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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung von potentiellen Perfusionsdefekten in einem definierten durchbluteten Gewebebereich eines Untersuchungsobjekts auf Basis zumindest eines den Gewebebereich umfassenden Hochenergie-Bilddatensatzes und zumindest eines den Gewebebereich umfassenden Niedrigenergie-Bilddatensatzes. Unter einem „Perfusionsdefekt“ ist hierbei ein Teilgewebebereich eines durchbluteten Gewebebereichs eines Untersuchungsobjekts zu verstehen, der aufgrund pathologischer Ursachen, d. h. fehlerhaft, nicht oder nicht ausreichend durchblutet wird. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine Bildanalyseeinrichtung zur Bestimmung von potentiellen Perfusionsdefekten sowie ein Computertomographiesystem mit einer solchen Bildanalyseeinrichtung.
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Bei vielen kardiologischen Fragestellungen ist die ortsaufgelöste Darstellung der Blutversorgung des Myokards durch medizintechnische Bildgebungsverfahren ein wichtiges Werkzeug zur Diagnoseunterstützung. Ein typisches Anwendungsbeispiel ist die weitergehende Auswirkungsprüfung von Stenosen in den Koronararterien, die beispielsweise zuvor in einer kardiologischen Computertomographieuntersuchung festgestellt wurden. Um die Prognose des Patienten richtig einschätzen zu können, ist es sinnvoll, solche Stenosen auf ihre hämodynamische Relevanz zu untersuchen. Hierbei ist die Frage zu klären, ob sich in Ruhe und/oder unter Belastung durch eine Stenose die Blutversorgung des Myokards verringert und das Myokard dadurch unterversorgt ist oder ob eine noch ausreichende Blutversorgung vorliegt.
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Üblicherweise werden derzeit solche Perfusionsmessungen zur Untersuchung der Blutversorgung des Myokards mit Magnetresonanztomographieverfahren (sog. „MR-Perfusionsuntersuchungen“) oder mit nuklearmedizinischen Techniken, wie z.B. SPECT, durchgeführt. MR-Perfusionsuntersuchungen sind jedoch nur in spezialisierten Zentren verfügbar und zudem sehr komplex und kostenintensiv. Nuklearmedizinische Techniken wie SPECT leiden an geringer räumlicher Auflösung der Darstellung. Zudem produzieren sie oft indifferente oder falsch positive Befunde. Alternativ lässt sich eine Aussage über die hämodynamische Relevanz von Stenosen auch durch die Auswertung des sog. „Fractional Flow Reserve“ treffen. Hierbei wird im Rahmen von katheter-angiographischen Untersuchungen der Druck hinter der Stenose und vor der Stenose ermittelt und daraus das Druckverhältnis (die Fractional Flow Reserve) berechnet. Derartige Untersuchungen haben den Nachteil, dass es sich um invasive Verfahren handelt.
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Grundsätzlich lassen sich auch mit computertomographischen Methoden Aussagen über die Blutversorgung des Myokards treffen. Hierzu könnte beispielsweise nach Injektion eines, z. B. jodhaltigen, Kontrastmittels das Herz mit einem üblichen Herz-Computertomographieprotokoll untersucht werden. Unter einem Computertomographieprotokoll ist, auch im Sinne der vorliegenden Erfindung, eine Ansammlung von Steuerbefehlen zu verstehen, gemäß denen das Computertomographiesystem (im folgenden „CT-System“) während der Messung nach dem Start automatisch gesteuert wird, entsprechende Protokolle bzw. Messprotokolle sind dem Fachmann bekannt. Um die lokale Blutversorgung des Myokards zu untersuchen, können in den CT-Bildern die CT-Werte der Bildpixel des Myokards ausgewertet werden, beispielsweise durch visuelle Sichtung oder durch geeignete Softwareverfahren. Bei einem gesunden Myokard ist davon auszugehen, dass das Kontrastmittel gleichmäßig im Myokard verteilt ist und damit alle Bildpixel des Myokards gleichmäßig im CT-Wert angehoben sind. Bereiche im Myokard, deren Bildpixel niedrigere CT-Werte als das umgebende Myokard aufweisen, könnten dann als Bereiche mit verminderter Kontrastmittelaufnahme und somit als Zonen verminderter Blutversorgung, d. h. als Perfusionsdefekte, interpretiert werden. Ungünstigerweise kann jedoch eine lokale relative Erniedrigung der CT-Werte im Myokard auch andere Ursachen als eine verringerte Kontrastmittelaufnahme haben, z. B. einen lokal erhöhten Fettgehalt des Myokards. Mit dieser Untersuchungstechnik kann also eine relative Erniedrigung der CT-Werte aus anderen Ursachen nicht von einem tatsächlichen Perfusionsdefekt unterschieden werden.
