgemäße Verfahren werden Streifen-Artefakte 25 aus 4-D-Rotationsangiographien, sogenannte 4-D-DynaCT^®-Bilder, nahezu vollständig mit begrenzten Raum- und Zeit-Auflösungsverlust eliminiert.
Die Generierung und Nachverarbeitung der Motion-Map 28 verringert weiterhin störende Streifen-Artefakte 25.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch anwendbar für andere Protokolle mit Änderungen in der Zeitrichtung, beispielsweise Perfusion.
Für die Berechnungen wird die vorhandene Rekonstruktionskette effektiv ausgenutzt.

Claims

Angiographisches Untersuchungsverfahren eines Organs, Gefäßsystems oder anderer Körperregionen als Untersuchungsobjekt eines Patienten mittels einer 4-D-Rotationsangiographie mit folgenden Schritten: S1) Akquisition von Projektionsbildern (24) in verschiedenen Herzphasen (c₀ bis c_N) und Positionen, S2) Rekonstruktion von 3-D-Volumenbildern (26) in den verschiedenen Herzphasen (c₀ bis c_N) aus den Projektionsbildern (24), S3) Berechnung einer Motion-Map (28, 38) aus den 3-D-Volumenbildern (26), S4) Bildkombination der 3-D-Volumenbilder (26) mit der Motion-Map (28, 38) zur Erzeugung von resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbildern (40) in den verschiedenen Herzphasen (c₀ bis c_N) und S5) Darstellung der resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbilder (40), dadurch gekennzeichnet, dass aus den 3-D-Volumenbildern (26) ein Mittelwertbild (39) f(x, y, z) über alle Herzphasen gebildet wird, das in der Bildkombination gemäß Verfahrensschritt S4) mit einbezogen wird.
Angiographisches Untersuchungsverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sich die resultierenden, korrigierten 3-D-Volumenbilder (40) gemäß folgender Gleichung berechnen: $F (x, y,z {,c}_{n}) = f (x, y,z {,c}_{n}) * MM (x,y,z) + \bar{f} (x, y, z) * (1 - MM (x, y, z)),$
wobei - c_n die jeweilige Herzphase c₀ bis c_N, - f(x, y, z, c_n) rekonstruierte 3-D-Volumenbilder (26), - MM(x, y, z) eine Motion-Map (28, 38), - f(x, y, z) ein Mittelwertbild (39) über alle Phasenbilder und - F(x, y, z, c_n) resultierende, korrigierte 3-D-Volumenbilder (40) darstellen.
Angiographisches Untersuchungsverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Motion-Map (28, 38) eine nachverarbeitete, korrigierte Motion-Map (38) ist.
Angiographisches Untersuchungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Motion-Map (28) gemäß Verfahrensschritt S3) folgenderweise berechnet: ${\sum_{n} (f_{c0} - f_{c, n})}^{2} .$
wobei die Indizes f_c0 bis f_cN der 3-D-Volumenbilder (26) das rekonstruierte 3-D-Volumen bei der entsprechenden Herzphase (c₀ bis c_N) bezeichnen.