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Die Erfindung betrifft ein Röntgenaufnahmesynchronisationsverfahren zum
Erstellen zeitsequentieller Röntgenbilder eines Objekts, das periodischen Bewegungen
unterliegt, durch Bestrahlung des Objekts mit einem von einer Röntgenquelle
ausgesendeten Röntgenstrahlenbündel, wobei das Synchronisationsverfahren Messen einer
Periode der Bewegung des Objekts mittels einer Aufzeichnungseinrichtung, Erzeugen und
Zuführen von Aufzeichhungsimpulsen an eine Synchronisationsanordnung, die die
Röntgenquelle aktiviert und deaktiviert, umfaßt.
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Die Erfindung betrifft auch eine Röntgeneinrichtung zum Erstellen
zeitsequentieller Röntgenbilder eines Objektes, das periodischen Bewegungen unterliegt, nach
einem der vorhergehenden Ansprüche, mit einer Röntgenquelle zum Aussenden eines
Röntgenstrahlenbündels in Richtung des Objekts, mit einer Aufzeichnungseinrichtung
zum Messen einer Periode der Bewegung des Objekts und zum Erzeugen und Zuführen
von Aufzeichnungsimpulsen an eine Synchronisationsanordnung, wobei die
Synchronisationsanordnung mit der Röntgenquelle gekoppelt ist, um diese zu aktivieren und zu
deaktivieren.
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Ein Röntgenaufnahmesynchronisationsverfahren und eine solche
Einrichtung sind aus der Broschüre "Philips Medical Systems", 4522 984 09241/744, DVI-V,
Januar 1985 bekannt. Bei der Erzeugung eines Röntgenbildes eines Objekts, in
beispielsweise einem menschlichen Körper, wie beispielsweise eines Herzens oder eines
Blutgefäßes, wird das Röntgenstrahlenbündel von dem Objekt und dessen Umgebung
geschwächt. In einem menschlichen Körper besteht das abzubildende Objekt und seine
Umgebung hauptsächlich aus Wasser, so daß das Röntgenstrahlenbündel von dem
Objekt und dessen Umgebung in nahezu gleichem Maße geschwächt wird. Das führt zu
einem kontrastschwachen Bild des Objekts. Durch Füllen des abzubildenden Objekts mit
einem Kontrastmittel relativ starker Röntgenabsorption, beispielsweise Iodid, und durch
Subtraktion eines Bildes des mit Kontrastmittel gefüllten Objekts von einem ohne
Kontrastmittel aufgenommenem Bild des Objekts, einem sogenannten Maskenbild, wird
Kontrastverstärkung erhalten. Wenn das Bild des mit Kontrastmittel gefüllten Objekts
gegenüber dem Maskenbild infolge einer Bewegung des Objekts verschoben ist, treten
in dem kontrastverstärkten Bild Artefakte auf. Insbesondere bei der Erstellung einer
Serie von aufeinanderfolgenden Röntgenbildern, die zur Rauschintegration vor der
Wiedergabe auf einem Fernsehmonitor aufsummiert werden oder die einem
Kontrastmittelfluß durch das abzubildende Objekt folgen, wird Kontrastverstärkung mittels Subtraktion
von einem Maskenbild durch Bewegung des Objekts stark verschlechtert. Für die
Abbildung von Blutgefäßen in der Nähe des Herzens treten diese Probleme infolge der
Herzbewegung auf. Durch Messung eines Bewegungsrhythmus eines Objekts mittels der
Aufzeichnungseinrichtung, beispielsweise die Erstellung eines Elektrokardiogramms,
kann die Belichtung mit dem Bewegungsrhythmus synchronisiert werden. Dies geschieht
beispielsweise in dem Philips DVI-V-System. Da die Belichtung nach einer
vorgegebenen Verzögerung bezüglich eines von der Aufzeichnungseinrichtung gelieferten
Aufzeichnungsimpulses erfolgt, sind die Röntgenbilder in Phase und decken sich mit dem
Maskenbild. Dies hat den Nachteil, daß bei Schwankungen des Bewegungsrhythmus des
abzubildenden Objekts, die beispielsweise vom Kontrastmittel verursacht werden, die
Röntgenbilder das Objekt in verschiedenen lagen zeigen, so daß Artefakte auch
auftreten, wenn dieses Röntgenaufnahmesynchronisationsverfahren verwendet wird.