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Eine Möglichkeit, dieses Problem zu lösen, bestünde darin, die Herz-CT-Kontrastmittelaufnahmen mit einem sog. Dual-Energy-Verfahren durchzuführen. Hierbei werden die Aufnahmen des interessierenden Gewebebereichs, d. h. bei einer Myokarduntersuchung des Herzens, mit zwei verschiedenen Röntgenspektren untersucht und so wird ein CT-Rohdatensatz bei zumindest einer ersten Röntgenstrahlungsenergie bzw. mit einem ersten Röntgenstrahlungsspektrum und ein zweiter CT-Rohdatensatz bei einer zweiten Energie aufgenommen. Ebenso kann auch ein Multi-Energy-Verfahren (Mehr-Energien-Verfahren) verwendet werden, bei dem noch weitere Bilddatensätze mit wieder anderen Energien aufgenommen werden. Aus den verschiedenen CT-Rohdatensätzen werden mehrere unterschiedliche Bilddatensätze rekonstruiert, die die CT-Werte der abgebildeten Gewebebereiche und des Kontrastmittels bei den unterschiedlichen Röntgenspektren wiedergeben. Während Fett und Weichgewebe sehr ähnliche CT-Werte bei unterschiedlichen Röntgenspektren aufweisen, erhöht sich der CT-Wert der meisten Kontrastmittel, insbesondere Jod, signifikant mit abnehmender Röntgenenergie. Aufgrund dieser starken Veränderung des CT-Werts in Abhängigkeit von unterschiedlichen Röntgenspektren ist es möglich, den Kontrastmittelgehalt pro Bildpixel quantitativ zu bestimmen und in einem sog. virtuellen Kontrastmittelbild darzustellen. In einem virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatz lässt sich folglich der Kontrastmittelgehalt jedes einzelnen Bildpixels im Myokard als Maß für die lokale Blutversorgung quantitativ angeben. Auf diese Weise können Bereiche im Myokard, in denen aufgrund eines Perfusionsdefekts weniger Kontrastmittel aufgenommen wurde, leicht und mit hoher Sensitivität festgestellt werden. Allerdings ist jedoch eine Auswertung der Bilder nach einem solchen Verfahren relativ stark artefaktbehaftet. Durch oft nicht vermeidbare hohe Kontrastmittelkonzentrationen, z. B. im rechten Ventrikel des Herzens, entstehen in einem solchen Kontrastmittel-Bilddatensatz Artefakte, die eine lokal geringere Jodkonzentration im Myokard und damit einen Perfusionsdefekt vortäuschen können. Auch durch andere Inkonsistenzen zwischen den mit verschiedenen Röntgenspektren aufgenommenen CT-Bildern, wie z. B. einer Strahlaufhärtung, können bei der Berechnung des Kontrastmittelgehalts/Pixel Artefakte entstehen, die als Abdunklung im Kontrastmittelbild Perfusionsdefekte im Myokard vortäuschen.
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Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein verbessertes Verfahren sowie eine verbesserte Bildanalyseeinrichtung zur Bestimmung von potentiellen Perfusionsdefekten bereitzustellen.
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Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 sowie eine Bildanalyseeinrichtung gemäß Patentanspruch 11 gelöst.
