EP2755556A1 - Nuklearbildsystem und verfahren zum aktualisieren eines ursprünglichen nuklearbilds - Google Patents

Nuklearbildsystem und verfahren zum aktualisieren eines ursprünglichen nuklearbilds

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EP2755556A1
EP2755556A1 EP12791108.9A EP12791108A EP2755556A1 EP 2755556 A1 EP2755556 A1 EP 2755556A1 EP 12791108 A EP12791108 A EP 12791108A EP 2755556 A1 EP2755556 A1 EP 2755556A1
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EP
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nuclear
image
detector
original
radiation
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP12791108.9A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Wendler
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
SURGICEYE GmbH
Original Assignee
SURGICEYE GmbH
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Filing date
Publication date
Application filed by SURGICEYE GmbH filed Critical SURGICEYE GmbH
Publication of EP2755556A1 publication Critical patent/EP2755556A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30204—Marker

Definitions

  • the invention is in the field of nuclear imaging such as PET or SPECT, and aspects of the invention relate to an apparatus for updating an original nuclear image in response to measurement data of a freely movable tracked nuclear radiation detector. Further aspects of the invention relate to a corresponding method for updating the original nuclear image.
  • Nuclear image (radiation distribution image) play. This makes it possible, for example, to determine the distribution of a radiopharmaceutical in the body, in this way
  • Freehand nuclear detectors such as Freehand SPECT detectors:
  • SPECT detectors a nuclear probe (typically a detector for nuclear radiation with a collimator connected in front of it) freely movable, ie at least locally - in a limited spatial area - movable in all three spatial directions and, as a rule, also rotatable with respect to all three solid angles.
  • These freehand nuclear detectors make it possible to detect radiation from different directions with respect to the person being imaged without being in the way, and can therefore also be used without problem in an operating environment.
  • Such Freehand nuclear detectors are described for example in DE 10 2009 042 712 AI.
  • Tracking techniques are of particular importance to these freehand nuclear detectors, and these tracking techniques are in part a basis for completely new imaging techniques.
  • various medical imaging techniques such as nuclear spin resonance, SPECT, optical or PET imaging with hand-held probes can also be performed in situations where this would otherwise not be possible.
  • a tracking system is used which allows objects used in the imaging process, such as
  • a medical application is generally referred to herein as an operation, i. Surgical operations in the strict sense are only a part of what is more commonly referred to herein as surgery. In addition, this also means an imaging procedure, or preparatory or supporting actions of a surgical operation, as an operation. In this case, the tracking takes place in an operating environment or a part of it.
  • An operational environment is generally understood to be an environment in its domain
  • the operating environment may be part of an operating room, in particular an area for a patient to be operated on. Even if in the following the application of a
  • Embodiments may also be directed to other medical applications, such as applications for instrument guidance methods or for guided imaging.
  • the tracked freehand imaging methods take place in part under less controlled conditions compared to the conventional methods. Whether a picture can be obtained with good quality, largely depends on the experience of the user and may also take more time. During this time, the operating environment is occupied in the case of intraoperative imaging.
  • the nuclear image system makes it possible to generate an original nuclear image, without necessarily taking into account boundary conditions, which are to be observed in a directly to be included in an operating environment nuclear image, in particular the accessibility of the operating environment.
  • This original nuclear image may not describe actual changes, such as interim movements of the person to be imaged or within the person being imaged (such as organs in the body), changes in the radiation source (the radiopharmaceutical) in the body, and the like.
  • this disadvantage is compensated for by enabling up-to-date measurements of the nuclear radiation with the freely movable nuclear radiation detector and / or enabling current position measurements of the patient.
  • Image Refresh module allows the original nuclear image to be modified to reflect this current information and to feed into the updated image.
  • a radiation distribution image is understood, i. E. a three-dimensional intensity distribution obtained from a nuclear measurement (e.g.
  • Radiation distribution image i. reconstructed radiation intensity as a function of the three space coordinates ⁇ , ⁇ , ⁇ ). Also other intensities than a reconstructed one
  • Radiation intensity can be imaged in a nuclear image, e.g. a
  • the invention also relates to an apparatus for carrying out the disclosed methods and also includes apparatus for carrying out individual process steps. These process steps may be performed by hardware components, through a computer programmed by appropriate software, by a combination of both, or in any other way.
  • the invention is further directed to methods according to which the devices described in each case operate. It includes steps to perform each function of the devices.
  • One possible aspect of the invention also relates to that described herein
  • Nuclear imaging system for use in intraoperative nuclear imaging.
  • FIG. 1 shows a device for 3D acquisition and 3D visualization
  • Figure 2 shows components of a nuclear imaging system according to an embodiment of the invention
  • FIGS 3 to 6 show components of nuclear imaging systems according to further embodiments of the invention.
  • Figure 7 shows a diagrammatic representation of the operation of a
  • a nuclear imaging system according to an embodiment of the invention.
  • Figure 8 shows a diagrammatic representation of the operation of a
  • FIG. 9 shows a schematic view of a projection image for the
  • FIG. 10 schematically shows a method for eliminating
  • Figure 11 is a flowchart showing steps of a method of updating an original nuclear image according to an embodiment of the invention.
  • FIG. 12 shows a diagram which in the method of FIG.
  • Quality value Q as a function of an iteration value x represents.
  • Fig. 1 shows parts of a nuclear image system according to a first aspect of the invention, which is capable of updating a stored original nuclear image.
  • the original nuclear image has already been taken in the situation illustrated in Figure 1 and is stored on a data storage, e.g. in the data acquisition system 90.
  • the original nuclear image is a complete three-dimensional nuclear image which has been reconstructed on the basis of an earlier measurement.
  • the measurement can be done with the system shown in Figure 1;
  • the original nuclear image can also by a separate system (such as by means of a not freely movable, so stationary or movable along a fixed trajectory
  • Nuclear detector have been generated.
  • the original nuclear image represents a spatial radiation intensity distribution of a radiation source, such as the radiation intensity as a function of respective voxels.
  • An image coordinate system of the nuclear image is displayed in
  • KN kN ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇
  • a nuclear radiation detector 50 for measuring nuclear radiation is shown.
  • the nuclear radiation detector 50 is movable along a freely variable path, that is to say that it can be moved at least locally in all three spatial directions and, in this case, also with respect to all three solid angles.
  • Other examples of a detector movable along a free-floating path are about one on a controllable one
  • the nuclear radiation detector 50 comprises a collimator which selectively passes only radiation from a certain angular range and in the beam direction behind it a detector element to obtain nuclear radiation values, more specifically a measured radiation intensity or frequency as a function of time.
  • the nuclear radiation detector 50 includes an energy filter to energetically filter nuclear radiation prior to detection.
  • the nuclear radiation detector may be a detector of dimension 0, 1 or 2.
  • a detector of dimension 0 is such that it becomes a given time allows the measurement of a single radiation value in the detector volume.
  • An example of this is a single gamma probe, optionally with a collimator mounted in front of it.
  • Dimension 1 means that the detector allows the spatially resolved measurement along a one-dimensional line; and dimension 2 means that the detector allows a spatially resolved measurement in both directions of a 2D surface.
  • An example of a 2D sensor is a gamma camera.
  • An analogy for a 2D sensor in the case of an optical sensor would be for example a CCD sensor.
  • the detector may be, for example, a nuclear probe, a nuclear camera, a coincidence camera, a composite camera, or a combination thereof.
  • the detector is a Freehand detector, and the detector is designed for handling with one hand and has a grip area for gripping and holding the detector by a hand.
  • a detector holder may be provided which holds the detector in a defined position even when released.
  • the nuclear radiation detector 50 may further include a data interface for transmitting the measurement data to a suitable data acquisition system 90, such as a suitable computer.
  • a suitable data acquisition system 90 such as a suitable computer.
  • Parts of the nuclear radiation detector 50, for example parts of the detector element, can also be accommodated spatially separated from the remaining nuclear radiation detector 50.
  • Fig. 1 shows a tracking system 60, which serves to track the nuclear radiation detector 50 during the measurement of nuclear radiation and will be described below. Tracking herein means the time dependent detection of the pose of the nuclear radiation detector 50, i. its spatial location and its orientation. The situation is described by means of three detector coordinates for describing the position in three-dimensional space; and the orientation is done with the help of
  • the tracking system shown in Fig. 1 is an optical tracking system.
  • the nuclear radiation detector 50 is an optical Tracking target object 62 fixed with optical markings. Based on the relative
  • the position and orientation (pose) of the nuclear radiation detector 50 can be estimated with high precision in real time. This pose can be expressed in a detector coordinate system, hereinafter referred to as KD.
  • the tracking system is equipped to detect and indicate the pose of the nuclear radiation s detector 50 (coordinate system KD) in relation to the original nuclear image (coordinate system KN).
  • the tracking system is adapted to establish a spatial relationship between the systems KD and KN.
  • Embodiment of Fig. 1 this is accomplished by attaching another tracking target 82 to the person 84 being imaged.
  • the position of the tracking target 82 in the nuclear image coordinate system KN is known (e.g., by calibration) or calculated by registration at the beginning of the procedure. For example, already during the calibration
  • Tracking target object (analogous to the Nach2001ziel Scientific 62) be equipped to the
  • Tracking target object 82 in the nuclear image coordinate system KN that is to establish a relation between the position of the tracking target object 82 and the nuclear image coordinate system KN. More generally, registration may be done as point-based registration, surface-based registration, image-based registration (such as with the aid of an image recognition that matches recognizable landmarks in the image), or a combination thereof.
  • Image coordinate system KN of the nuclear image it is not necessary that the detector coordinates are actually converted into coordinates of the nuclear image coordinate system KN; it suffices the presence of one - in this case by the
  • the stereoscopic camera 64a, 64b may optionally be moved, also time-dependent, and need not be tracked as long as both tracking targets 62 and 82 are in view, knowing the pose of these two tracking targets 62 and 82 in FIG an arbitrary common coordinate system is sufficient to calculate the pose of the detector 50 in relation to the nuclear image coordinate system KN (definable by means of tracking target object 82), eg as relative pose or
  • the stereoscopic camera can fix on one of the
  • the tracking information is also sent to the data acquisition system 90 with a data interface (not shown).
  • the data acquisition system 90 has a nuclear data input for receiving the nuclear radiation values from the nuclear radiation detector 50 and the detector coordinates (pose) from the tracking system 60.
  • the nuclear data input also includes a synchronization module which transmits the nuclear radiation values to the can assign respective detector coordinates. For this purpose, for example, time stamps with which the nuclear radiation values and the detector coordinates are provided can be compared and variables which have been carried out in a common time window can be assigned to one another.
  • the pose associated with a particular nuclear radiation value may also be determined by interpolation of temporally adjacent measured poses. Generally this assignment is also called
  • the measured nuclear radiation levels per se do not necessarily allow a complete 3D reconstruction of a nuclear image. Nevertheless, they are useful for updating the stored original nuclear image, as described below.
  • the update is performed by an image update module 20, which may, for example, be implemented as a program running on the computer 90 (see FIG. 1). Further illustrated in Figure 7 are the following elements already described above: nuclear radiation detector 50, tracking system 60, and nuclear data input 70 with the synchronization module for associating the nuclear radiation values with the respective detector coordinates.
  • the image update module 20 includes an update policy to change the original nuclear image 10 stored in the data store in response to the nuclear radiation values and the detector coordinates to obtain an updated three-dimensional nuclear image 18 the information obtained from the measured data is taken into account.
  • the image update module 20 thus generates an updated three-dimensional nuclear image 18 by applying the update policy to the original nuclear image 10.
  • the image update module 20 includes an image variation function 22 and an image quality functional 24.
  • the image quality functional 24 accesses as
  • the image quality functional 24 calculates an image quality value (in real number) that indicates a quality of the nuclear image with respect to the newly measured nuclear radiation values. Described below is an example implementation of an image quality functional 24 in which a low image quality value expresses a high quality of the nuclear image. In this case, as will be assumed hereinafter, the image update module 20 is implemented to vary the nuclear image 10 to approximate a minimum of the image quality functional 24. However, too - with
  • the image variation function 22 serves to vary the nuclear image 10 (or an already varied nuclear image) in dependence on a number of arguments or parameters, which may also be random parameters. Below, an example implementation of an image variation function 22 will be described.
  • the image update module 20 accesses the original nuclear image 10 and varies it using the image variation function 22 such that the result approximates a minimum of the image quality function 24 (within the scope of FIG.
  • Image Variation Function 22 Produceable Nuclear Images). This can - depending on the
  • Image Quality Functional 24 in some cases done by exact computation, but can usually be achieved most efficiently by an iterative method. It will the image variation function 22 is applied multiple times to the original nuclear image 10, or recursively applied to the previously obtained and stored varied nuclear image. Alternatively, the image variation function 22 is repeatedly applied to the original nuclear image 10, with parameters of the image variation function 22 being iteratively adjusted so that the minimum is approximated stepwise.
  • Nuclear image 10 can also be varied only indirectly in this case by merely varying the parameters of the image variation function 22 and expressing the image quality functional 24 in response to these parameters. Also such
  • the image update module 20 iteratively varies the (original or already varied) nuclear image 10 by means of the image variation function 22 such that the resulting nuclear image gradually approaches a minimum of the image quality functional 24. When the iterations are completed, the final resulting nuclear image is output as the updated nuclear image 18.
  • T depends on further transformation parameters.
  • Projection P (V) Returns simulated simulations associated with a nuclear image V.
  • Vr argmin T Q (T (V), p_, b).
  • the image quality functional 24, Q (T (V), p_, b), can be implemented as follows:
  • This functional is calculated from the nuclear radiation values and the varied nuclear image - and additionally from the pose - and gives the deviation of the measured
  • a regularization term R (T) may be added to the above image quality functional (1).
  • Such a regularization term R (T) can be a plausibility of a certain
  • the regularization term R (T) can output an increased value for the nuclear image to highly distorting image transformations T (in the expression R (T), the argument T stands for a set of parameters that represent the Determine image transformation function T).
  • T stands for a set of parameters that represent the Determine image transformation function T.
  • Distortions are suppressed.
  • various physical model assumptions can be implemented via possible image distortions, such as mass conservation, activity conservation, elasticity, possible changes in a tracer in the human body.
  • these models may include physical models of deformations that are possible in the human body, such as discrete models (e.g., particle-and-spring models) or continuous models (e.g., hyperelasticity models).
  • the regularization terms can also provide additional external information
  • Radioactivity changes within the body e.g., amount of additionally injected tracer, amount of tissue already removed, etc.
  • Such regularization terms allow me to ascertain a higher degree of security in a physically meaningful image transformation and to find a resulting image of good quality.
  • Further regularization terms and methods are known from mathematics and can also be used here. Instead of using a regularization term, certain models of possible deformations can also be implemented as part of the image variation function 22, for example by allowing this function only for certain image changes.
  • the regularization term can depend not only on the image transformation function T or its parameters, but additionally on further parameters such as the transformed image T (V) itself or on the history of the previous transformations.
  • the regularization term may also include models of the image. Such models can be implemented as so-called Finite Element Models (FEM), Finite Volume Models (FVM), Statistical Shape Models, Statistical Deformation Models. Examples of one
  • An abort condition may also be implemented in addition. For example, if the image quality value calculated by the image quality functional is too low and / or an acceptable value requires unrealistic image deformation, then the issue of a warning signal may be initiated.
  • the image variation function 22, T (V) may be as follows, for example
  • the original nuclear image 10 is first segmented (subdivided) into sub-volumes.
  • This subdivision can be after a fixed rule (approximately in s equal subvolumes of the size X / s * Y / s * Z / s) or in dependence on an image recognition and / or an anatomical body model carried out, which recognizes and segmented certain body parts as a whole.