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Der Erfindung liegt unter anderem die Aufgabe zugrunde, ein
Röntgenaufnahmesynchronisationsverfahren zu verschaffen, bei dem das Auftreten von
Bewegungsartefakten verringert ist.
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Zur Lösung dieser Aufgabe ist ein erfindungsgemaßes
Röntgenaufnahmesynchronisationsverfahren gekennzeichnet durch Berechnung des Zeitpunkts des zu
erwartenden, nächsten Aufzeichnungsimpulses aus den zugeführten
Aufzeichnungsimpulsen mit Hilfe von Rechenmitteln in der Synchronisationsanordnung und durch
Bestimmung, ob ein Aufzeichnungsimpuls innerhalb der normalen periodischen Bewegung
auftritt, indem die berechneten und die tatsächlichen Zeitpunkte des Aufzeichnungsimpulses
verglichen werden, und durch Unterdrückung der Synchronisation der Röntgenquelle,
wenn aus dem genannten Vergleich deutlich wird, daß ein Aufzeichnungsimpuls nicht
innerhalb der genannten normalen periodischen Bewegung auftritt.
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Es sei bemerkt, daß in dem Beitrag von S.C. Moore et al., "Prospectively
gated cardiac computed tomography" in Med. Phys., Bd. 10, Nr. 6 (1983), S. 846-855,
ein CT-Gerät offenbart wird, in dem die Orientierung von Röntgenquelle und
Detektor-System anhand des Herzrhythmus des Patienten eingestellt wird, um in der gleichen
Phase des Herzzyklus genügend viel Daten für eine qualitativ gute Bildrekonstruktion zu
erhalten. Die Einstellung erfolgt auf der Basis von Erwartungswerten für die Herzphase,
die aus einem gemessenen EKG abgeleitet werden. Datengewinnung wird nicht auf
Unregelmaßigkeiten im Herzrhythmus abgestellt, sondern diese können durch Betrachtung
der EKG-Daten durch die Bedienperson berücksichtigt werden. Da die Röntgenquelle
immer aktiviert ist, werden Daten in allen Phasen des Herzzyklus gewonnen, und die
Bedienperson kann Daten für den Rekonstruktionsprozeß manuell löschen oder
anpassen. Der Beitrag gibt nicht an, daß bei Unregelmäßigkeiten die Datengewinnung
unterdrückt und Bestrahlung des Patienten vermieden werden kann, wenn keine sinnvollen
Daten gewonnen werden können.
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Durch Berechnung des Zeitpunkts des zu erwartenden, nächsten
Aufzeichnungsimpulses aus den gemessenen Aufzeichnungsimpulsen kann Belichtung zu einem
konstanten Zeitpunkt zwischen zwei aufeinanderfolgenden Aufzeichnungsimpulsen, d.h.
bei einer konstanten Objektlage erfolgen. Änderungen des Bewegungsrhythmus werden
durch die Berechnung detektiert, und die Synchronisation der Röntgenquelle wird an
den veränderten Bewegungsrhythmus angepaßt. Je stärker oder schwächer die
Auswirkung der zeitlich weiter entfernt liegenden Aufzeichnungsimpulse auf die Berechnung
gemacht wird, desto schneller oder weniger schnell reagiert die Synchronisation auf
Rhythmusänderungen. Wenn die Objektbewegung zusätzlich zu den systematischen
Beschleunigungen und Verzögerungen stochastische Bewegungen aufweist,
beispielsweise zusätzliche Systolen oder vorzeitige Ventrikelkontraktionen eines Herzens, dann
folgen die Aufzeichnungsimpulse einander nicht zu exakt vorhersagbaren Zeitpunkten.