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Das erfindungsgemäße Verfahren zur Bestimmung von potentiellen Perfusionsdefekten in einem definierten durchbluteten Gewebebereich eines Untersuchungsobjekts auf Basis eines den Gewebebereich umfassenden, d. h. den Gewebebereich in den Bilddaten wiedergebenden, Hochenergie-Bilddatensatzes und eines den Gewebebereich umfassenden Niedrigenergie-Bilddatensatzes weist zumindest folgende Schritte auf:
Es wird ein virtueller Kontrastmittel-Bilddatensatz auf Basis des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes ermittelt. Die Erstellung eines virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes kann mit einem herkömmlichen Verfahren erfolgen, beispielsweise einem der Verfahren, wie sie in der
DE 10 2006 009 222 B4 beschrieben werden.
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Innerhalb des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes werden erste Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche detektiert.
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Außerdem werden innerhalb eines auf dem Hochenergie-Bilddatensatz und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz basierenden weiteren Bilddatensatz zweite Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche detektiert. Bei diesem weiteren Bilddatensatz kann es sich beispielsweise um den Hochenergie-Bilddatensatz oder den Niedrigenergie-Bilddatensatz selber handeln. Vorzugsweise handelt es sich aber um ein Mischbild, welches beispielsweise durch bildpunktweise gewichtete Addition bzw. Subtraktion aus dem Hochenergie-Bilddatensatz und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz erstellt wurde.
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Unter einem Bilddatensatz ist im Rahmen der Erfindung beispielsweise ein Schichtstapel von mehreren Bildern zu verstehen, die ein bestimmtes Volumen, beispielsweise einen kompletten Herzmuskel oder einen interessierenden Teil des Herzmuskels, abdecken. Anstelle eines Schichtstapels kann es sich selbstverständlich auch um einen Volumendatensatz handeln, beispielsweise um eine einzige 3D-Bilddatei, in der zu einem bestimmten Zeitpunkt für jeden Voxel ein CT-Wert hinterlegt ist. Grundsätzlich kann es sich bei einem Bilddatensatz aber auch um einen zeitabhängigen Bilddatensatz, beispielsweise eine zweidimensionale Serie von Bildern ein- und derselben Schicht, welche die zeitliche Veränderung der Schicht zeigt, oder einen vierdimensionalen Bilddatensatz handeln, der z.B. die zeitliche Veränderung eines kompletten Volumens, beispielsweise wieder in Form mehrerer Schichtstapel, erfasst.
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Außerdem erfolgt im Rahmen der Erfindung ein Vergleich der ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche mit den zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen und die Bestimmung, d. h. eine Identifizierung, von potentiellen Perfusionsdefekten auf Basis dieses Vergleichs. Mit anderen Worten, die Kandidaten-Perfusionsdefekte in den beiden verschiedenen Bildern, nämlich einmal dem Kontrastmittel-Bilddatensatz und dem weiteren Bilddatensatz werden miteinander korreliert und dieses Korrelationsergebnis wird zur Bestimmung der potentiellen Perfusionsdefekte herangezogen.
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Auf diese Weise ist es möglich, die Vorteile der Detektion von möglichen Perfusionsdefekten in einem Kontrastmittel-Bilddatensatz und die Vorteile der Detektion von Perfusionsdefekten in einem „normalen“ Single-Energy-CT-Bilddatensatz, wie er nur mit einer Energie aufgenommen würde, synergetisch zu kombinieren und damit die Nachteile beider Verfahren zu vermeiden. Das Ergebnis kann hierdurch erheblich verbessert werden, da falsch positive Befunde mit erheblich größerer Sicherheit vermieden werden können. Dennoch ist ein solches Verfahren gegenüber einer einfachen Auswertung einer Dual-Energy-Methode nur mit geringem Mehraufwand verbunden. Zusätzliche Aufnahmen und somit eine höhere Belastung des Patienten sind hierbei nicht erforderlich.