  • Image segmentation algorithms are so-called region growing, level sets, snakes, histogram-based, atlas-based, graphene-based or similar
  • the image variation function 22 is then configured to apply at least one or more operations to each, or at least some, of these sub-volumes depending on respective parameters.
  • Soche operations can be selected from the following: rotate, move, stretch, distort, shear, or a mixture thereof.
  • Image variation function 22 for example, only an independent shift of the respective sub-volumes.
  • the transformation can be described by a set of displacement vectors ti... T m (one vector for each subvolume displaceable by m).
  • the boundary regions of the subvolumes are deformed (expanded or compressed) in dependence on the displacement such that the boundary voxels of adjacent subvolumes are not shifted too much relative to one another.
  • a similar effect can also be achieved by means of a regularization term which includes a summand for each pair of adjacent sub-volumes k, 1
  • the image quality functional may thus include an error term (consistency term) and a regularization term, the error term being derived from the varied nuclear image, the
  • Nuclear radiation values and the detector coordinates depend (at least indirectly) and a consistency (ie, a goodness of agreement or an inconsistency) expressed between the varied nuclear image and the nuclear radiation values; and wherein the regularization term depends at least on the varied nuclear image (at least indirectly, eg via variation parameters) and expresses a plausibility of the varied image.
  • this may also include an image reconstruction algorithm 36, as shown in Fig. 8.
  • the image reconstruction algorithm 36 receives the original nuclear image 10 as a seed vector (input 32), and then applies at least some steps of an iterative image reconstruction process to reconstruct a reconstructed nuclear image from the original nuclear image as the starting image.
  • the image reconstruction algorithm 36 uses at least part of the measurement data 12 (data 34) used to reconstruct the original nuclear image, but also the nuclear radiation values 35 from the nuclear radiation detector 50 and the detector coordinates from the tracking system 60 Iterations step the reconstructed nuclear image is then output as the updated nuclear image 18.
  • Such an iterative image reconstruction method of the image reconstruction algorithm 36 may also be based on iteratively varying the nuclear image 32 by means of a
  • Image variation function and an image quality function.
  • Fig. 9 illustrates a possible operation of the described
  • additional nuclear data N-No Nuclear Radiation values with associated pose of the Nuclear Radiation Detector
  • the number of voxels can also be increased, for example because the additional measurements allow a higher spatial resolution or an increased VOI (volume of interest).
  • the already mentioned projection image P is shown as a matrix.
  • P is a linear map, so P can be represented as a matrix.
  • the values of the matrix P are obtained from the poses p of the detector with the aid of a geometric model of the measurement environment.
  • the matrix P for all nuclear radiation values can be divided into partial areas Pa, Pb, Pc and Pd.
  • Pa is the sub-matrix that is the
  • the newly added nuclear radiation values can be combined in one
  • Embodiment together with the original Nuclear Radiation values, and in the same way as they are used to reconstruct the radiation distribution. If the coordinate system for the radiation distribution remains unchanged (X 0 * Yo * Z 0 voxels), this only leads to an extension of the matrix around the sub-matrix Pb, since the
  • the additional measurements can optionally be used to increase the number of voxels
  • the updated nuclear image (updated intensity distribution) can then be obtained by reconstruction analogous to the original nuclear image, eg by (approximate) extremalization of the one shown in Eq. (1) defined functions for the matrix P.
  • an interactive method for minimization can be used.
  • an arbitrarily chosen start vector can be used.
  • a seed vector may be used that can be generated using the original nuclear image was generated, for example, as the entries associated with the sub-matrix Pa (first Xo * Yo * Zo entries) containing the original nuclear image.
  • the further entries of the start vector may be, for example, random values.
  • the size of the matrix can be reduced by deleting selected rows and / or columns of the matrix P (matrix areas Pd).
  • image areas of the radiation distribution are omitted or
  • one or more of the following criteria for omitting the image areas of the radiation distribution (rows of the matrix P) may be applied:
  • the image areas are outside a given VOI (volume of interest);
  • the informative value of the nuclear radiation values is not sufficient for the image area (no pose of the nuclear radiation values fulfills a predetermined reference criterion in relation to the image area, and / or norm of the corresponding row of the matrix P falls below a predetermined limit value).
  • one or more of the following criteria for omitting the nuclear radiation values may be applied:
  • the expressiveness of one of the nuclear radiation values or a combination of nuclear radiation values for all image areas to be imaged is similar to the significance of another of the nuclear radiation values or another Combination of nuclear radiation values (norm of a linear combination of column vectors of the matrix P falls below a given limit value);
  • the time at which the nuclear radiation values were measured is longer than a predetermined time
  • FIG. 10 schematically illustrates the trajectory 7 of FIG.
  • Nuclear radiation s detector and the detector coordinates (pose) 6 at the respective nuclear measurements are represented by a respective arrow whose foot point symbolizes the location of the detector and its direction the solid angle of the detector in the respective measurement.
  • the group 6a groups three very similar detector coordinates (poses), for which very similar column entries of the matrix P are expected. To reduce computation time, the three associated measurements can be combined into one measurement. This is achieved by comparing poses of the measurements and similar poses (norm of difference of poses smaller than a given limit)
  • Another omission criterion relates to the pose 6b: Here very few measurements with similar pose are available, and for the associated image area (voxels of the radiation distribution) the system of equations is underdetermined and therefore not stably solvable. This criterion can be used to omit voxels or
  • the sufficient Interaction can either be determined geometrically - for example, each voxel to which a pose vector 6 is directed sufficiently and no or insufficiently marked voxels are eliminated. Alternatively or additionally, voxels whose row vectors of the matrix P fall below a predetermined standard can be eliminated.
  • the criterion illustrated by pose 6b may also be used as the elimination criterion for the nuclear data: for example, measurements where the detector has been moved at a high speed may be omitted, as poor data quality is expected in these measurements. At the same measuring intervals, the
  • Speed of the detector can be expressed by a (norm of) a difference between the poses of second temporally adjacent measurements. If the difference exceeds a predetermined limit, the corresponding measurement is omitted.
  • the nuclear detector 50 of FIG. 2 is not directly, but only indirectly, connected to a tracking target 62 via a mechanical tracking system 62a.
  • This mechanical tracking system 62a connects the detector 50 via a series of arms to a reference body, the bed 86 for the person to be imaged 84
  • Tracking system 62a are connected to each other with hinges such that the detector is freely movable (ie at least within a certain volume in all three
  • Tracking system 62a determines the relative pose of the nuclear detector to the bed 86.
  • the person to be imaged is thus in a predetermined position on the bed 86 or is fixed in such a way that a fixed position of the nuclear image coordinate system KN relative to the bed 86 can be assumed.
  • the tracking system 62a again allows a relationship between the detector coordinate system KD and the nuclear image coordinate system CN.
  • a localization module localizes at least one reference body location of the person 84 to be imaged relative to the image coordinate system KN, preferably during or immediately before / after measuring the nuclear radiation, so that no substantial change in attitude of the person 84 occurs is expected. This localization does not need coordinates of the
  • This localization can then, for example, the
  • a bearing surface of the bed 86 is equipped with weight sensors.
  • the weight sensors provide weight distribution data representing a weight distribution of the person 84 to be imaged.
  • an image preprocessor can now detect a change in position and pre-transform the nuclear image accordingly (e.g., the nuclear image, more specifically the radiation distribution image as a whole or parts thereof corresponding to a centroid shift or
  • the image quality functional has a dependency on these location data. This is illustrated in Figure 7 as an optional variant, according to which the image quality functional 24 is operatively connected to the localization module 80 for receiving localization data of the reference body location. Location data of the
  • Location module 80 flows into the image quality functional 24 and is used to calculate the image quality value.
  • another addend in the quality functional may favor those image transformations that provide good agreement with the location data (eg, the weight distribution).
  • a summand may be proportional to the L2 norm of the difference between the original data (obtained during the acquisition of the original nuclear image) and the current one, transformed with the nuclear image
  • Location data where both location data are represented by a vector.
  • the location of a body surface of the person 84 in the room e.g., a prominent and textured body surface such as the neck or underarm area, or an easily accessible one
  • Body surface it does not have to be the entire body surface of the person 84 are used as positional data.
  • This location of the body surface can be determined by a surface determination system and then used for pre-transformation or image regularization.
  • the body surface may be detected, for example, in a scanning mode by mechanical scanning by a tracked sensing object, which may be identical to the nuclear detector 50, or by another instrument for determining the position of a surface.
  • a tracked sensing object which may be identical to the nuclear detector 50, or by another instrument for determining the position of a surface.
  • Such an instrument may also be a time-of-flight camera, a stereoscopic camera, a laser scanner, or a combination thereof.
  • the tracking system may be used directly, such as by attaching one or more tracking targets or fiducials to it. Also commercially available systems such as e.g. The Kinect system can be used to determine the surface or position data.
  • an image evaluation system for evaluating at least one distinctive feature (so-called landmark) in the nuclear image (more precisely, the
  • Radiation distribution image or in an additional image, such as an optical image or an additionally generated sectional image such as US, CT, MR, used in an analogous manner are suitable for the determination of location data and can be used as described above.
  • the image quality functional 24 thus includes one according to one aspect
  • This localization term can be used as part of the
  • Consistency term or regularization term or as an additional term.
  • a high-energy gamma camera for PET applications is arranged on one side.
  • the original nuclear image is obtained by means of PET imaging (by the two-dimensional detector 50) and a further detector, not shown in the image, for the detection of coincidences.
  • This further detector can be designed analogously to the detector 60 of FIG. 1 and, in particular, be freely movable.
  • patient location data is determined by the following location sub-modules, as described in greater detail above with respect to FIG. 3: a bearing surface 86 with weight sensors; a stereoscopic camera 60 as a surface determination system; and a tracking target 82 attached to the person 84.
  • the nuclear detector 50 is fixedly attached thereto
  • Tracking target 52 also tracked. Therefore, the nuclear detector can be moved freely and still maintain a relation between the tracking coordinate system and the detector coordinate system. If necessary, then the nuclear detector is also completely removed after the original nuclear image has been created.
  • the nuclear image or radiation distribution image may be iteratively varied by the image update module as described above to approach a minimum of an image quality functional.
  • the image quality functional may here include, for example, the deviation between the original image data (ie, the one obtained when the original nuclear image was generated) and the current location data of the localization submodules, which has been transformed with the nuclear image.
  • P (£ > T (V)) - b II L2 comparable term can also be omitted.
  • An additional regularization term may optionally be included.
  • the tracking system 60 in Fig. 4 is an electromagnetic tracking system. However, any other tracking system may be used.
  • Fig. 5 corresponds in principle to Fig. 4; however, here the nuclear detector 50 is integrated into the bed 86 used for nuclear image generation.
  • the nuclear detector 50 may be used for the original nuclear image and may additionally provide updated nuclear measurements which are used for updating similar to that described in FIG. Similar to the detector of Fig. 4, this detector 50 is also tracked by a tracking target 62 fixedly connected to the bed 86, in this case by means of an optical tracking system 60.
  • another freely movable detector may be used to allow different viewing angles. either analogously to the description of FIG. 4 with the aid of a PET method using both detectors, or as an additional detector in analogy to FIG. 1.
  • position data For the generation of position data that can be used by means of the localization module for updating the nuclear image, only the tracking target object 82 attached to the patient 84 is shown here, but the other position data described herein can additionally be used.
  • a screen for outputting the updated nuclear image 92 and possibly additional information is additionally shown.
  • the system 90 reproduces the updated nuclear image (more precisely, the radiation distribution image) in real time (more precisely: fast real time) on the screen 92.
  • Real time means that the image is continuously updated based on the measurements just taken. This is possible because there is no need for complete image reconstruction, and fewer measurements are required than required for complete image reconstruction.
  • This screen is shown in more detail in FIG. Since the updated nuclear image (more precisely, the radiation distribution image) - as well as the original nuclear image - is a complete three-dimensional image, various perspectives or sections can be displayed to convey the three-dimensional image information.
  • various tracking systems are used to determine the detector pose, for example an electromagnetic, optical, mechanical (passive or active, eg fixed to a controllable robot arm) tracking system can be used.
  • the tracking system can also be realized by a fixedly mounted on the gamma probe camera, which aims at several stationary NachInstitutziel Meetinge.
  • a tracking system may be realized by an acceleration sensor and gyroscope integrated with the nuclear detector 50.
  • the method comprises the following steps:
  • This original nuclear image is a complete three-dimensional nuclear image, i. it is finished and can be displayed directly to visualize the radiation distribution.
  • Nuclear radiation s detector to obtain nuclear radiation values, and tracking the nuclear radiation s detector while measuring the nuclear radiation, so that
  • S6 generating an updated three-dimensional nuclear image by applying an update policy to the original nuclear image, wherein the update policy alters the original nuclear image in response to the nuclear radiation values and the detector coordinates.
  • the original nuclear image contains at least a partial image of a
  • step S4 localizing at least one reference body location of the person to be imaged relative to the
  • Reference coordinate system include.
  • FIG. 12 shows a diagram which, in the method of FIG. 11, represents a quality value Q as a function of an iteration value x.
  • the original nuclear image is represented by the matrix Pa shown in FIG. 9 and the original nuclear data b 0 (vector of length N 0 ), and FIG
  • the reconstruction of the original nuclear image is accomplished by minimizing the quality value Q in an iterative process, e.g. the maximum likelihood expectation maximization (MLEM) procedure.
  • MLEM maximum likelihood expectation maximization
  • an arbitrary seed value is used for the original radiation distribution image Vo, and iteratively, using the MLEM method, a minimum of Eq. (1) approximated.
  • Minimization is shown in the diagram of FIG. 12 during the interval x 0 ... Xi-1. To prevent artifact formation, the iterative process is aborted once Q has sufficiently converged, even if further minimization would be possible.
  • steps S4 and S5 are performed.
  • the user gets to see a picture only when it has sufficiently converged.
  • the nuclear data b is updated (now length N) as described above, and the matrix P is updated using the detector coordinates, i. brought into the shape shown in Fig. 9.
  • the radiation distribution image V (X * Y * Z voxel, updated nuclear image in the strict sense) is obtained by minimizing the quality value Q of Eq. (1) using the updated matrix P and the updated nuclear data b.
  • the original result (nuclear image Vo) can be used as the start vector for the entries up to Vo, and the remaining entries can be arbitrary, eg random values. Alternatively, arbitrary values can be used for all entries of the start vector for V as well as for the entries up to Vo.
  • the Minimization of Q is shown in the graph of Fig. 12 during the interval x 1 ... x 2 -l.
  • the update policy may optionally be applied multiple times or even iteratively.
  • the updating rule is also applied to the other times x 2 , x 3 , etc. in a manner analogous to that at time x 1 .
  • the relative weight of the original nuclear image gradually decreases, and any changes in intensity distribution (soft tissue movement, etc.) can be detected.
  • the image reconstruction allows to the times x 0, x, x 2, and so each display an updated image.
  • GPU-accelerated modern reconstruction algorithms such as MLEM
  • a nuclear image system for updating an original nuclear image comprises: a nuclear detector system (50) for generating a three-dimensional original nuclear image (10) comprising at least a partial image of a person to be imaged (84) receives; a source image localization module configured to generate original location data indicating a location of the person (84) to be imaged relative to the nuclear detector system (50) during creation of the original nuclear image, a location module that is identical to or different from the source image location module configured to generate current location data indicative of a location of the person (84) to be imaged relative to
  • An image update module configured to generate an updated three-dimensional nuclear image (18) by applying the update policy to the original nuclear image.
  • a method of updating an original nuclear image comprises: obtaining (S2, S3) the original three-dimensional nuclear image of a person (84) to be imaged; Generating original location data indicating a location of the person (84) to be imaged relative to the nuclear detector system (50) during the generation of the original nuclear image; Thereafter, generating current location data representing a location of the person (84) to be imaged relative to