Für eine genaue Berechnung des zu erwartenden, nächsten Aufzeichnungsimpulses
durch Kombination der gemessenen Aufzeichnungsimpulse ist es wesentlich, daß die
vorhergehenden Impulse korrekt gewichtet sind, so daß nicht jede Schwankung eine
Änderung der Synchronisation verursacht, ohne daß die Synchronisation gegenüber
systematischen Rhythmusschwankungen unempfindlich wird. Wenn der mittlere
Bewegungsrhythmus und die Varianz charakterisierende Parameter für den die
Objektbewegung beschreibenden stochastischen Prozeß sind, ist eine genaue Vorhersage des zu
erwartenden, nächsten Aufzeichnungsimpulses möglich, wenn der Mittelwert und die
Varianz bekannt sind. Üblicherweise ist für ausführliche statistische Analyse der
Objektbewegung keine Zeit und muß wegen der Verlagerung des Kontrastmittels eine Anzahl
Röntgenbilder schnell erstellt werden. Die Berechnung sollte innerhalb einer mittleren
Periode der Aufzeichnungsimpulse einen Wert für den Zeitpunkt des zu erwartenden,
nächsten Aufzeichnungsimpulses ergeben, so daß dies wenig Rechenzeit erfordern
sollte. Eine Berechnung des zu erwartenden, nächsten Aufzeichnungsimpulses sollte
ebenfalls vollautomatisch erfolgen, um die Erstellung von Röntgenbildern zu vereinfachen.
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Eine bevorzugte Ausführungsform eines erfindungsgemäßen
Röntgenaufnahmesynchronisationsverfahren ist dadurch gekennzeichnet, daß zur Berechnung des zu
erwartenden nächsten Aufzeichnungsimpulses ein rekursives Kalman-Filterverfahren
verwendet wird.
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Die Verwendung eines Kalman-Filter-Verfahrens führt zu einer rekursiven
Beschreibung des Bewegungsrhythmus, die sich selbst Änderungen dieses stochastischen
Prozesses anpaßt. Dieses Berechnungsverfahren trennt in adäquater Weise
nichtsystematische Änderungen des Bewegungsrhythmus von systematischen Änderungen. Dies ist
besonders bei kardiologischen angiographischen Untersuchungen vorteilhaft. Ein
Kalman-Filter ist an sich bekannt. Ein Beispiel für ein solches Filterverfahren wird in dem
Beitrag von K. Arakawa et al., "ε-Kalman fllter - A method of signal estimation
considering sudden changes of signals", in Electronics and communications in Japan, Teil I :
Communications, Bd. 69, Nr. 5, (Mai 1986), S. 1 - 6 beschrieben.
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Die Erfindung ist in der Zeichnung dargestellt und wird im folgeeden
näher beschrieben. Es zeigen:
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Fig. 1 schematisch eine zur Durchführung des
Röntgenaufnahmesynchronisationsverfahrens geeignete Einrichtung,
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Fig. 2a bis 2c Serien von Aufzeichnungsimpulsen mit zugehörigen
Synchronisationsimpulsen. und
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Fig. 3 einen Ablaufplan für eine Berechnungsweise nach dem
Kalman-Filter-Verfahren für den zu erwartenden, nächsten Aufzeichnungsimpuls.
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Fig. 1 zeigt eine Röntgenquelle 1, die ein Objekt 3, das ein Detail 4
enthält, mit Hilfe eines Röntgenstrahlenbündels 5 durchstrahlt. Bei Verwendung eine
Röntgenstrahlendetektors, in diesem Fall einer Röntgenbildverstärkerröhre, wird ein
Bildinformation enthaltendes Röntgenstrahlenbündel 6 in ein optisches Bild
umgewandelt,
das auf dem Ausgangsschirm der Röntgenbildverstärkerröhre erscheint und mit
Hilfe einer Fernsehkameraröhre 9 in ein elektrisches Signal umgewandelt wird. Dieses
Signal wird einem Analog-Digital-Umsetzer 11 zugeführt und anschließend einem der
Speicher 12 oder 13. In dem Speicher 12 wird beispielsweise ein Bild des Objekts 3
gespeichert, das ein mit Kontrastmittel gefülltes Detail 4 enthält, und in dem Speicher
13 wird ein Maskenbild des Objekts 3 gespeichert. Nach Logarithmieren des Signals in
den Speichern 12 und 13 werden die digitalen Bilder in den Speichern in einer
Subtrahiereinrichtung 15 subtrahiert, wodurch somit ein kontrastverstärktes Bild des Details
4 erzeugt wird. Nach Digital-Analog-Umsetzung mit Hilfe eines
Digital-Analog-Umsetzers 16 wird dieses Bild auf einem Monitor 17 dargestellt. Die in den Speichern 12 und
13 vorhandenen digitalen Röntgenbilder können in einem Hintergrundspeicher 19
gespeichert werden, aus dem digitale Bilder auch den Speichern 12 und 13 zugeführt
werden können. Um einen Bewegungsrhythmus des Details 4 zu bestimmen, wird eine
Aufzeichnungseinrichtung 20 mit dem Detail 4 verbunden, die einer
Synchronisationsanordnung 22 zu Zeitpunkten, zu denen das Detail 4 eine vorgegebene Position
einnimmt, ein impulsförmiges Signal zuführt. Die Synchronisationsanordnung 22 berechnet
aus den Aufzeichnungsimpulsen den Zeitpunkt des zu erwartenden, nächsten
Aufzeichnungsimpulses und detektiert systematische Rhythmusveränderungen des Details 4. Die
Synchronisationsanordnung 22 aktiviert die Röntgenquelle 1 synchron zu einer
Teilbilddauer, beispielsweise 40 ms, eines Fernsehmonitors 23, der ein Echtzeitbild des Objekts
wiedergibt.