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Es wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass die Schritte nicht in der oben angegebenen Reihenfolge nacheinander oder getrennt durchgeführt werden müssen. So ist es durchaus möglich, dass nach Erstellung des Kontrastmittel-Bilddatensatzes die Detektion der ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche und/oder der zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche in anderer Reihenfolge oder gleichzeitig durchgeführt werden kann. Ebenso kann der Vergleich der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche und die darauf basierende Bestimmung von potentiellen Perfusionsdefekten gleichzeitig mit der Detektion der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche innerhalb des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes und/oder des weiteren Bilddatensatzes durchgeführt werden.
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Wie nachfolgend noch erläutert wird, ist es je nach genauer Ausgestaltung des Verfahrens vorzugsweise möglich, die Bestimmung der potentiellen Perfusionsdefekte in den Bilddatensätzen vollautomatisch durchzuführen, so dass beispielsweise am Ende des Verfahrens einem Bediener, beispielsweise einem Mediziner, die potentiellen Perfusionsdefekte in einem Bilddatensatz angezeigt werden und er diese dann nur bestätigen bzw. in genauerer Weise befunden oder zurückweisen kann. Ebenso sind aber auch halbautomatische Verfahren denkbar, bei denen ein Bediener bei der Detektion der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche und dem Vergleich durch eine entsprechend ausgestaltete Bildanalyseeinrichtung unterstützt werden kann.
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Eine erfindungsgemäße Bildanalyseeinrichtung zur Durchführung eines solchen Verfahrens benötigt zumindest folgende Komponenten:
Eine Bilddatensatz-Schnittstelle zum Einlesen zumindest eines den Gewebebereich des Untersuchungsobjekts umfassenden Hochenergie-Bilddatensatzes und zumindest eines den Gewebebereich des Untersuchungsobjekts umfassenden Niedrigenergie-Bilddatensatzes. Dieser Hochenergie-Bilddatensatz und dieser Niedrigenergie-Bilddatensatz können zu einem beliebigen Zeitpunkt vorher mittels Röntgenstrahlmessungen, vorzugsweise Computertomographiemessungen, mit unterschiedlichen Röntgenstrahlungsenergien nach einer Kontrastmittelgabe erzeugt worden sein. Eine „Röntgenstrahlungsenergie“ wird bei solchen Messungen in der Regel durch einen definierten Wert angegeben, beispielsweise durch die Röntgenröhrenspannung (d. h. die Abzugsspannung für die Elektronen), auch wenn eine Röntgenstrahlungsenergie keinem diskreten Wert entspricht, sondern naturgemäß immer ein Energiespektrum mit einer gewissen Bandbreite um den angegebenen Wert umfasst. Typische Röntgenstrahlungsenergien für eine Computertomographie-Dual-Energy-Messung liegen bei 80 keV für den Niedrigenergie-Bilddatensatz und 140 keV für den Hochenergie-Bilddatensatz.
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Weiterhin benötigt die Bildanalyseeinrichtung eine Kontrastmittelbild-Ermittlungseinheit, welche ausgebildet ist, um einen virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatz auf Basis des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes zu ermitteln. Außerdem muss die Bildanalyseeinrichtung eine Perfusionsdefekt-Bestimmungseinheit aufweisen, welche ausgebildet ist, um erste Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche innerhalb des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes zu detektieren, zweite Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche innerhalb eines auf dem Hochenergie-Bilddatensatz und/oder dem Niedrigenergie-Bilddatensatz basierenden weiteren Bilddatensatzes zu detektieren, und um auf Basis eines Vergleichs der ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche mit den zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen potentielle Perfusionsdefekte zu bestimmen.
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Sofern der weitere Bilddatensatz ein Mischbild aus dem Hochenergie-Bilddatensatz und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz ist, weist die Bildanalyseeinrichtung vorteilhafterweise eine entsprechende Mischbild-Ermittlungseinheit auf, die ausgebildet ist, um ein Mischbild auf Basis des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes zu ermitteln. Ein solches Mischbild kann beispielsweise so berechnet werden, dass es einem üblichen Single-Energy-CT-Bilddatensatz entspricht, der z. B. bei einer typischen Röntgenenergie von 120 keV aufgenommen wurde. Dies hat den Vorteil, dass für die Analyse dieses Bilddatensatzes, beispielsweise für eine spätere Segmentierung, zumindest teilweise auf bereits existierende Analyse-Softwarekomponenten zurückgegriffen werden kann, die in der Regel auf solche Röntgenenergien abgestimmt sind.