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Abstract

Ein Nuklearbildsystem zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds (10), das Nuklearbildsystem umfassend: einen Datenspeicher zum Speichern des ursprünglichen dreidimensionalen Nuklearbilds (10); einen entlang eines frei veränderlichen Pfads beweglichen Nuklearstrahlungs-Detektor (50) zum Messen von nuklearer Strahlung, um Nuklearstrahlungswerte zu erhalten; ein Nachführ-System (60) zum Nachführen des Nuklearstrahlungs-Detektors (50) während des Messens der nuklearen Strahlung, so dass Detektor-Koordinaten erhalten werden, die eine Pose des nachgeführten Nuklearstrahlungs-Detektors in Relation zu einem Bildkoordinatensystem des Nuklearbilds angeben; einen Nukleardaten-Eingang (70), konfiguriert zum Empfangen der Nuklearstrahlungswerte von dem Nuklearstrahlungs-Detektor (50) und der Detektor-Koordinaten von dem Nachführ-System (60), und zum Zuordnen der Nuklearstrahlungswerte zu den jeweiligen Detektor-Koordinaten; und ein Bildaktualisierungs-Modul (20) mit einer Aktualisierungs-Vorschrift, um das ursprüngliche Nuklearbild (10) in Abhängigkeit der Nuklearstrahlungswerte und der Detektor-Koordinaten zu verändern, wobei das Bildaktualisierungs-Modul zum Erzeugen eines aktualisierten dreidimensionalen Nuklearbilds (18) durch Anwenden der Aktualisierungs-Vorschrift auf das ursprüngliche Nuklearbild konfiguriert ist.