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Fig. 2a zeigt eine Serie von Aufzeichnungsimpulsen t&sub1; - t&sub5;, die einander
mit einem Intervall T folgen, wobei nach dem Zeitpunkt t&sub3; eine systematische
Rhythmusänderung eintritt. Synchronisation der Röntgenquelle durch die
Synchronisationsanordnung zu den Zeitpunkten x&sub1; - x&sub4;, die um eine gegebene Zeitdauer bezüglich der
Aufzeichnungsimpulse verzögert sind, erfolgt zu der Rhythmusänderung um einen
Bruchteil von T vorangehenden Zeitpunkten, welcher Bruchteil sich von dem Bruchteil
von T nach der Rhythmusänderung unterscheidet. Durch Berechnung des zukünftigen
Intervalls T und durch Ausführen der Synchronisation zu einem vorgegebenen Bruchteil
von T nach dem letzten Aufzeichnungsimpuls wird das beschriebene Problem
vermieden. Fig. 2b zeigt eine stochastische Rhythmusänderung, die bei Herzrhythmen auftritt:
die zusätzliche Systole. In diesem Fall tritt eine zusätzliche Herzkontraktion zwischen
zwei Herzschlägen auf, die einander mit einem Intervall T folgen. Synchronisation nach
einer hinsichflich des letzten Aufzeichnungsimpulses vorherbestimmten Zeitverzögerung
führt zu den Zeitpunkten x&sub2; und x&sub3; zu einer nicht phasengerechten Durchstrahlung. Fig.
2c zeigt, daß, wenn die Schwankung keinerlei Auswirkung auf den berechneten, zu
erwartenden nächsten Aufzeichnungsimpuls hat, nicht phasengerechte Durchstrahlung nur
zu einem Zeitpunkt x&sub2; erfolgt. Indem der Aufzeichnungsimpuls t&sub3; als stochastische
Schwankung erkannt wird, kann die Synchronisation zu dem Zeitpunkt x&sub2; daraufhin
unterdrückt werden. Eine weitere in einem Herzrhythmus auftretende Schwankung ist
eine sogenannte vorzeitige Ventrikelkontraktion, wobei ein Aufzeichnungsimpuls früher
erscheint und der folgende Aufzeichnungsimpuls zum erwarteten Zeitpunkt auftritt. In
diesem Fall finden zu den Zeitpunkten x&sub1; und x&sub2; nach dem bekannten
Synchronisationsverfahren nicht phasengerechte Durchstrahlungen statt, während bei Verwendung des
erfindungsgemäßen Synchronisationsverfahrens nur zu dem Zeitpunkt x&sub1; eine nicht
phasengerechte Durchstrahlung erfolgt. Synchronisation zum Zeitpunkt x&sub2; kann nach
Erkennung des Aufzeichnungsimpulses t&sub2; als stochastische Schwankung unterdrückt
werden.