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Eine solche Bildanalyseeinrichtung kann Teil eines Computertomographiesystems sein, d. h. sie kann beispielsweise auf einem Steuer- oder Auswerterechner des Computertomographiesystems installiert sein. Dementsprechend gehört zur Erfindung auch ein Computertomographiesystem, vorzugsweise ein Dual-Source-Computertomographiesystem oder Multi-Source-Computertomographiesystem, mit einer derartigen Bildanalyseeinrichtung. Grundsätzlich kann eine solche Bildanalyseeinrichtung aber auch auf einer eigenständigen Rechnereinheit wie z. B. einer reinen Auswertungseinheit eines radiologischen Netzwerks oder dergl. realisiert sein, die beispielsweise mit einem Computertomographiesystem zur Datenübernahme verbunden ist oder in sonstiger Weise mit entsprechenden Daten versorgt werden kann.
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Insbesondere können die Kontrastmittelbild-Ermittlungseinheit und die Perfusionsdefekt-Bestimmungseinheit jeweils als Softwaremodule auf einem geeigneten Rechner mit entsprechenden Speichermöglichkeiten realisiert sein. Auch die Bilddatensatz-Schnittstelle kann in Form von reiner Software realisiert sein, sofern nur eine Übernahme der Hochenergie- und Niedrigenergie-Bilddatensätze aus anderen Programmeinheiten erforderlich ist. Grundsätzlich kann die Bilddatensatz-Schnittstelle aber auch als kombinierte Hardware-/Software-Schnittstelle realisiert sein, um eine externe Übernahme von anderen Geräten zu realisieren. Die Erfindung umfasst somit auch ein Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer derartigen Bildanalyseeinrichtung ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens durchzuführen. Eine solche softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon existierende Bildanalyseeinrichtungen, die zur Analyse entsprechender Bilddaten verwendet werden (beispielsweise geeignete Steuereinrichtungen von Computertomographiesystemen), durch Implementierung des Programms in geeigneter Weise modifiziert werden können, um nach dem erfindungsgemäßen Verfahren zu arbeiten.
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Die abhängigen Ansprüche und die weitere Beschreibung enthalten besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung. Dabei können insbesondere die Ansprüche einer Kategorie auch analog den Ansprüchen einer anderen Kategorie weitergebildet sein.
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Vorzugsweise wird im Rahmen des Verfahrens ein Teilbereich des zu untersuchenden definierten Gewebebereichs nur dann als potentieller Perfusionsdefekt bestimmt, wenn dieser Teilbereich sowohl im virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatz als auch im weiteren Bilddatensatz als Kandidaten-Perfusionsdefektbereich detektiert wird. Auf diese Weise können die bei den eingangs genannten Verfahren mit hohem Risiko auftretenden falsch positiven Befunde relativ sicher vermieden werden. In Bereichen, in denen beispielsweise der Kontrastmittel-Bilddatensatz eine verminderte Kontrastmittelaufnahme suggeriert, aber die relativen CT-Werte des weiteren Bilddatesatzes, der einem mit Single-Energy-Technik aufgenommenen Bilddatensatz entspricht, nicht erniedrigt sind, ist mit hoher Wahrscheinlichkeit davon auszugehen, dass es sich um Artefakte handelt, die durch die Dual-Energy-Auswertung hervorgerufen wurden. Umgekehrt ist bei Bereichen, in denen die im Vergleich zur Umgebung erniedrigten CT-Werte des weiteren Bildes einen Perfusionsdefekt suggerieren, die Kontrastmittelbilder aber keine verringerte Kontrastmittelaufnahme anzeigen, mit hoher Wahrscheinlichkeit davon auszugehen, dass es sich hierbei um andere Gewebeänderungen im Myokard, z. B. lokale Fetteinlagerungen, handelt. Weil nämlich im virtuellen Kontrastmittel-Bilddatesatz der tatsächliche Kontrastmittelgehalt pro Bildpunkt (Pixel bzw. Voxel) angezeigt wird, ist der Kontrastmittel-Bilddatensatz nämlich nicht auf Änderungen der Gewebezusammensetzung des Myokards wie z. B. einem erhöhten Fettanteil empfindlich. Das heißt, durch einen erhöhten Fettanteil können im Kontrastmittel-Bilddatensatz keine Perfusionsdefekte vorgetäuscht werden.