Description

Beschreibung
NUKLEARBILDSYSTEM UND VERFAHREN ZUM AKTUALISIEREN EINES URSPRÜNGLICHEN NUKLEARBILDS
[0001] Die Erfindung liegt auf dem Gebiet der nuklearen Bildgebung wie etwa PET oder SPECT, und Aspekte der Erfindung betreffen eine Vorrichtung zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds in Abhängigkeit von Messdaten eines frei beweglichen nachgeführten Nuklearstrahlungs-Detektors. Weitere Aspekte der Erfindung betreffen ein entsprechendes Verfahren zum Aktualisieren des ursprünglichen Nuklearbilds.
[0002] Verschiedene Verfahren zur nuklearen Bildgebung wie etwa PET und SPECT- Bildgebungsverfahren sind bekannt. Diese Verfahren erlauben es, von einem Körper abgegebene radioaktive Strahlungsquellen ortsaufgelöst etwa als dreidimensionales
Nuklearbild (Strahlungsverteilungsbild) wiederzugeben. Dies ermöglicht es beispielsweise, die Verteilung eines Radiopharmakons im Körper zu ermitteln, um auf diese Weise
Rückschlüsse über die Funktion und / oder Stoffwechselabläufe verschiedener Organe oder Regionen im Körper zu schließen. Beispielsweise erlauben diese Verfahren eine zuverlässige Beurteilung verschiedener Krebserkrankungen und eine Lokalisation des davon betroffenen Gewebes. Diese Information hat einen hohen Nutzwert etwa für operative Eingriffe, z.B. um erkranktes Gewebe zu entfernen.
[0003] Viele dieser Bildgebungsverfahren erfordern einen ortsfest angebrachten oder entlang einer festen Trajektorie beweglichen Nukleardetektor wie etwa bei üblichen PET- oder SPECT- Verfahren. Soll ein solcher Detektor jedoch ausreichende Information für ein qualitativ gutes Nuklearbild liefern, so sollte er zumindest prinzipiell Strahlung, die die abzubildende Person in möglichst verschiedenen Richtung verlässt, detektieren können. Beispielsweise beschreibt US 2010/74498 AI einen solchen Nukleardetektor, bei dem ein Patientenbett in eine PET-Gantry hineinfahrbar ist, um ein Nuklearbild zu generieren. Ein solcher Nukleardetektor nimmt jedoch erheblichen Platz in Anspruch und erschwert den Zugriff auf die abzubildende Person. Aus diesem Grund kann ein solcher Detektor nur mit Schwierigkeiten, wenn überhaupt, in einer Operationsumgebung eingesetzt werden. Wenn sie jedoch außerhalb eingesetzt werden, ist das Bild nicht mehr notwendigerweise aktuell, etwa aufgrund von zwischenzeitlichen Bewegungen des abzubildenden Person.
[0004] Auf einem grundlegend anderen Ansatz basieren sogenannte Freehand- (Freihand- )Nukleardetektoren wie z.B. Freehand-SPECT Detektoren: Hier ist eine Nuklearsonde (typischerweise ein Detektor für Nuklearstrahlung mit einem davorgeschalteten Kollimator) frei beweglich, d.h. zumindest lokal - in einem begrenzten Raumgebiet - in allen drei Raumrichtungen beweglich und in der Regel auch bezüglich allen drei Raumwinkeln drehbar. Diese Freehand- Nukleardetektoren erlauben es, Strahlung aus verschiedenen Richtungen bezüglich der abzubildenden Person zu detektieren, ohne dass sie im Weg wären, und können daher auch in einer Operationsumgebung problemlos eingesetzt werden. Solche Freehand- Nukleardetektoren sind beispielsweise in DE 10 2009 042 712 AI beschrieben.
[0005] Für diese Freehand- Nukleardetektoren sind Nachführtechniken von besonderer Bedeutung, und diese Nachführtechniken sind teilweise eine Grundlage für völlig neue Bildgebungsverfahren. So können unter Verwendung von Nachführtechniken verschiedene medizinische bildgebende Verfahren wie Kernspin-Resonanz, SPECT-, optische oder PET- Bildgebung mit handgeführten Sonden auch in Situationen durchgeführt werden, in denen dies andernfalls nicht möglich wäre. Hierbei kommt ein Nachführsystem zum Einsatz, das es erlaubt, bei dem Bildgebungsverfahren verwendete Objekte wie zum Beispiel
Strahlungsdetektoren als Zielobjekte nachzuführen, das heißt ihre Pose (drei Raum- Koordination und zwei oder drei Winkel-Koordination, die die Orientierung angeben) zu erfassen, insbesondere in ihrer Zeitabhängigkeit zu erfassen. Eine medizinische Anwendung wird hierin allgemein als Operation bezeichnet, d.h. chirurgische Operationen im engeren Sinne sind nur ein Teilbereich dessen, was hierin allgemeiner als Operation bezeichnet wird. Daneben wird hierin auch etwa ein Bildgebungsverfahren, oder vorbereitende oder unterstützende Handlungen einer chirurgischen Operation, als Operation verstanden. Hierbei findet die Nachführung in einer Operationsumgebung oder einem Teil derselben statt. Eine Operationsumgebung ist allgemein als Umgebung zu verstehen, in dessen Bereich
medizinische Anwendungen wie eine chirurgische Operation, ein bildgebendes Verfahren, Teile eines Diagnosevorgangs und dergleichen stattfinden sollen. Beispielsweise kann die Operationsumgebung ein Teil eines Operationsraumes, insbesondere ein Bereich für einen zu operierenden Patienten, sein. Auch wenn im Folgenden der Anwendungsfall einer
chirurgischen Operation durch einen Arzt besonders betont wird, so können andere
Ausführungsformen auch auf andere medizinische Anwendungen gerichtet sein, etwa auf Anwendungen für Verfahren zur Instrumentenführung oder für nachgeführte bildgebende Verfahren.
[0006] Die nachgeführten Freehand-Bildgebungsverfahren finden jedoch im Vergleich zu den üblichen Verfahren teilweise unter weniger kontrollierten Bedingungen statt. Ob ein Bild mit guter Qualität erhalten werden kann, hängt maßgeblich auch von der Erfahrung des Benutzers ab und kann darüber hinaus erhöhte Zeit in Anspruch nehmen. Während dieser Zeit ist im Fall einer intraoperativen Bildgebung die Operationsumgebung belegt.
[0007] Vor diesem Hintergrund wird daher ein Nuklearbildsystem zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds gemäß den Ansprüchen 1 und 2, und ein entsprechendes Verfahren gemäß den Ansprüchen 10 und 11 vorgeschlagen. Weitere bevorzugte Aspekte der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen, aus den Figuren und aus der Beschreibung.
[0008] Das Nuklearbildsystem erlaubt es, ein ursprüngliches Nuklearbild zu generieren, ohne zwingend auf Randbedingungen Rücksicht zu nehmen, die bei einem direkt in einer Operationsumgebung aufzunehmenden Nuklearbild zu beachten sind, insbesondere auf die Zugänglichkeit der Operationsumgebung. Dieses ursprüngliche Nuklearbild beschreibt möglicherweise keine aktuellen Veränderungen, wie etwa zwischenzeitliche Bewegungen der abzubildenden Person oder innerhalb der abzubildenden Person (etwa von Organen im Körper), Veränderungen der Strahlungsquelle (des Radiopharmakons) im Körper und dergleichen. Dieser Nachteil wird jedoch kompensiert, indem aktuelle Messungen der nuklearen Strahlung mit dem frei beweglichen Nuklearstrahlungs-Detektor ermöglicht werden und / oder aktuelle Lagemessungen des Patienten ermöglicht werden. Das
Bildaktualisierungs-Modul ermöglicht es, das ursprüngliche Nuklearbild zu verändern und auf diese Weise diese aktuellen Informationen zu berücksichtigen und in das aktualisierte Bild einfließen zu lassen.
[0009] Hierin wird als ein Nuklearbild ein Strahlungsverteilungsbild verstanden, d.h. eine aus einer Nuklearmessung gewonnene dreidimensionale Intensitäts Verteilung (z.B.
Strahlungsverteilungsbild, d.h. rekonstruierte Strahlungsintensität als Funktion der drei Raumkoordinaten Χ,Υ,Ζ). Auch andere Intensitäten als eine rekonstruierte
Strahlungsintensität können in einem Nuklearbild abgebildet werden, z.B. eine
Absorptionsintensität gegenüber Nuklear strahlen. Auch Daten, die nach einer Entcodierung oder anderweitigen Echtzeitprozessierung eine dreidimensionale Intensitäts Verteilung ergeben, können als das Nuklearbild verstanden werden.
[0010] Die Erfindung bezieht sich auch auf eine Vorrichtung zum Ausführen der offenbarten Verfahren und umfasst auch Vorrichtung steile zum Ausführen jeweils einzelner Verfahrensschritte. Diese Verfahrensschritte können durch Hardwarekomponenten, durch einen mittels entsprechender Software programmierten Computer, durch eine Kombination von beiden, oder in irgendeiner anderen Weise ausgeführt werden. Die Erfindung ist des Weiteren auch auf Verfahren gerichtet, gemäß denen die jeweils beschriebenen Vorrichtungen arbeiten. Sie beinhaltet Verfahrens schritte zum Ausführen jeder Funktion der Vorrichtungen. Ein möglicher Aspekt der Erfindung bezieht sich auch auf das hierin beschriebene
Nuklearbildsystems zur Verwendung für intra- operative Nuklearbildgebung.
[0011] Im Weiteren soll die Erfindung anhand von in Figuren dargestellten
Ausführungsbeispielen erläutert werden, aus denen sich weitere Vorteilteile und
Abwandlungen ergeben. Dazu zeigen:
Figur 1 zeigt eine Vorrichtung zur 3D-Akquisition und 3D- Visualisierung;
Figur 2 zeigt Komponenten eines Nuklearbildsystems gemäß einer Ausführungsform der Erfindung;
Figuren 3 bis 6 zeigen Komponenten von Nuklearbildsystemen gemäß weiterer Ausführungsformen der Erfindung;
Figur 7 zeigt eine diagrammatische Darstellung der Funktionsweise eines
Nuklearbildsystems gemäß einer Ausführungsform der Erfindung;
Figur 8 zeigt eine diagrammatische Darstellung der Funktionsweise eines
Bildaktualisierungs-Moduls des Nuklearbildsystems von Fig. 7;
Figur 9 zeigt eine schematische Ansicht einer Projektionsabbildung für das
Nuklearbildsystem von Fig. 7;
Figur 10 zeigt schematisch ein Verfahren zum Eliminieren von
Nuklearbildinformationen für das Nuklearbildsystem von Fig. 7;
Figur 11 zeigt ein Ablaufdiagramm mit Schritten eines Verfahrens zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds gemäß einer Ausführungsform der Erfindung; und
Figur 12 zeigt ein Diagramm, welches bei dem Verfahren von Figur 11 einen
Qualitätswert Q in Abhängigkeit eines Iterationswertes x darstellt.
[0012] Im Folgenden werden verschiedene Ausführungsformen der Erfindung beschrieben, von denen einige auch in den Figuren beispielhaft dargestellt sind. Bei der folgenden Beschreibung der Figuren beziehen sich gleiche Bezugszeichen auf gleiche oder ähnliche Komponenten. Im Allgemeinen werden nur Unterschiede zwischen verschiedenen Ausführungsformen beschrieben. Hierbei können Merkmale, die als Teil einer Ausführungsform beschrieben werden, auch ohne weiteres im Zusammenhang mit anderen Ausführungsformen kombiniert werden, um noch weitere Ausführungsformen zu erzeugen.
[0013] Fig. 1 zeigt Teile eines Nuklearbildsystems gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung, welches ein gespeichertes ursprüngliches Nuklearbild zu aktualisieren vermag. Das ursprüngliche Nuklearbild wurde in der in Fig. 1 dargestellten Situation bereits aufgenommen und ist auf einem Datenspeicher, z.B. im Datenerfassungssystem 90, gespeichert.
[0014] Es handelt sich bei dem ursprünglichen Nuklearbild um ein vollständiges dreidimensionales Nuklearbild, welches aufgrund einer früheren Messung rekonstruiert wurde. Die Messung kann mit dem in Fig. 1 dargestellten System erfolgt sein; alternativ kann das ursprüngliche Nuklearbild auch durch ein separates System (etwa mittels eines nicht frei beweglichen, also ortsfesten oder entlang einer festgelegten Trajektorie beweglichen
Nukleardetektors) erzeugt worden sein. Das ursprüngliche Nuklearbild gibt eine räumliche Strahlungsintensitätsverteilung einer Strahlungsquelle wieder, etwa die Strahlungsintensität in Abhängigkeit jeweiliger Voxel. Ein Bildkoordinatensystem des Nuklearbilds wird im
Folgenden als KN bezeichnet.
[0015] Weiter ist in Fig. 1 ein Nuklearstrahlungs-Detektor 50 zum Messen von nuklearer Strahlung dargestellt. Der Nuklearstrahlungs-Detektor 50 ist entlang eines frei veränderlichen Pfads beweglich, also zumindest lokal in allen drei Raumrichtungen beweglich und in diesem Fall auch bezüglich aller drei Raumwinkel drehbar. Weitere Beispiele für einen entlang eines frei veränderlichen Pfads beweglichen Detektor sind etwa ein an einem steuerbaren
Roboterarm mit genügend Freiheitsgraden befestigter Detektor, ein während der Messung frei verschiebbarer und höhenverstellbarer Detektor, und dergleichen.
[0016] Der Nuklearstrahlungs-Detektor 50 umfasst einen Kollimator, der nur selektiv Strahlung aus einem bestimmten Winkelbereich und passieren lässt, und in Strahlrichtung dahinter ein Detektorelement, um Nuklearstrahlungswerte, genauer gesagt eine gemessene Strahlungsintensität oder -Häufigkeit als Funktion der Zeit, zu erhalten. Optional umfasst der Nuklearstrahlungs-Detektor 50 einen Energiefilter, um Nuklear Strahlung vor der Detektion energetisch zu filtern.
[0017] Allgemein kann der Nuklearstrahlungs-Detektor kann ein Detektor der Dimension 0, 1 oder 2 sein. Hierbei ist ein Detektor der Dimension 0 derart beschaffen, dass er zu einer gegebenen Zeit die Messung eines einzigen Strahlungswertes im Detektorvolumen erlaubt. Ein Beispiel hierfür ist eine einzelne Gammasonde, gegebenenfalls mit davor angebrachtem Kollimator. Dimension 1 bedeutet, dass der Detektor die ortsaufgelöste Messung entlang einer eindimensionalen Linie erlaubt; und Dimension 2 bedeutet, dass der Detektor eine in beiden Richtungen einer 2D-Fläche ortsaufgelöste Messung erlaubt. Ein Beispiel für einen 2D-Sensor ist eine Gamma- Kamera. Eine Analogie für einen 2D-Sensor im Fall eines optischen Sensors wäre beispielsweise ein CCD-Sensor. Zusätzlich kann eine weitere
Ortsauflösung durch Bewegen des Detektors und zeitabhängige Messung erfolgen.
[0018] Es kann sich bei dem Detektor etwa um einen Nuklearsonde, eine Nuklear- Kamera, eine Koinzidenz-Kamera, eine Comp ton- Kamera oder eine Kombination daraus handeln.
[0019] Allgemein handelt es sich um einen Freehand-Detektor, und der Detektor ist für die Handhabung mit einer Hand ausgelegt und weist einen Griffbereich zum Greifen und Halten des Detektors durch eine Hand auf. Optional kann ein Detektorhalter zur Verfügung gestellt sein, der den Detektor auch beim Loslassen in einer definierten Position hält.
[0020] Der Nuklearstrahlungs-Detektor 50 kann weiter eine Datenschnittstelle zum Übertragen der Messdaten an ein geeignetes Datenerfassungssystem 90, beispielsweise an einen geeigneten Computer, enthalten. Teile des Nuklearstrahlungs-Detektors 50, etwa Teile des Detektor- Elements, können auch räumlich getrennt vom restlichen Nuklearstrahlungs- Detektor 50 untergebracht sein.
[0021] Weiter zeigt Fig. 1 ein Nachführ-System 60, welches zum Nachführen des Nuklearstrahlungs-Detektors 50 während des Messens nuklearer Strahlung dient und im Folgenden beschrieben wird. Nachführen (Tracking) bedeutet hierin das zeitabhängige Erfassen der Pose des Nuklearstrahlungs-Detektors 50, d.h. seiner räumlichen Lage und seiner Orientierung. Die Lage wird mittels dreier Detektor-Koordinaten zur Beschreibung der Lage im dreidimensionalen Raum beschrieben; und die Orientierung wird mit Hilfe von
üblicherweise drei Detektor-Raumwinkeln beschrieben. In Ausführungsformen reichen jedoch auch zwei Raumwinkel aus, nämlich dann, wenn eine Drehung des Detektors um seine Achse ohnehin keinerlei Auswirkungen auf die Messung hat, wie dies etwa bei manchen 0- dimensionalen Detektoren der Fall ist.
[0022] Bei dem in Fig. 1 gezeigten Nachführsystem handelt es sich um ein optisches Nachführsystem. Für dieses System ist an dem Nuklearstrahlungs-Detektor 50 ein optisches Nachführszielobjekt 62 mit optischen Markierungen fixiert. Auf Basis der relativen
Positionen der Markierungen, die mittels einer stereoskopischen Kamera 64a, 64b
aufgenommen werden, können die Position und Orientierung (Pose) des Nuklearstrahlungs- Detektors 50 mit hoher Präzision in Echtzeit abgeschätzt werden. Diese Pose kann in einem Detektor-Koordinatensystem, im Folgenden als KD bezeichnet, ausgedrückt werden.
[0023] Das Nachführsystem ist ausgestattet, die Pose des Nuklear Strahlung s -Detektors 50 (Koordinatensystem KD) in Relation zu dem ursprünglichen Nuklearbild (Koordinatensystem KN) zu erfassen und anzugeben. Zu diesem Zweck ist das Nachführsystem angepasst, um einen räumlichen Bezug zwischen den Systemen KD und KN herzustellen. In der