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Fig. 3 zeigt einen Ablaufplan für das Kalman-Filter-Verfahren. Für eine
mathematische Beschreibung des Problems der Vorhersage des Bewegungsrhythmus des
abzubildenden Objekts wird der Bewegungsrhythmus als stochastischer Prozeß
dargestellt, für den ein dreidimensionaler Vektor (t) die für den Prozeß relevanten
Parameter enthält. Es hat sich gezeigt, daß:
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x&sub1;(tn) = tn, x&sub2;(tn) = tn-tn-1, und x&sub3;(tn) = tn-2tn-1+tn-2
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den Prozeß gut charakterisieren. Der Prozeß wird durch die Beziehung
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(k+1) = A (k)+ (k) (1)
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dargestellt. Hierin geben die Unterstreichungen Spaltenvektoren und ein Großbuchstabe
eine Matrix an. (k) wird als stochastisch weißer Prozeß mit Mittelwert null dargestellt:
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E[ (k) T(1)] = Q(k)δk,1 (2)
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Hierin ist E der Vorhersage-Operator und (k)T der transponierte Vektor des
Spaltenvektors (k).
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Der autoregressive Prozeß erster Ordnung, wie in Formel (1) beschrieben,
wird als Reihe diskreter Messungen (k) beobachtet, die Aufzeichnungsimpulse, die mit
dem System durch
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(k) = C (k)+ (k) (3)
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zusammenhängen. Hierin ist C = (1,0,0) und (k) ein Prozeß weißen Rauschens, der
die Meßwerte stört, mit einem Mittelwert null und einer Kovarianz-Matrix:
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E[ (k). (1)] = R(k)δk,1 (4)
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Außerdem sind (k) und (k) nicht korreliert. Das zu lösende Problem ist, daß
aus den beobachteten Aufzeichnungsimpulsen y(0)...y(k) der Bewegungsrhythmus
(k+1) berechnet werden muß. Dieser Vorhersage-Operator wird mit (k+1 k)
bezeichnet, mit (k+1 k) = E[ (k+1 (k)], dem konditionellen Mittelwert von (k+1)
für gegebenes (k). Weil (k) und (k) zusammen eine Gauß-Verteilung haben, wird die
Statistik des Bewegungsrhythmus durch den konditionellen Mittelwert und die Varianz
dieser Verteilung vollständig beschrieben. Die übliche konditionelle
Wahrscheinlichkeitsverteilung wird rekursiv durch das Kalman-Filter-Verfahren gegeben. Das Kalman-
Filter-Verfahren minimiert den mittleren quadratischen Fehler in dem vorhergesagten
nächstfolgenden Aufzeichnungsimpuls E[(tn+1-tn)²]. Für (k+1 k) liefert das Kalman-
Filter-Verfahren:
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(k+1 ) = A (k k-1)+G(k)[ (k)-C (k k-1)] (5)
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Hierin ist G(k) die Vorhersageverstärkungsmatrix. G(k) wird gegeben durch:
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G(k) = AP(k k-1)CT[CP(k k-1)CT+R(k)]&supmin;¹ (6)
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Die Kalman-Verstärkungsmatrix K(k) wird definiert durch:
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AK(k) = G(k) (6b)
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P(k+1 k) ist die vorhergesagte Matrix des mittleren quadratischen Fehlers:
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P(k+1 k) = (A-G(k)C)P(k k-1)AT+Q(k) (7)
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Die Matrix des mittleren quadratischen Fehlers P(k k) ist:
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P(k k) = E[( (k)- (k))( (k)- (k))T] (8)
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Für die beschriebene Anwendung gilt:
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Angenommen wird, daß:
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Die Initialisierung ist die folgende:
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x&sub1;(3) = t&sub3;
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&sub2;(3) = t&sub3;-t&sub2;, und
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&sub3;(3) = t&sub3;-2t&sub2;+t&sub1;.
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Für P(3 3) ist die Initialisierung:
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Aus (5) folgt für den vorhergesagten Wert von , daß:
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(4 3) = A (3 3) = 3(t&sub3;-t&sub2;)+t&sub1;
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und aus (7) folgt für den vorhergesagten Wert von P, daß:
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P(4 3) = AP(3 3)AT+Q(k)
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Zum nächsten Zeitpunkt ist eine Korrektur erforderlich:
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(4 4) = (4 3)+K(k)( (4)-C (4 3) (9)
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wobei K die Kalman-Verstärkungsmatrix ist:
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K(k) = P(4 3)CT(CP(4 3)CT+0,5)&supmin;¹ (10)
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P(4 4) wird gegeben durch:
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P(4 4) = P(4 3)-KCP(4 3) (11)
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Nach Auflösung von 9, 10 und 11, kann (5 4) mit Hilfe von 5 berechnet werden usw.