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Hierbei ist es insbesondere von Vorteil, wenn die Detektion der ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche innerhalb des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes und die Detektion der zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche innerhalb des weiteren Bilddatensatzes völlig unabhängig, d. h. unbeeinflusst, voneinander erfolgen. Andererseits kann es aber zur Beschleunigung des Verfahrens auch möglich sein, dass zunächst nur im virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatz die ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche ermittelt werden und diese dann verwendet werden, um im weiteren Bilddatensatz gezielt an den entsprechenden Stellen nach zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen zu suchen oder umgekehrt zunächst nur die zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche im weiteren Bilddatensatz zu ermitteln und auf deren Basis dann nach den ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen innerhalb des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes zu suchen.
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Grundsätzlich kann die Detektion der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche auch visuell in den jeweiligen Bilddatensätzen erfolgen, indem die Bilddatensätze auf einem Ausgabegerät einem Bediener angezeigt werden. Vorzugsweise wird aber die Detektion der ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche innerhalb des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes und/oder die Detektion der zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche innerhalb des weiteren Bilddatensatzes automatisch durchgeführt.
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Hierzu bietet sich vorzugsweise an, die Bildpunkte, die einem potentiellen Perfusionsdefekt bzw. einem Kandidaten-Perfusionsdefektbereich zugeordnet werden könnten, mit Hilfe einer Schwellenwertanalyse zu identifizieren. Beispielsweise kann für den Kontrastmittel-Bilddatensatz ein bestimmter Kontrastmittelwert als Schwellenwert gesetzt werden und bei Unterschreiten dieses Kontrastmittelwerts an einem bestimmten Pixel oder Voxel wird dieser als nicht ausreichend durchblutet und somit zu einem potentiellen Perfusionsdefekt gehörend ermittelt. Hierbei können vorzugsweise weitere Gesichtspunkte berücksichtigt werden, beispielsweise dass mehrere solcher Bildpunkte mit unter dem Schwellenwert liegenden Werten nebeneinander liegen müssen, damit ein möglicher Perfusionsdefekt in Betracht gezogen wird. In ähnlicher Weise kann ein Schwellen- oder Grenzwert für den weiteren Bilddatensatz gesetzt werden. Liegt der CT-Wert unterhalb dieses Schwellenwertes, so wird der entsprechende Pixel auch hier als möglicher Pixel eines potentiellen Perfusionsdefekts bzw. Kandidaten-Perfusionsdefektbereichs angesehen.
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Für einen späteren Vergleich der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche können diese auch zuvor innerhalb der jeweiligen Bilder segmentiert werden. Geeignete Segmentierungsverfahren, um bestimmte Bereiche aus den Bilddatensätzen „auszuschneiden“ bzw. in sonstiger Weise zu isolieren, wie beispielsweise Region-Growing-Verfahren etc., sind dem Fachmann bekannt. Hierzu sollte die Bildanalyseeinrichtung vorzugsweise eine geeignete Segmentierungseinheit, beispielsweise in Form eines Softwaremoduls, aufweisen.