Ausführungsform von Fig. 1 wird dies erreicht, indem ein weiteres Nachführszielobjekt 82 an der abzubildenden Person 84 angebracht wird.
[0024] Die Position bzw. Pose des Nachführzielobjekts 82 im Nuklearbild- Koordinatensystem KN ist bekannt (z.B. durch Kalibrierung) oder wurde am Anfang der Prozedur durch Registrierung berechnet. Beispielsweise kann bereits während der
Aufzeichnung des ursprünglichen Nuklearbilds das Nachführzielobjekt 82 an der Person 84 befestigt sein, und der dabei verwendete Nuklearbild-Detektor mit einem weiteren
Nachführzielobjekt (analog dem Nachführzielobjekt 62) ausgestattet sein, um das
Nachführzielobjekt 82 im Nuklearbild-Koordinatensystem KN zu registrieren, also eine Relation zwischen der Position des Nachführzielobjekt 82 und dem Nuklearbild- Koordinatensystem KN herzustellen. Allgemeiner kann die Registrierung als Punkt-basierte Registrierung, Oberflächen-basierte Registrierung, Bildbasierte Registrierung (etwa mit Hilfe einer Bilderkennung, die auf dem Bild erkennbare„Landmarks" in Übereinstimmung bringt), oder eine Kombinationen dieser erfolgen.
[0025] Indem die Pose des Nachführzielobjekts 82 nun durch das Nachführsystem 60 auch in dem Detektor-Koordinatensystem KD erfasst wird, kann der Zusammenhang
(Koordinatentransformation) zwischen KD und KN auf dem Fachmann bekannte Weise ermittelt werden. Aufgrund dieses Zusammenhangs geben die Detektor- Koordinaten die Pose des nachgeführten Nuklearstrahlungs-Detektors 50 auch in Relation zu dem
Bildkoordinatensystem KN des Nuklearbilds an. Hierzu ist es nicht notwendig, dass die Detektor-Koordinaten tatsächlich in Koordinaten des Nuklearbild-Koordinatensystems KN umgerechnet werden; es genügt das Vorhandensein einer - in diesem Fall durch das
Nachführzielobjekts 82 hergestellten - nachvollziehbaren Relation bzw. Transformation zwischen KD und KN. [0026] Bei dieser Ausführungsform kann die stereoskopische Kamera 64a, 64b optional bewegt werden, auch zeitabhängig, und braucht selbst nicht nachgeführt zu werden, solange beide Nachführzielobjekte 62 und 82 in ihrem Blick sind, denn Kenntnis der Pose dieser beiden Nachführzielobjekte 62 und 82 in einem beliebigen gemeinsamen Koordinatensystem genügt, um die Pose des Detektors 50 in Relation zu dem Nuklearbild-Koordinatensystem KN (definierbar mittels Nachführzielobjekt 82) zu berechnen, z.B. als relative Pose bzw.
Differenz-Pose. Alternativ kann die stereoskopische Kamera fix auf eins der
Nachführzielobjekte gebunden sein.
[0027] Wie die Messwerte der Nuklearsonde 50 werden auch die Nachführinformationen (zeitabhängige Pose) mit einer (nicht gezeigten) Datenschnittstelle an das Datenerfassungssystem 90 geschickt. Das Datenerfassungssystem 90 hat einen Nukleardaten- Eingang zum Empfangen der Nuklear Strahlung s werte von dem Nuklearstrahlungs-Detektor 50 und der Detektor-Koordinaten (Pose) von dem Nachführ-System 60. Der Nukleardaten- Eingang umfasst auch ein Synchronisierungsmodul, welches die Nuklearstrahlungswerte zu den jeweiligen Detektor- Koordinaten zuzuordnen vermag. Zu diesem Zweck können beispielsweise Zeitstempel, mit denen die Nuklearstrahlungswerte und die Detektor- Koordinaten versehen sind, verglichen werden und in einem gemeinsamen Zeitfenster erfolgte Größen einander zugeordnet werden. Alternativ kann die Pose, die einem bestimmten Nuklearstrahlungswerte zugeordnet wird, auch durch Interpolation von zeitliche benachbarten gemessenen Posen ermittelt werden. Allgemein wird diese Zuordnung auch als
Synchronisierung der Nuklearstrahlungswerte mit den Detektor- Koordinaten (der Detektor- Pose) bezeichnet.
[0028] Als allgemeiner Aspekt erlauben die gemessenen Nuklearstrahlungswerte für sich genommen nicht notwendigerweise eine komplette 3D-Rekonstruktion eines Nuklearbildes. Dennoch sind sie für eine Aktualisierung des gespeicherten ursprünglichen Nuklearbilds nützlich, wie im Folgenden beschrieben wird.
[0029] Mit Bezug auf Fig. 7 wird nun die Aktualisierung des gespeicherten
ursprünglichen Nuklearbilds genauer beschrieben. Die Aktualisierung erfolgt durch ein Bildaktualisierungs-Modul 20, welches beispielsweise als ein auf dem Computer 90 (siehe Fig. 1) laufendes Programm implementiert sein kann. Weiter sind in Fig. 7 die folgenden bereits oben beschriebenen Elemente dargestellt: Nuklearstrahlungs-Detektor 50, Nachführ- System 60, und Nukleardaten-Eingang 70 mit dem Synchronisierungsmodul zum Zuordnen der Nuklearstrahlungswerte zu den jeweiligen Detektor- Koordinaten. [0030] Das Bildaktualisierungs-Modul 20 enthält eine Aktualisierungs- Vorschrift, um das in dem Datenspeicher gespeicherte ursprüngliche Nuklearbild 10 in Abhängigkeit der Nuklear Strahlung s werte und der Detektor-Koordinaten zu verändern und auf diese Weise ein aktualisiertes dreidimensionalen Nuklearbild 18 zu erhalten, in dem aus den Messdaten gewonnene Information berücksichtigt ist. Das Bildaktualisierungs-Modul 20 erzeugt somit ein aktualisiertes dreidimensionalen Nuklearbild 18 durch Anwenden der Aktualisierungs- Vorschrift auf das ursprüngliche Nuklearbild 10.
[0031] Hierfür enthält das Bildaktualisierungs-Modul 20 eine Bildvariierungsfunktion 22 und ein Bildqualitäts-Funktional 24. Das Bildqualitäts-Funktional 24 greift als
Eingangsgrößen auf die Nuklearstrahlungswerte (genauer gesagt, den Datensatz umfassend die Nuklearstrahlungswerte und die zugehörigen Detektor-Posen) von dem Nukleardaten- Eingang 70 und auf das Nuklearbild zu. Dabei kann es sich um das ursprüngliche Nuklearbild oder um ein bereits variiertes Nuklearbild handeln. Aus diesen Eingangsgrößen, und falls nötig aus weiteren Größen, errechnet das Bildqualitäts-Funktional 24 einen Bildqualitätswert (als reelle Zahl), der eine Güte des Nuklearbildes im Hinblick auf die neu gemessenen Nuklearstrahlungswerte angibt. Weiter unten ist eine beispielhafte Implementierung eines Bildqualitäts-Funktionals 24 beschrieben, bei der ein niedriger Bildqualitätswert eine hohe Güte des Nuklearbildes ausdrückt. In diesem - im Folgenden angenommenen - Fall ist das Bildaktualisierungs-Modul 20 so implementiert, dass das Nuklearbild 10 so variiert wird, dass es ein Minimum des Bildqualitäts-Funktionals 24 annähert. Jedoch ist auch - mit
naheliegenden Änderungen - eine äquivalente Implementierung möglich, bei der ein hoher Bildqualitätswert eine hohe Güte des Nuklearbildes ausdrückt und ein Maximum angenähert wird.
[0032] Die Bildvariierungsfunktion 22 dient zum Variieren des Nuklearbilds 10 (oder eines bereits variierten Nuklearbilds) in Abhängigkeit einer Anzahl von Argumenten bzw. Parametern, die auch Zufallsparameter sein können. Weiter unten ist eine beispielhafte Implementierung einer Bildvariierungsfunktion 22 beschrieben.
[0033] Das Bildaktualisierungs-Modul 20 greift auf das ursprüngliche Nuklearbild 10 zu und variiert es unter Verwendung der Bildvariierungsfunktion 22 so, dass das Ergebnis ein Minimum des Bildqualitäts-Funktionals 24 annähert (im Rahmen der durch die
Bildvariierungsfunktion 22 erzeugbaren Nuklearbilder). Dies kann - je nach dem
Bildqualitäts-Funktional 24 - in einigen Fällen durch exakte Berechnung geschehen, kann aber in der Regel am effizientesten durch ein iteratives Verfahren erreicht werden. Dabei wird die Bildvariierungsfunktion 22 mehrfach hintereinander auf das ursprüngliche Nuklearbild 10 angewendet bzw. rekursiv auf das zuvor erhaltene und gespeicherte variierte Nuklearbild angewendet. Alternativ wird die Bildvariierungsfunktion 22 immer wieder auf das ursprüngliche Nuklearbild 10 angewendet, wobei Parameter der Bildvariierungsfunktion 22 iterativ so angepasst werden, dass das Minimum schrittweise angenähert wird. Das
Nuklearbilds 10 kann in diesem Fall auch lediglich indirekt variiert werden, indem lediglich die Parameter der Bildvariierungsfunktion 22 variiert werden und das Bildqualitäts- Funktional 24 in Abhängigkeit dieser Parameter ausgedrückt wird. Auch eine solche
Variation lediglich dieser Parameter ist als (indirekte) Variation des Nuklearbilds anzusehen, da das variierte Nuklearbild jederzeit durch die Bildvariierungsfunktion 22 aus den
Parametern erhalten werden kann.
[0034] Wenn die Anzahl der Argumente der Bildvariierungsfunktion 22 groß ist, handelt es sich um ein hochdimensionales Minimierungsproblem. Iterative Algorithmen zum effizienten Lösen solcher Probleme, wie etwa das Konjugierte-Gradienten- Verfahren, Simplex- Verfahren, simuliertes Annealing-Verfahren, sind bekannt und beispielsweise in der Veröffentlichung„Numerical Recipes" (verfügbar unter http://www.nr.com) beschrieben. Weitere Verfahren sind Monte-Carlo-basierte bzw. Random- Walk- Verfahren. Mit Hilfe dieser oder weiterer Verfahren variiert das Bildaktualisierungs-Modul 20 das (ursprüngliche oder bereits variierte) Nuklearbild 10 mittels der Bildvariierungsfunktion 22 iterativ so, dass das resultierende Nuklearbild sich schrittweise einem Minimum des Bildqualitäts-Funktionals 24 annähert. Wenn die Iterationen abgeschlossen sind, wird das schließlich resultierende Nuklearbild als das aktualisierte Nuklearbild 18 ausgegeben.
[0035] Hierin wird auch die folgende Nomenklatur verwendet:
Größe Symbol Beschreibung
Nuklearbild 10, 18 V X*Y*Z Voxel im Koordinatensystem KN
(rekonstruierte Intensitätsverteilung)
Bildvariierungsfunktion T, T(V) Abbildung T: V -> T(V); T(V) ist das variierte
22 Nuklearbild (X*Y*Z Voxel, Koordinatensystem KN).
T hängt von weiteren Transformationsparametern ab.
Nukleardaten b, b(i) Vektor der Länge N (=Anzahl der Messungen), i=l..N, wobei die Werte b je nach der Dimension d des Detektors Zahlenwerte (d=0) oder Arrays der
Dimension d (d=l, 2) sind.
Pose E» E(i) Für jede Messung p(i) die zugehörigen Pose- Angaben
(Lage und Orientierung des Nukleardetektors), in einem Koordinatensystem KD, dessen Relation zu KN bekannt ist.
Projektion P(V) Gibt für ein Nuklearbild V zugehörige simulierte
bzw. Nukleardaten b = P(V) aus, die von einem Detektor mit P(E, V) den Posen rj gemessen werden sollten. Da P hierin nur für eine gegebene Pose (die gemessene Pose rj) von Interesse ist, wird die Abhängigkeit der Projektion von der Pose p_ im Weiteren nicht explizit erwähnt.
Qualitätsfunktional Q(V,£,b) Ergibt eine reelle Zahl, siehe z.B. Gl. (1) unten
Mit dieser Nomenklatur errechnet der oben beschriebene und in Fig. 7 dargestellte
Algorithmus das resultierende Nuklearbild Vr als Minimum, Vr = argminT Q(T(V),p_,b).
[0036] Das Bildqualitäts-Funktional 24, Q(T(V),p_,b), kann wie folgt implementiert werden:
Q(T(V),E,b) = II P(E, T(V)) - b II L2 = Σί (P(E, T(V))(i) - b(i))2 (1)
Dieses Funktional wird aus den Nuklearstrahlungswerten und dem variierten Nuklearbild - und zusätzlich aus der Pose - errechnet und gibt die Abweichung der gemessenen
Nukleardaten b von den für das Nuklearbild V erwarteten bzw. simulierten Messdaten P(p, V) an. Somit drückt ein niedriger Bildqualitätswert eine hohe Güte des Nuklearbildes aus. Es können statt der in (1) verwendeten L2-Norm auch beliebige andere Funktionen zur
Berechnung einer Abweichung verwendet werden, z.B. eine beliebige L-Norm, eine beliebige Korrelationsfunktion, oder dergleichen.
[0037] Weitere Erweiterungen zu Gleichung (1) sind möglich. Beispielsweise kann zu dem obigen Bildqualitäts-Funktional (1) noch ein Regularisierungsterm R(T) addiert werden. Ein solcher Regularisierungsterm R(T) kann eine Plausibilität einer bestimmten
Bildtransformation T ausdrücken. Beispielsweise kann der Regularisierungsterm R(T) einen erhöhten Wert für das Nuklearbild zu stark verzerrende Bildtransformationen T ausgeben (im Ausdruck R(T) steht das Argument T für einen Satz von Parametern, die die Bildtransformationsfunktion T bestimmen). Ein solcher Regularisierungsterm kann physikalisch als Elastizität der Bildtransformation interpretiert werden, da starke
Verzerrungen unterdrückt werden. Auf solche oder ähnliche Weise können verschiedene physikalische Modellannahmen über mögliche Bildverzerrungen umgesetzt werden, beispielsweise Masseerhaltung, Aktivitätserhaltung, Elastizität, mögliche Änderungen eines Tracers im menschlichen Körper. Diese Modelle können insbesondere physikalische Modelle von im menschlichen Körper möglichen Verformungen beinhalten, etwa diskrete Modelle (z.B. Partikel-und- Feder-Modelle) oder kontinuierliche Modelle (z.B. Hyperelastizitäts- Modelle). Die Regularisierungsterme können auch weitere externe Informationen
berücksichtigen, etwa eine Information über zwischenzeitliche Tracer- oder
Radioaktivitätsveränderungen innerhalb des Körpers (z.B. Menge von zusätzlich injiziertem Tracer, Menge von bereits entferntem Gewebe, etc.). Durch solche Regularisierungsterme kann mich höherer Sicherheit eine auch physikalisch sinnvolle Bildtransformation ermittelt und ein resultierendes Bild guter Qualität gefunden werden. Weitere Regularisierungsterme und -methoden sind aus der Mathematik bekannt und können ebenfalls hier eingesetzt werden. Anstatt über einen Regularisierungsterm können bestimmte Modelle möglicher Verformungen auch im Rahmen der Bildvariierungsfunktion 22 implementiert werden, etwa indem diese Funktion nur bestimmter Bildänderungen erlaubt.
[0038] Der Regularisierungsterm kann nicht nur von der Bildtransformationsfunktion T bzw. deren Parametern, sondern zusätzlich von weiteren Parametern wie dem transformierten Bild T(V) selbst oder von der Historie der bisherigen Transformationen abhängen. Der Regularisierungsterm kann auch Modelle des Bilds beinhalten. Solche Modelle können als sogenannte Finite Element Models (FEM), Finite Volume Models (FVM), Statistical Shape Models, Statistical Deformation Models implementiert werden. Beispiele für einen
Regularisierungsterm sind im Folgenden gemeinsam mit möglichen Bildtransformationen T genannt.
[0039] Es kann auch zusätzlich eine Abbruchbedingung implementiert werden. Etwa wenn der durch das Bildqualitäts-Funktional berechnete Bildqualitätswert zu gering ist und/oder ein akzeptabler Wert eine unrealistische Bilddeformation erfordert, dann kann die Ausgabe eines Warnsignals veranlasst werden.
[0040] Die Bildvariierungsfunktion 22, T(V), kann beispielsweise wie folgt
implementiert werden: Mittels einer Segmentierfunktion wird das urprüngliche Nuklearbild 10 zunächst in Teilvolumina segmentiert (unterteilt). Diese Unterteilung kann nach einer festen Vorschrift (etwa in s gleich große Teilvolumina der Größe X/s * Y/s * Z/s) oder in Abhängigkeit einer Bilderkennung und/oder eines anatomischen Körpermodells erfolgen, die etwa bestimmte Körperteile als Ganzes erkennt und segmentiert. Mögliche
Bildsegmentierungsalgorithmen sind sogenannte region growing-, level sets-, snakes-, Histogramm-basierte, Atlas-basierte, Graphen-basierte oder ähnliche
Segmentierungsalgorithmen. Die Bildvariierungsfunktion 22 ist dann konfiguriert, um in Abhängigkeit jeweiliger Parameter auf jedes, oder zumindest auf einige, dieser Teilvolumina zumindest eine oder mehrere Operationen anzuwenden. Soche Operationen können aus folgender Menge ausgewählt sein: Drehen, Verschieben, Strecken / Stauchen, Verzerren, Scheren, oder eine Mischung daraus.
[0041] In einem einfachen, aber bereits nützlichen Beispiel erlaubt die
Bildvariierungsfunktion 22 beispielsweise nur eine voneinander unabhängige Verschiebung der jeweiligen Teilvolumina. In diesem Fall ist die Transformation durch einen Satz von Verschiebungsvektoren ti ... tm (ein Vektor für jedes von m verschiebbaren Teilvolumina) beschreibbar. In einem komplizierteren Beispiel werden zusätzlich die Grenzbereiche der Teilvolumina so in Abhängigkeit der Verschiebung deformiert (gedehnt oder gestaucht), dass die Grenz-Voxel benachbarter Teilvolumina nicht zu sehr gegeneinander verschoben werden.
[0042] Eine ähnliche Wirkung kann auch mittels eines Regularisierungsterms erreicht werden, der für jedes Paar von benachbarten Teilvolumina k, 1 einen Summanden