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Zum Vergleich können Bilddaten des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes und entsprechende Bilddaten des weiteren Bilddatensatzes gleichzeitig, vorzugsweise einander überlagert, auf einer Anzeigeeinrichtung ausgegeben, d. h. dargestellt werden. Eine solche gleichzeitige Darstellung der Bilddaten ist – ebenso wie ein automatischer Vergleich bzw. eine automatische Korrelation – bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ohne aufwändige zusätzliche Registrierung der Bilddatensätze aufeinander möglich, da ja sowohl der virtuelle Kontrastmittel-Bilddatensatz als auch der weitere Bilddatensatz auf dem gleichen Hochenergie-Bilddatensatz und Niedrigenergie-Bilddatensatz beruhen. Lediglich bei der Erstellung des virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatzes bzw. bei der Erzeugung des weiteren Bilddatensatzes müssen der Hochenergie-Bilddatensatz und der Niedrigenergie-Bilddatensatz je nach Art der Erstellung der Datensätze eventuell in geeigneter Weise aufeinander registriert werden. Hierzu sind dem Fachmann aber geeignete Verfahren hinreichend bekannt.
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Bei der Überlagerung oder parallelen Darstellung kann es sich jeweils um die vollständigen Bilddatensätze oder um Teil-Bilddatensätze handeln, soweit sie Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche umfassen, oder auch nur um die bereits detektierten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche. Durch eine solche optische gleichzeitige Darstellung, insbesondere eine Überlagerung, ist ein visueller Vergleich und somit eine Bestimmung von potentiellen Perfusionsdefekten aber auch eine Verifizierung oder Zurückweisung von bereits automatisch bestimmten Perfusionsdefekten leicht möglich.
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Eine automatische Bestimmung von Perfusionsdefekten auf Basis von zuvor automatisch ermittelten ersten und zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen ist beispielsweise möglich, indem die ermittelten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche in den Bilddatensätzen markiert werden und die Bilddatensätze dann automatisch (virtuell) überlagert und die markierten Bereiche auf übereinstimmende Markierungen untersucht werden. Die Übereinstimmung kann beispielsweise in Abhängigkeit davon bewertet werden, wie viele Pixel in einem bestimmten zusammenhängenden Gebiet in beiden Bilddatensätzen markiert sind. Ebenso können die Markierungen z.B. auch mit geeigneten Zahlenwerten gekoppelt sein und im Rahmen der Bestimmung der Perfusionsdefekte werden die Zahlenwerte der einzelnen Pixel aufaddiert und wiederum mit einem Schwellenwert verglichen. Pixel, die dann oberhalb dieses Schwellenwerts liegen, werden für einen potentiellen Perfusionsdefekt hinsichtlich weiterer Kriterien in der Nachbarschaft analysiert. Gibt es beispielsweise eine ausreichende Anzahl von zusammenhängenden Pixeln, die oberhalb des Schwellenwerts liegen, so sind diese einem potentiellen Perfusionsdefekt zuzuordnen.
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Bei einem alternativen Verfahren werden beispielsweise nur in einem der Bilddatensätze vorab die Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche detektiert und automatisch segmentiert und dann die segmentierten Bereiche dem anderen Bilddatensatz überlagert, so dass die Ermittlung der weiteren Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche sowie ein Vergleich der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche und die Bestimmung der potentiellen Perfusionsdefekte möglicherweise in einem Vorgang durchgeführt werden können.
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Bei der überlagerten Ausgabe werden vorzugsweise wieder bereits detektierte erste Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche und/oder bereits detektierte zweite Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche in geeigneter Weise markiert, d. h. anders als das umliegende Gewebe dargestellt, vorzugsweise durch eine passende Farbkodierung. Eine solche Markierung ist unabhängig davon möglich, ob die Bilddatensätze insgesamt überlagert werden oder ob beispielsweise nur bereits segmentierte Bereiche einem anderen Bilddatensatz überlagert werden.