f(ik> Ja) = (£k - Ja) enthält, der wie eine elastische Feder wirkt und zu stark voneinander abweichende Verschiebungen unterdrückt:
[0043] Allgemeiner gesagt und gemäß einem allgemeinen Aspekt kann somit das Bildqualitäts-Funktional einen Fehlerterm (Konsistenzterm) und einen Regularisierungsterm enthalten, wobei der Fehlerterm von dem variierten Nuklearbild, den
Nuklear Strahlung s werten und den Detektor- Koordinaten (zumindest indirekt) abhängt und eine Konsistenz (also eine Güte der Übereinstimmung oder auch eine Inkonsistenz) zwischen dem variierten Nuklearbild und den Nuklearstrahlungswerten ausdrückt; und wobei der Regularisierungsterm zumindest von dem variierten Nuklearbild (zumindest indirekt, zB über Variierungsparameter) abhängt und eine Plausibilität des variierten Bildes ausdrückt.
[0044] Allein eine einfache Verschiebung oder Drehung des Nuklearbilds als Ganzes wird noch nicht als eine Bildvariierungsfunktion betrachtet, da in diesem Fall das Nuklearbild nicht im eigentlichen Sinn variiert wird. Für eine Bildvariierung ist eine komplexere
Veränderung des Nuklearbilds, zumindest eine Stauchung, Dehnung, oder Segmentierung in mindestens zwei Teilvolumina und deren zumindest teilweise unabhängige Verschiebung, erforderlich.
[0045] Gemäß einer weiteren Ausführung des Bildaktualisierungs-Moduls 20 kann dieses auch einen Bildrekonstruktionsalgorithmus 36 umfassen, wie er in Fig. 8 dargestellt ist. Der Bildrekonstruktionsalgorithmus 36 empfängt das ursprüngliche Nuklearbild 10 als Startbild bzw. Startvektor (Input 32), und wendet darauf zumindest einige Schritte eines iterativen Bildrekonstruktionsverfahrens zur Rekonstruktion eines rekonstruierten Nuklearbilds ausgehend von dem ursprünglichen Nuklearbild als Startbild an. Dabei verwendet der Bildrekonstruktionsalgorithmus 36 einerseits zumindest einen Teil der zur Rekonstruktion des ursprünglichen Nuklearbilds verwendeten Messdaten 12 (Daten 34), und daneben jedoch auch die Nuklearstrahlungswerte 35 von dem Nuklearstrahlungs-Detektor 50 und die Detektor- Koordinaten von dem Nachführ-System 60. Nach einigen Iterations schritten wird das rekonstruierte Nuklearbild sodann als das aktualisierte Nuklearbild 18 ausgegeben. Ein solches iteratives Bildrekonstruktionsverfahren des Bildrekonstruktionsalgorithmus 36 kann ebenfalls auf dem iterativen Variieren des Nuklearbilds 32 mittels einer
Bildvariierungsfunktion und eines Bildqualitäts-Funktionals erfolgen.
[0046] Fig. 9 illustriert eine mögliche Funktionsweise des beschriebenen
Bildrekonstruktionsalgorithmus in weiterem Detail. Gemäß dieser Funktionsweise wurde das ursprüngliche Nuklearbild (Strahlungsverteilung Vo mit X0*Yo*Z0 Voxeln) aus No ursprünglichen Messdaten gewonnen. Dieses Nuklearbild soll nun mittels neu
hinzukommenden Nukleardaten (N-No Nuklearstrahlungswerte mit zugehöriger Pose des Nuklearstrahlungsdetektors) aktualisiert werden. Dabei kann optional auch die Anzahl der Voxel erhöht werden, etwa weil die zusätzlichen Messungen eine höhere Ortsauflösung oder ein vergrößertes VOI (volume of interest) erlauben.
[0047] In Fig. 9 ist die bereits erwähnte Projektionsabbildung P als Matrix dargestellt. Wie weiter oben beschrieben, gibt die Abbildung P für ein Nuklearbild V zugehörige simulierte Nukleardaten b = P(V) aus, die von einem Detektor mit Posen p gemessen werden sollten. P ist eine lineare Abbildung, daher kann P als Matrix dargestellt werden. Die Werte der Matrix P ergeben sich mit Hilfe eines geometrischen Modells der Messumgebung aus den Posen p des Detektors. [0048] Die Matrix P für alle Nuklear Strahlung s werte (Nuklearstrahlungswerte des ursprünglichen Nuklearbilds und neu hinzukommende Nuklearstrahlungswerte) kann in Teilbereiche Pa, Pb, Pc und Pd unterteilt werden. Pa ist die Teilmatrix, die dem
ursprünglichen Nuklearbild zugeordnet ist: Diese Matrix bildet für eine gegebene
Intensitätsverteilung (ursprüngliches Nuklearbild) Vo (Xo*Yo*Z0 Voxel im
Koordinatensystem des ursprünglichen Nuklearbilds) zugehörige simulierte Nukleardaten bo = Pa(Vo) aus, die bei der ursprünglichen Messung erwartet werden würden (No Messungen). Die Einträge der Matrix Pa hängen von der Pose p_ des Detektors bei der ursprünglichen Messung ab. Das ursprüngliche Nuklearbild Vokann also durch approximatives Lösen der Gleichung bo = Pa(Vo) erhalten werden, mit bo als den (näherungsweise) tatsächlich erhaltenen Nukleardaten, bzw. durch Minimieren des entsprechenden Funktionais aus Gl. (1) oben.
[0049] Die neu hinzukommenden Nuklearstrahlungswerte können in einer
Ausführungsform gemeinsam mit den ursprünglichen Nuklearstrahlungswerten, und auf die gleiche Weise wie diese, benutzt werden, um die Strahlungsverteilung zu rekonstruieren. Falls das Koordinatensystem für die Strahlungsverteilung unverändert bleibt (X0*Yo*Z0 Voxel), führt dies lediglich zu einer Erweiterung der Matrix um die Teilmatrix Pb, da die
Rekonstruktion nun auf Basis von N statt No Messungen erfolgt. Optional können auch Teile der ursprünglichen Messungen entfernt werden, wie weiter unten in Bezug auf Pd
beschrieben.
[0050] Zur besseren Ortsauflösung oder Vergrößerung des Volumens können die zusätzlichen Messungen optional zu einer Erhöhung der Anzahl der Voxel der
Strahlungsverteilung beitragen. In diesem Fall erhöht sich die Anzahl der Zeilen der Matrix P auf X*Y*Z Zeilen (=Dimension des Ausgabe- Vektors V). Diese Erhöhung kann auch dazu genutzt werden, dass die zu lösende Gleichung weniger überbestimmt ist und somit zu einer Reduzierung von Artefakten genutzt werden. In diesem Fall kommen weitere Teilmatrizen Pc zur Matrix P hinzu.
[0051] Das aktualisierte Nuklearbild (aktualisierte Intensitäts Verteilung) kann sodann analog zu dem ursprünglichen Nuklearbild durch Rekonstruktion erhalten werden, z.B. durch (näherungsweise) Extremalbildung des in Gl. (1) definierten Funktionais für die Matrix P. Dabei kann, wie oben beschrieben, ein interatives Verfahren zur Minimierung benutzt werden. Bei dem iterativen Verfahren kann ein beliebig gewählter Startvektor verwendet werden. Beispielsweise kann ein Startvektor verwendet werden, der unter Verwendung des ursprünglichen Nuklearbilds generiert wurde, z.B. der als Einträge, die der Teilmatrix Pa zugeordnet sind (erste Xo*Yo*Zo Einträge), das ursprüngliche Nuklearbild enthält. Die weiteren Einträge des Startvektors können z.B. Zufallswerte sein.
[0052] Optional kann die Größe der Matrix reduziert werden, indem ausgewählte Zeilen und / oder Spalten der Matrix P (Matrixbereiche Pd) gelöscht werden. Anders gesagt, werden Bildbereiche der Strahlungsverteilung (Zeilen der Matrix P) weggelassen bzw.
zusammengefasst, und / oder werden Nuklearstrahlungswerte (Spalten der Matrix P) weggelassen bzw. zusammengefasst. Dadurch kann die Berechnung beschleunigt werden.
[0053] Gemäß einem möglichen allgemeinen Aspekt können gemäß der Aktualisierungs- Vorschrift beispielsweise eins oder mehrere der folgenden Kriterien zum Weglassen bzw. Zusammenfassen der Bildbereiche der Strahlungsverteilung (Zeilen der Matrix P) angewendet werden:
Die Aussagekraft der gemessenen Nuklearstrahlungswerte für diese Bildbereiche ist niedrig (Norm des Zeilenvektors der Matrix P unterschreitet einen vorgegebenen Grenzwert);
Die Bildbereiche liegen außerhalb eines vorgegebenen VOI (volume of Interest);
Die Aussagekraft der Nuklearstrahlungswerte reicht für den Bildbereich nicht aus (Keine Pose der Nuklearstrahlungswerte erfüllt ein vorgegebenes Bezugskriterium in Relation zu dem Bildbereich, und / oder Norm der entsprechenden Zeile der Matrix P unterschreitet einen vorgegebenen Grenzwert).
[0054] Gemäß einem weiteren möglichen allgemeinen Aspekt können gemäß der Aktualisierungs-Vorschrift beispielsweise eins oder mehrere der folgenden Kriterien zum Weglassen bzw. Zusammenfassen der Nuklearstrahlungswerte (Spalten der Matrix P) angewendet werden:
Die Aussagekraft dieser Nuklearstrahlungswerte für alle abzubildenden Bildbereiche ist niedrig (Norm des Spaltenvektors der Matrix P unterschreitet einen vorgegebenen Grenzwert);
Die Aussagekraft eines der Nuklearstrahlungswerte oder einer Kombination von Nuklear Strahlung s werten für alle abzubildenden Bildbereiche ist ähnlich wie die Aussagekraft eines anderen der Nuklearstrahlungswerte oder einer anderen Kombination von Nuklearstrahlungswerten (Norm einer Linearkombination von Spalten vektoren der Matrix P unterschreitet einen vorgegebenen Grenzwert);
Die Pose dieser Nuklearstrahlungswerte erfüllt ein vorgegebenes Weglassungs- bzw. Zusammenfassungskriterium;
Der Zeitpunkt, an dem die Nuklearstrahlungswerte gemessen wurden, liegt länger als eine vorgegebene Zeit zurück;
Eine (gleich oder verschieden gewichtete) Kombination dieser Kriterien.
[0055] Beispiele für ein vorgegebenes Weglassungs- bzw. Zusammenfassungskriterium sind in Fig. 10 dargestellt. Fig. 10 illustriert schematisch die Trajektorie 7 des
Nuklear Strahlung s -Detektors und die Detektor- Koordinaten (Pose) 6 bei den jeweiligen Nuklearmessungen. Die Detektor- Koordinaten 6 werden dabei durch einen jeweiligen Pfeil dargestellt, dessen Fußpunkt den Ort des Detektors und dessen Richtung den Raumwinkel des Detektors bei der jeweiligen Messung symbolisiert.
[0056] Die Gruppe 6a gruppiert drei sehr ähnliche Detektor-Koordinaten (Posen), für die also sehr ähnliche Spalteneinträge der Matrix P erwartet werden. Um Rechenzeit zu reduzieren, können die drei zugehörigen Messungen zu einer Messung zusammengefasst werden. Dies wird erreicht, indem Posen der Messungen verglichen werden und ähnliche Posen (Norm der Differenz der Posen kleiner als ein vorgegebener Grenzwert)
zusammengefasst werden.
[0057] Ein ähnliches Kriterium führt zum gleichen Ergebnis: Die ähnlichen Posen führen zu ähnlichen Spalten der P-Matrix. Daher können auch ähnliche Spalten der P-Matrix zusammengefasst werden. Allgemeiner können Spalten der P-Matrix zusammengefasst werden, die eine Linearkombination aufweisen, deren Norm kleiner als ein vorgegebener Grenzwert ist. Dadurch kann eine Überbestimmung des zu lösenden Gleichungssystems vermieden werden.
[0058] Ein anderes Weglas sungskriterium bezieht sich auf die Pose 6b: Hier sind sehr wenige Messungen mit ähnlicher Pose verfügbar, und für den zugehörigen Bildbereich (Voxel der Strahlungsverteilung) ist das Gleichungssystem unterbestimmt und daher nicht stabil lösbar. Dieses Kriterium kann benutzt werden, um Voxel wegzulassen bzw.
zusammenzufassen. Beispielsweise können die Voxel, die mit keiner Pose einen
ausreichenden Wirkzusammenhang aufweist, weggelassen werden. Der ausreichende Wirkzusammenhang kann entweder geometrisch ermittelt werden - etwa wird jeder Voxel markiert, auf den ein Posevektor 6 ausreichend hin gerichtet ist, und nicht bzw. nicht ausreichend markierte Voxel werden eliminiert. Alternativ oder zusätzlich können Voxel, deren Zeilenvektoren der Matrix P eine vorgegebene Norm unterschreiten, eliminiert werden.
[0059] Das durch Pose 6b illustrierte Kriterium kann auch als Weglas sungskriterium für die Nukleardaten benutzt werden: Etwa können Messungen, bei denen der Detektor mit einer hohen Geschwindigkeit bewegt wurde, weggelassen werden, da bei diesen Messungen eine schlechte Datenqualität erwartet wird. Bei gleichen Messintervallen kann die
Geschwindigkeit des Detektors durch eine (Norm einer) Differenz zwischen den Posen zweiter zeitlich benachbarter Messungen ausgedrückt werden. Überschreitet die Differenz einen vorgegebenen Grenzwert, so wird die entsprechende Messung weggelassen.
[0060] Im Folgenden werden mit Bezug auf Fig. 2 bis 7 weitere Ausführungsformen beschrieben. Die Ausführungsformen ähneln der Ausführungsform von Fig. 1 und
untereinander, und gleiche Bezugszeichen beziehen sich auf gleichartige Komponenten. Abgesehen von den nachfolgend beschriebenen Abweichungen kann die Beschreibung der übrigen Figuren auch für die jeweils beschriebene Figur herangezogen werden.
[0061] Der Nukleardetektor 50 von Fig. 2 ist nicht direkt, sondern nur indirekt, über ein mechanisches Nachführsystem 62a, mit einem Nachführszielobjekt 62 verbunden. Dieses mechanische Nachführsystem 62a verbindet den Detektor 50 über eine Reihe von Armen an einen Referenzkörper, dem Bett 86 für die abzubildende Person 84. Die Arme des
Nachführsystems 62a sind derart mit Gelenken aneinander verbunden, dass der Detektor frei beweglich ist (also zumindest innerhalb eines bestimmten Volumens in alle drei
Raumrichtungen bewegt und hier sogar frei gedreht werden kann). Gleichzeitig halten die Arme den Detektor auch bei Loslassen in einer definierten Position.
[0062] Die Auslenkung der Gelenke des Nachführsystems 62a wird erfasst und somit die Pose relativ zu dem Referenzkörper 86 nachgeführt. Der Referenzkörper 86 wiederum ist fix mit dem Nachführszielobjekt 62 verbunden. Letztlich wird somit in Fig. 2 das Gleiche wie in Fig. 1 erreicht, nämlich eine relative Pose zwischen den Nukleardetektor einerseits
(Koordinatensystem KD) und dem am Patienten befestigten Nachführszielobjekt 82
(Koordinatensystem ND) bestimmt.
[0063] Bei dem Nukleardetektor von Fig. 3 wird somit über ein mechanisches
Nachführsystem 62a die relative Pose des Nukleardetektors zum Bett 86 bestimmt. Die abzubildende Person liegt derart an einer vorbestimmten Position auf dem Bett 86 bzw. ist derart daran fixiert, dass eine feste Lage des Nuklearbild-Koordinatensystems KN relativ zum Bett 86 angenommen werden kann. Somit erlaubt das Nachführsystem 62a wiederum eine Beziehung zwischen Detektor-Koordinatensystem KD und Nuklearbild-Koordinatensystems KN.
[0064] Die Ausführungsform von Fig. 3 hat den Nachteil, dass Lageveränderungen des Patienten nur indirekt aus den Nukleardaten (über das Bildqualitätsfunktional) erkannt werden können. Dieser Nachteil kann gemäß einem allgemeinen Aspekt wie folgt vermindert werden: Ein Lokalisierungsmodul lokalisiert zumindest eine Referenzkörperstelle der abzubildenden Person 84 relativ zu dem Bildkoordinatensystem KN, vorzugsweise während oder unmittelbar vor / nach dem Messen der nuklearen Strahlung, so dass keine substantielle Lageveränderung der Person 84 zu erwarten ist. Diese Lokalisation braucht nicht in Koordinaten des
Bildkoordinatensystems zu sein. Diese Lokalisierung kann dann beispielsweise das
Registrieren der zumindest einen Referenzkörperstelle mit einer entsprechenden Stelle im Nuklearbild (Strahlungsverteilungsbild) ermöglichen und so eine noch zuverlässigere
Zuordnung erlauben.
[0065] Gemäß einem Beispiel werden weitere Lagedaten, die von einer Lage der abzubildenden Person 84 abhängen, gesammelt, und das ursprüngliche Nuklearbild
(Strahlungsverteilungsbild) wird in Abhängigkeit dieser Lagedaten vortransformiert. Wenn hierin von der abzubildenden Person 84 die Rede ist, so muss sich dies nicht unbedingt auf die gesamte Person beziehen, sondern es kann sich auch auf nur einen Teils dieser Person beziehen. Beispielsweise können die Lagedaten auch die Lage nur eines Teils der
abzubildenden Person, aber nicht ihres gesamten Körpers, wiedergeben.
[0066] In einer Variation der Ausführungsform von Fig. 3 entsprechend diesem Aspekt ist beispielsweise eine Auflagefläche des Betts 86 mit Gewichtssensoren ausgestattet. Die Gewichtssensoren liefern Gewichtsverteilungsdaten, die eine Gewichtsverteilung der abzubildenden Person 84 wiedergeben. Durch Vergleich mit etwa entsprechenden bei der Aufnahme des ursprünglichen Nuklearbilds gemessenen Gewichtsverteilung sdaten kann nun ein Bild- Vorprozessor eine Lageveränderung erkennen und das Nuklearbild entsprechend vortransformieren (z.B. das Nuklearbild, genauer das Strahlungsverteilungsbild als Ganzes oder Teile davon entsprechend einer Schwerpunktsverschiebung oder
Aufdruckstellen Verschiebung verschieben) . [0067] Alternativ oder zusätzlich weist das Bildqualitäts-Funktional eine Abhängigkeit von diesen Lagedaten auf. Dies ist in Fig. 7 als optionale Variante dargestellt, gemäß der das Bildqualitäts-Funktional 24 operativ mit dem Lokalisierungsmodul 80 zum Empfangen von Lokalisierungsdaten der Referenzkörperstelle verbunden ist. Lagedaten von dem
Lokalisierungsmodul 80 fließen in dem Bildqualitäts-Funktional 24 ein und werden zum Errechnen des Bildqualitätswerts verwendet.
[0068] Entsprechend diesem Aspekt können beispielsweise durch einen weiteren Summanden in dem Qualitätsfunktional solche Bildtransformationen bevorzugt werden, die eine gute Übereinstimmung bezüglich der Lagedaten (beispielsweise der Gewichtsverteilung) bieten. Ein solcher Summand kann beispielsweise proportional sein zu der L2-Norm der Differenz zwischen den mit den Nuklearbild mittransformierten ursprünglichen (bei der Aufnahme des ursprünglichen Nuklearbilds erhaltenen) Lagedaten und den aktuellen
Lagedaten, wobei beide Lagedaten durch einen Vektor dargestellt werden.
[0069] Auf analoge Weise kann anstelle der Gewichtsverteilung, oder zusätzlich dazu, die Lage einer Körperoberfläche der Person 84 im Raum (z.B. eine markante und strukturierte Körperoberfläche wie z.B. im Hals- oder Achselbereich, oder eine leicht zugängliche
Körperoberfläche - es muss sich nicht um die gesamte Körperoberfläche der Person 84 handeln) als Lagedaten herangezogen werden. Diese die Lage der Körperoberfläche kann durch ein Oberflächen-Bestimmungs-System ermittelt und sodann für eine Vortransformation oder Bildregularisierung verwendet werden. Die Körperoberfläche kann etwa in einem Abtastmodus mittels mechanischen Abtastens durch ein nachgeführtes Abtastobjekt, welches identisch mit dem Nukleardetektor 50 sein kann, oder mittels eines anderen Instruments zur Ermittlung der Lage einer Oberfläche, ermittelt werden. Solch ein Instrument kann etwa auch eine Time-of-flight-Kamera, eine stereoskopische Kamera, ein Laserscanner, oder eine Kombination davon sein. Zur Bestimmung der Lage der Oberfläche kann auch etwa das Nachführ-System direkt benutzt werden, etwa indem ein oder mehrere Nachführzielobjekte oder -markierungen (fiducials) daran angebracht werden. Auch kommerziell erhältliche Systeme wie z.B. das Kinect-System können für die Bestimmung der Oberfläche bzw. von Lagedaten verwendet werden.
[0070] Ebenfalls kann ein Bildauswertungs-System zum Auswerten zumindest eines markanten Merkmals (sogenannte Landmark) in dem Nuklearbild (genauer dem
Strahlungs verteilungsbild) oder in einem zusätzlichen Bild, z.B. einem optischen Bild oder einem zusätzlich erzeugten Schnittbild wie US, CT, MR, in analoger Weise herangezogen werden, eignen sich für die Ermittlung von Lagedaten und können wie oben beschrieben verwendet werden.
[0071] Das Bildqualitäts-Funktional 24 enthält also gemäß einem Aspekt einen
Lokalisierungsterm, der eine Übereinstimmung der von dem Lokalisierungsmodul 80 lokalisierten Referenzkörperstelle(n) mit dem Nuklearbild (genauer dem
Strahlungsverteilungsbild) ausdrückt. Dieser Lokalisierungsterm kann als Teil des
Konsistenzterms oder des Regularisierungsterms oder als zusätzlicher Term ausgeführt sein.
[0072] In der weiteren Ausführungsform von Fig. 4 ist eine hochenergetische gamma- Kamera für PET- Anwendungen auf einer Seite angeordnet. Das ursprüngliche Nuklearbild wird mittels einer PET-Bildgebung gewonnen (durch den zweidimensionalen Detektor 50) und einem nicht im Bild dargestellten weiterem Detektor zur Detektion von Koinzidenzen. Dieser weitere Detektor kann analog zu dem Detektor 60 von Fig. 1 gestaltet und insbesondere frei beweglich sein. Zusätzlich werden Lagedaten des Patienten ermittelt, und zwar durch folgende Lokalisierungs-Teilmodule, wie sie oben in Bezug auf Fig. 3 genauer beschrieben sind: eine Auflagefläche 86 mit Gewichtssensoren; eine stereoskopische Kamera 60 als Oberflächen-Bestimmungs-System; und ein an der Person 84 befestigtes Nachführzielobjekt 82.
[0073] Zusätzlich wird der Nukleardetektor 50 durch ein fix daran befestigtes
Nachführzielobjekt 52 ebenfalls nachgeführt. Daher kann der Nukleardetektor frei bewegt werden und dennoch eine Relation zwischen dem Nachführ-Koordinatensystem und dem Detektor-Koordinatensystem erhalten bleiben. Wenn erforderlich, dann der Nukleardetektor auch komplett entfernt werden, nachdem das ursprüngliche Nuklearbild erstellt worden ist.
[0074] Auch hier kann das Nuklearbild bzw. das Strahlungsverteilungsbild mittels des Bildaktualisierungs-Moduls wie oben beschrieben iterativ variiert werden, um sich einem Minimum eines Bildqualitäts-Funktionals zu nähern. Das Bildqualitäts-Funktional kann hier beispielsweise die Abweichung zwischen den mit dem Nuklearbild mittransformierten ursprünglichen (d.h. der bei Generierung des ursprünglichen Nuklearbilds erhaltenen) Lagedaten und den aktuellen Lagedaten der Lokalisierungs-Teilmodule enthalten. Ein mit || P(£> T(V)) - b II L2 vergleichbarer Term kann auch weggelassen werden. Ein zusätzlicher Regularisierungsterm kann optional enthalten sein. [0075] Das Nachführsystem 60 in Fig. 4 ist ein elektromagnetisches Nachführsystem. Es kann jedoch ein beliebiges anderes Nachführsystem verwendet werden.
[0076] Fig. 5 entspricht vom Prinzip her der Fig. 4; jedoch ist hier der Nukleardetektor 50 in dem Bett 86 integriert für die nukleare Bildgenerierung verwendet. Der Nukleardetektor 50 kann für das ursprüngliche Nuklearbild verwendet werden und zusätzlich aktualisierte Nuklearmessungen liefern, die ähnlich wie in Fig. 1 beschrieben für die Aktualisierung herangezogen werden. Ähnlich wie der Detektor von Fig. 4 ist auch dieser Detektor 50 durch ein fix mit dem Bett 86 verbundenes Nachführzielobjekt 62 nachgeführt, in diesem Fall mittels eines optischen Nachführsystems 60. Zusätzlich kann ein weiterer frei beweglicher Detektor verwendet werden, um verschiedene Blickwinkel zu erlauben, entweder analog zur Beschreibung von Fig. 4 mit Hilfe eines PET- Verfahrens unter Benutzung beider Detektoren, oder als zusätzlicher Detektor in Analogie zu Fig. 1.
[0077] Für die Erzeugung von Lagedaten, die mittels des Lokalisierungsmoduls für die Aktualisierung des Nuklearbilds herangezogen werden können, ist hier lediglich das am Patienten 84 befestigte Nachführzielobjekt 82 dargestellt, aber es lassen sich auch zusätzlich die übrigen hierin beschriebenen Lagedaten verwenden.
[0078] In allen Figuren 1 bis 5 ist zusätzlich ein Bildschirm zum Ausgeben des aktualisierten Nuklearbilds 92 und ggf. zusätzlicher Informationen gezeigt. Das System 90 gibt das aktualisierte Nuklearbild (genauer: Strahlungsverteilungsbild) in Echtzeit (genauer: Fast-Echtzeit) auf dem Bildschirm 92 wieder. Echtzeit bedeutet, dass das Bild kontinuierlich auf Basis der soeben gewonnenen Messungen aktualisiert wird. Dies ist möglich, da keine vollständige Bildrekonstruktion erfolgen muss, und da weniger Messungen als für eine komplette Bildrekonstruktion erforderlich sind bzw. berücksichtigt werden müssen.
[0079] Dieser Bildschirm ist in weiterem Detail in Fig. 6 dargestellt. Da es sich bei dem aktualisierten Nuklearbild (genauer: Strahlungsverteilungsbild) - wie auch bei dem ursprünglichen Nuklearbild - um ein vollständiges dreidimensionales Bild handelt, können verschiedene Perspektiven bzw. Schnitte dargestellt werden, um die dreidimensionale Bildinformation zu vermitteln.
[0080] Zusätzlich können weitere Informationen eingeblendet werden, etwa eine
Erweiterte-Realität- Information und / oder eine Information zum Führen der Nuklearsonde zum Erhalten verbesserter Messdaten. Das Erhalten solcher Informationen ist etwa in den Patentanmeldungen DE 10 2010 017 543 und DE 10 2009 042 712 beschrieben, deren Inhalte durch Verweis hierin einbezogen werden.
[0081] Statt des in Fig. 1-5 dargestellten Nachführsystems 60, 62a können als
allgemeiner Aspekt verschiedene Nachführsysteme zur Bestimmung der Detektorpose verwendet werden, beispielsweise ein elektromagnetisches, optisches, mechanisches (passives oder aktives, etwa an einem steuerbaren Roboterarm befestigtes) Nachführsystem verwendet werden. Das Nachführsystem kann auch durch eine an der Gammasonde fest montierte Kamera realisiert werden, die mehrere ortsfeste Nachführzielobjekte anvisiert. Auch kann ein Nachführsystem durch einen in dem Nukleardetektor 50 integrierten Beschleunigungssensor und Gyroskop realisiert werden.
[0082] Mit Bezug auf Figur 11 wird nun ein Verfahren zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds erläutert. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte:
Sl: Beginn des Verfahrens;
S2: Durchführen einer ursprünglichen Messung einer Nuklear Strahlung;
S3: Rekonstruktion eines ursprünglichen Nuklearbilds aus der in S2 gemessenen
Nuklear Strahlung: Somit wird in den Schritten S2, S3 ein ursprüngliches Nuklearbild erhalten.
Dieses ursprüngliche Nuklearbild ist ein vollständiges dreidimensionales Nuklearbild, d.h. es ist fertig erstellt und kann zur Sichtbarmachung der Strahlungsverteilung direkt angezeigt werden.
S4: Nach dem fertigen Erstellen des ursprüngliches Nuklearbilds, Messen von nuklearer Strahlung mit Hilfe eines entlang eines frei veränderlichen Pfads beweglichen
Nuklear Strahlung s -Detektors, um Nuklearstrahlungswerte zu erhalten, und Nachführen des Nuklear Strahlung s -Detektors während des Messens der nuklearen Strahlung, so dass
Detektor-Koordinaten erhalten werden, die eine Pose des nachgeführten Nuklearstrahlungs- Detektors in einem Referenzkoordinatensystems angeben;
S5: Zuordnen der Nuklearstrahlungswerte zu jeweiligen der Detektor- Koordinaten;
S6: Erzeugen eines aktualisierten dreidimensionalen Nuklearbilds durch Anwenden einer Aktualisierungs-Vorschrift auf das ursprüngliche Nuklearbild, wobei die Aktualisierungs- Vorschrift das ursprüngliche Nuklearbild in Abhängigkeit der Nuklearstrahlungswerte und der Detektor-Koordinaten verändert. [0083] Das ursprüngliche Nuklearbild enthält zumindest ein Teilabbild einer
abzubildenden Person. Das Verfahren kann dann in Schritt S4 weiter das Lokalisieren zumindest einer Referenzkörperstelle der abzubildenden Person relativ zu dem
Referenzkoordinatensystem umfassen.
[0084] Figur 12 zeigt ein Diagramm, welches bei dem Verfahren von Figur 11 einen Qualitätswert Q in Abhängigkeit eines Iterationswertes x darstellt. Hierbei wird in Schritt S2 (siehe Fig. 11) das ursprüngliche Nuklearbild durch die in Fig. 9 dargestellte Matrix Pa und die ursprünglichen Nukleardaten b0 (Vektor der Länge N0) repräsentiert, und das
ursprüngliche Strahlungsverteilungsbild Vo (Xo*Yo*Zo Voxel, ursprüngliches Nuklearbild im engeren Sinne) wird durch Minimierung des Qualitätswerts Q von Gl. (1) unter Verwendung der Matrix Pa und der ursprünglichen Nukleardaten bo erhalten.
[0085] Die Rekonstruktion des ursprünglichen Nuklearbilds (Schritt S3) erfolgt durch Minimierung des Qualitätswerts Q in einem iterativen Verfahren, z.B. dem MLEM- Verfahren (maximum likelihood expectation maximization). Hierbei wird ein beliebiger (z.B. zufällig ausgewählter) Startwert für das ursprüngliche Strahlungsverteilungsbild Vo verwendet und iterative mittels des MLEM- Verfahrens ein Minimum der Gl. (1) angenähert. Diese
Minimierung ist im Diagramm von Fig. 12 während des Intervalls x0 ... xi-1 dargestellt. Zur Verhinderung von Artefaktbildung wird das iterative Verfahren abgebrochen, sobald Q ausreichend konvergiert ist, selbst wenn eine weitere Minimierung möglich wäre.
[0086] Anschließend werden die Schritte S4 und S5 durchgeführt. Somit bekommt der Anwender ein Bild erst zu sehen, wenn es ausreichend konvergiert ist. Danach werden die Nukleardaten b wie oben beschrieben aktualisiert (nun Länge N), und die Matrix P wird unter Verwendung der Detektor-Koordinaten aktualisiert, d.h. in die in Fig. 9 dargestellte Form gebracht.
[0087] Bei Schritt S6 wird das Strahlungsverteilungsbild V (X*Y*Z Voxel, aktualisiertes Nuklearbild im engeren Sinne) durch Minimierung des Qualitätswerts Q von Gl. (1) unter Verwendung der aktualisierten Matrix P und der aktualisierten Nukleardaten b erhalten. Dies erfolgt wiederum durch die oben beschriebene iterative Minimierung des Qualitätswerts Q ausgehend von einem Startvektor für V. Hierbei kann als Startvektor für die Einträge bis Vo das ursprüngliche Ergebnis (Nuklearbild Vo) verwendet werden, und die übrigen Einträge können beliebig sein, z.B. Zufallswerte. Alternativ können insgesamt für alle Einträge des Startvektors für V, auch für die Einträge bis Vo, beliebige Werte verwendet werden. Die Minimierung von Q ist im Diagramm von Fig. 12 während des Intervalls x1 ... x2-l dargestellt.
[0088] Die Aktualisierungs- Vorschrift kann optional mehrfach oder sogar iterativ angewendet werden. In Fig. 12 wird die Aktualisierungs-Vorschrift, in analoger Weise wie zu dem Zeitpunkt x1 beschrieben, auch zu den weiteren Zeitpunkten x2, x3 usw. angewendet. Dadurch wird das relative Gewicht des ursprünglichen Nuklearbilds schrittweise immer geringer, und etwaige Veränderungen der Intensitätsverteilung (Bewegung weichen Gewebes usw.) können erfasst werden.
[0089] Die Bildrekonstruktion erlaubt es, zu den Zeiten x0, xi, x2 usw. jeweils ein aktualisiertes Bild anzuzeigen. Durch Verwendung von moderner Hard- und Software (GPU- beschleunigte moderne Rekonstruktionsalgorithmen wie MLEM) kann auch mit preiswerten Standard-PC-Komponenten eine Iteration in Sekundenbruchteilen erreicht werden. Das erlaubt eine Bildaktualisierung innerhalb von wenigen Sekunden (ca. 10 Sek. pro
Aktualisierung).
[0090] Im Folgenden werden noch weitere Varianten eines Nuklearbildsystems beschrieben: Gemäß einer Variante umfasst ein Nuklearbildsystem zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds (10): ein Nukleardetektorsystem (50) zum Erzeugen eines dreidimensionalen ursprünglichen Nuklearbilds (10), das zumindest ein Teilabbild einer abzubildenden Person (84) erhält; ein Ursprungsbild-Lokalisierungsmodul, konfiguriert zum Erzeugen von ursprünglichen Lagedaten, die eine Lage der abzubildenden Person (84) relativ zu dem Nukleardetektorsystem (50) während des Erzeugens des ursprünglichen Nuklearbilds angeben, ein Lokalisierungsmodul, welches identisch mit dem Ursprungsbild- Lokalisierungsmodul oder davon verschieden sein kann, konfiguriert zum Erzeugen von aktuellen Lagedaten, die eine Lage der abzubildenden Person (84) relativ zu dem
Nukleardetektorsystem (50) zu einem späteren Zeitpunkt nach dem Erzeugen des
ursprünglichen Nuklearbilds angeben; ein Bildaktualisierungs-Modul (20) mit einer
Aktualisierungs- Vorschrift, um das ursprüngliche Nuklearbild (10) in Abhängigkeit der ursprünglichen Lagedaten und der aktuellen Lagedaten zu verändern, wobei das
Bildaktualisierungs-Modul zum Erzeugen eines aktualisierten dreidimensionalen Nuklearbilds (18) durch Anwenden der Aktualisierungs- Vorschrift auf das ursprüngliche Nuklearbild konfiguriert ist. [0091] Gemäß einer weiteren Variante umfasst ein Verfahren zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds: Erhalten (S2, S3) des ursprünglichen dreidimensionalen Nuklearbilds einer abzubildenden Person (84); Erzeugen von ursprünglichen Lagedaten, die eine Lage der abzubildenden Person (84) relativ zu dem Nukleardetektorsystem (50) während des Erzeugens des ursprünglichen Nuklearbilds angeben; Danach, Erzeugen von aktuellen Lagedaten, die eine Lage der abzubildenden Person (84) relativ zu dem
Nukleardetektorsystem (50) zu einem späteren Zeitpunkt nach dem Erzeugen des
ursprünglichen Nuklearbilds angeben; und Erzeugen (S6) eines aktualisierten
dreidimensionalen Nuklearbilds durch Anwenden einer Aktualisierungs- Vorschrift auf das ursprüngliche Nuklearbild, wobei die Aktualisierungs- Vorschrift das ursprüngliche
Nuklearbild in Abhängigkeit der ursprünglichen Lagedaten und der aktuellen Lagedaten verändert. Diese Varianten können mit beliebigen anderen hierin beschriebenen Aspekten, insbesondere mit den Gegenständen der Ansprüche, kombiniert werden.

Claims

Ansprüche
1. Ein Nuklearbildsystem zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds (10), das Nuklearbildsystem umfassend: einen Datenspeicher zum Speichern des ursprünglichen dreidimensionalen
Nuklearbilds (10); einen entlang eines frei veränderlichen Pfads beweglichen Nuklearstrahlungs-Detektor (50) zum Messen von nuklearer Strahlung, um Nuklear Strahlung s werte zu erhalten; ein Nachführ-System (60) zum Nachführen des Nuklearstrahlungs-Detektors (50) während des Messens der nuklearen Strahlung, so dass Detektor-Koordinaten erhalten werden, die eine Pose des nachgeführten Nuklearstrahlungs-Detektors in Relation zu einem Bildkoordinatensystem des Nuklearbilds angeben; einen Nukleardaten-Eingang (70), konfiguriert zum Empfangen der
Nuklear Strahlung s werte von dem Nuklearstrahlungs-Detektor (50) und der Detektor- Koordinaten von dem Nachführ-System (60), und zum Zuordnen der
Nuklear Strahlung s werte zu den jeweiligen Detektor- Koordinaten; und ein Bildaktualisierungs-Modul (20) mit einer Aktualisierungs-Vorschrift, um das ursprüngliche Nuklearbild (10) in Abhängigkeit der Nuklearstrahlungs werte und der Detektor-Koordinaten zu verändern, wobei das Bildaktualisierungs-Modul zum Erzeugen eines aktualisierten dreidimensionalen Nuklearbilds (18) durch Anwenden der
Aktualisierungs-Vorschrift auf das ursprüngliche Nuklearbild konfiguriert ist.
2. Das Nuklearbildsystem gemäß Anspruch 1, wobei das ursprüngliche Nuklearbild
zumindest ein Teilabbild einer abzubildenden Person erhält, das Nuklearbildsystem weiter umfassend: ein Lokalisierungsmodul (80), konfiguriert zum Lokalisieren zumindest einer
Referenzkörperstelle der abzubildenden Person (84) relativ zu dem
Bildkoordinatensystem.
3. Das Nuklearbildsystem gemäß Anspruch 2, wobei das Lokalisierungsmodul vorzugsweise zumindest eines der Folgenden umfasst: (i) ein an der abzubildenden Person (84) zu befestigendes Markierungselement (82), wobei das Nachführ-System (60) zum Erhalten von Markierungselement- Koordinaten konfiguriert ist, die eine Pose des Markierungselements (82) angeben;
(ii) eine Auflagefläche (86) mit Gewichtssensoren, um eine Gewichtsverteilung abzubildenden Person (84) zu ermitteln, wenn die Person auf der Auflagefläche aufliegt;
(iii) ein Oberflächen-Bestimmungs-System zum Lokalisieren einer
Körperoberfläche der abzubildenden Person;
(iv) ein Bildauswertungs-System zum Auswerten zumindest eines markanten
Merkmals in dem Nuklearbild oder in einem zusätzlichen Bild.
4. Das Nuklearbildsystem gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das
Bildaktualisierungs-Modul (20) umfasst: eine Bildvariierungsfunktion (22) zum Variieren des Nuklearbilds; und ein Bildqualitäts-Funktional (24) zum Errechnen eines Bildqualitätswerts aus den Nuklear Strahlung s werten und dem variierten Nuklearbild, wobei das Bildaktualisierungs-Modul (20) zum iterativen Variieren des Nuklearbilds mittels der Bildvariierungsfunktion (22) konfiguriert ist, so dass das Bildaktualisierungs-Modul das Nuklearbild in einer Mehrzahl von Iterationen so berechnet, dass sich das Nuklearbild schrittweise an einen Extremalwert des Bildqualitäts-Funktionals annähert, und zum Ausgeben des aus dem Berechnen resultierenden Nuklearbilds als das aktualisierte Nuklearbild (18).
5. Das Nuklearbildsystem gemäß Anspruch 4, wobei das Bildqualitäts-Funktional (24)
operativ mit dem Lokalisierungsmodul (80) zum Empfangen von Lokalisierungsdaten der Referenzkörperstelle verbunden ist, und zum Errechnen des Bildqualitätswerts in Abhängigkeit der Lokalisierungsdaten konfiguriert ist.
6. Das Nuklearbildsystem gemäß einem der Ansprüche 4 bis 5, wobei die Bildvariierungsfunktion (22) zum Segmentieren von Teilvolumina des Nuklearbilds und zum Manipulieren der Teilvolumina in dem Nuklearbild konfiguriert ist.
7. Das Nuklearbildsystem gemäß einem der Ansprüche 4 bis 6, wobei das Bildqualitäts-Funktional einen Konsistenzterm und einen Regularisierungsterm enthält, wobei der Fehlerterm von dem variierten Nuklearbild, den
Nuklearstrahlungswerten und den Detektor- Koordinaten abhängt und eine Konsistenz zwischen dem variierten Nuklearbild und den Nuklearstrahlungswerten ausdrückt; und wobei der Regularisierungsterm zumindest von dem variierten Nuklearbild abhängt.
8. Das Nuklearbildsystem gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der
Nuklear Strahlung s -Detektor ein Detektor der Dimension 0, 1 oder 2 ist.
9. Ein Verfahren zum Aktualisieren eines ursprünglichen Nuklearbilds, das Verfahren
umfassend:
Erhalten (S2, S3) des ursprünglichen Nuklearbilds als dreidimensionales Nuklearbild;
Danach, Messen (S4) von nuklearer Strahlung mit Hilfe eines entlang eines frei veränderlichen Pfads beweglichen Nuklearstrahlungs-Detektors, um
Nuklear Strahlung s werte zu erhalten,
Nachführen des Nuklearstrahlungs-Detektors während des Messens der nuklearen Strahlung, so dass Detektor-Koordinaten erhalten werden, die eine Pose des
nachgeführten Nuklearstrahlungs-Detektors in einem Referenzkoordinatensystems angeben;
Zuordnen (S5) der Nuklearstrahlungswerte zu jeweiligen der Detektor- Koordinaten;
Erzeugen (S6) eines aktualisierten dreidimensionalen Nuklearbilds durch Anwenden einer Aktualisierungs- Vorschrift auf das ursprüngliche Nuklearbild, wobei die
Aktualisierungs-Vorschrift das ursprüngliche Nuklearbild in Abhängigkeit der
Nuklearstrahlungswerte und der Detektor-Koordinaten verändert.
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9561019B2 (en) 2012-03-07 2017-02-07 Ziteo, Inc. Methods and systems for tracking and guiding sensors and instruments
US10617401B2 (en) 2014-11-14 2020-04-14 Ziteo, Inc. Systems for localization of targets inside a body
US11883214B2 (en) 2019-04-09 2024-01-30 Ziteo, Inc. Methods and systems for high performance and versatile molecular imaging

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5437997B2 (ja) * 2007-05-24 2014-03-12 サージックアイ ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング 放射性イメージングのための画像生成装置および方法
DE102011053708A1 (de) * 2011-09-16 2013-03-21 Surgiceye Gmbh Nuklearbildsystem und verfahren zum aktualisieren eines ursprünglichen nuklearbilds
DE102012111386A1 (de) 2012-11-23 2014-05-28 Surgiceye Gmbh Hybrides Bildgebungssystem für intraoperative, interventionelle und diagnostische Anwendungen
DE102013217944A1 (de) * 2013-09-09 2015-03-12 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Nachführung eines Röntgendetektors und Röntgengerät mit einer Röntgenquelle und einem Röntgendetektor
DE102014108055A1 (de) 2014-06-06 2015-12-17 Surgiceye Gmbh Vorrichtung zum Detektieren einer nuklearen Strahlungsverteilung
EP3174466B1 (de) 2014-07-30 2020-06-17 Navix International Limited Sondenlokalisierung
JP6744123B2 (ja) * 2016-04-26 2020-08-19 株式会社日立製作所 動体追跡装置および放射線照射システム
GB201611506D0 (en) * 2016-06-30 2016-08-17 Create Tech Ltd Radiation imaging apparatus
CN113164206A (zh) * 2018-11-18 2021-07-23 特瑞格医学有限公司 用于成像装置的空间配准方法

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8565860B2 (en) * 2000-08-21 2013-10-22 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system
US7826889B2 (en) * 2000-08-21 2010-11-02 Spectrum Dynamics Llc Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
US8909325B2 (en) * 2000-08-21 2014-12-09 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
US7750311B2 (en) 2005-02-25 2010-07-06 Intramedical Imaging, Llc Positron emission detectors and configurations
US20090259123A1 (en) * 2006-05-16 2009-10-15 Surgiceye Gmbh Method and device for 3d acquisition, 3d visualization and computer guided surgery using nuclear probes
JP5437997B2 (ja) * 2007-05-24 2014-03-12 サージックアイ ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング 放射性イメージングのための画像生成装置および方法
US8314380B2 (en) 2008-09-11 2012-11-20 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. On-line TOF-PET mashed rebinning for continuous bed motion acquisitions
DE102009042712B4 (de) 2009-09-23 2015-02-19 Surgiceye Gmbh Wiedergabesystem und Verfahren zum Wiedergeben einer Operations-Umgebung
DE102010017543A1 (de) 2010-06-23 2011-12-29 Surgiceye Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur kombinierten optischen und nuklearen Bilderfassung
US20120018641A1 (en) 2010-07-22 2012-01-26 Fujifilm Corporation Radiation image capturing device, radiation image capturing system, and radiation image capturing method
DE102011053708A1 (de) * 2011-09-16 2013-03-21 Surgiceye Gmbh Nuklearbildsystem und verfahren zum aktualisieren eines ursprünglichen nuklearbilds

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
None *
See also references of WO2013038011A1 *

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9561019B2 (en) 2012-03-07 2017-02-07 Ziteo, Inc. Methods and systems for tracking and guiding sensors and instruments
US10426350B2 (en) 2012-03-07 2019-10-01 Ziteo, Inc. Methods and systems for tracking and guiding sensors and instruments
US11678804B2 (en) 2012-03-07 2023-06-20 Ziteo, Inc. Methods and systems for tracking and guiding sensors and instruments
US10617401B2 (en) 2014-11-14 2020-04-14 Ziteo, Inc. Systems for localization of targets inside a body
US11464503B2 (en) 2014-11-14 2022-10-11 Ziteo, Inc. Methods and systems for localization of targets inside a body
US11883214B2 (en) 2019-04-09 2024-01-30 Ziteo, Inc. Methods and systems for high performance and versatile molecular imaging

Also Published As

Publication number Publication date
WO2013038011A1 (de) 2013-03-21
DE102011053708A1 (de) 2013-03-21
US9286732B2 (en) 2016-03-15
JP2014530348A (ja) 2014-11-17
US20140369560A1 (en) 2014-12-18

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