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Das Verfahren ist insbesondere gut zur Ermittlung von Perfusionsdefekten im Myokard geeignet, d. h. der definierte Gewebebereich ist vorzugsweise ein Myokard-Gewebebereich. Wie eingangs erläutert, treten gerade in diesen Bereich besondere Probleme auf, so dass dort das Verfahren besonders nutzbringend angewendet werden kann. Grundsätzlich ist die Erfindung aber nicht auf die Anwendung an Myokard-Untersuchungen beschränkt, sondern es können grundsätzlich hiermit Gewebe in allen Körperbereichen untersucht werden, in denen eine verminderte Kontrastmittelkonzentration im Kontrastmittelbild als verringertes lokales Blutvolumen identifiziert werden kann.
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Die Messungen können sowohl in Ruhe als auch unter Belastung, z. B. hervorgerufen durch die Gabe von Adenosin oder Ähnlichem, durchgeführt werden. Auf diese Weise können damit sowohl irreversible Perfusionsdefekte, die in Ruhe und unter Belastung vorhanden sind, als auch reversible Perfusionsdefekte, die nur unter Belastung entstehen, detektiert werden.
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Bei einer bevorzugten Variante erfolgt die Messung zu einem Zeitpunkt nach einer Kontrastmittelgabe, indem die Koronararterien besonders gut kontrastiert sind und damit auch das Myokard durch das Kontrastmittel in seinem CT-Wert leicht angehoben wird. Solche Untersuchungen werden als „First-Pass-Enhancement“-Untersuchungen bezeichnet. Dies ist möglich, indem z. B. nach einer automatischen Injektion des Kontrastmittels das Herz mit einem üblichen Herz-CT-Dual-Energy-Protokoll untersucht wird, wobei z. B. bevorzugt ein EKG-getriggertes sequenzielles Protokoll oder ein EKG-gegatetes Spiralprotokoll verwendet wird. Dabei wird die Untersuchung durch Analyse eines Test-Bolus oder durch übliche Bolus-Trigger-Verfahren so gesteuert, dass der Start möglichst genau zum „First-Pass-Enhancement“-Zeitpunkt erfolgt. Alternativ oder zusätzlich ist es auch möglich, das Late-Enhancement auszuwerten, bei dem mit der Aufnahme der CT-Bilder mehrere Minuten nach einer Injektion des Kontrastmittels gewartet wird.
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Prinzipiell können zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ein Niedrigenergie-Bilddatensatz und ein Hochenergie-Bilddatensatz übernommen werden, die zu einem beliebigen Zeitpunkt zuvor an einem Computertomographen gemessen wurden. Ebenso können auch ein bereits gemessener Niedrigenergie-Projektionsdatensatz und ein Hochenergie-Projektionsdatensatz übernommen werden und im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens werden daraus die Bilddatensätze rekonstruiert. Die Übernahme der Daten kann dabei beispielsweise über ein Netzwerk erfolgen.
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Bei einer Variante umfasst jedoch das erfindungsgemäße Verfahren selber die Aufnahmen des den Gewebebereich des Untersuchungsobjekts umfassenden Hochenergie-Bilddatensatzes und des den Gewebebereich des Untersuchungsobjekts umfassenden Niedrigenergie-Bilddatensatzes mittels Röntgenstrahlungsmessung mit unterschiedlichen Röntgenstrahlungsenergien nach der Kontrastmittelgabe an das Untersuchungsobjekt. D. h. das komplette Verfahren wird mit der Messung gestartet und anschließend erfolgt unmittelbar auf Basis der Messdaten bzw. den daraus rekonstruierten Bilddaten, beispielsweise auf einer Steuereinrichtung des Computertomographen, die Bestimmung der potentiellen Perfusionsdefekte im definierten untersuchten Gewebebereich.
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Die Messungen mit den unterschiedlichen Energien erfolgen sinnvollerweise in einem kurzen zeitlichen Abstand, so dass zwischen dem Hochenergie-Bilddatensatz und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz keine signifikanten Bewegungen des Untersuchungsobjekts bzw. zumindest des aufzunehmenden Teils des Untersuchungsobjekts auftreten. Dabei wird z.B. unter einem kurzen zeitlichen Abstand ein Zeitraum verstanden, innerhalb dessen sich die Kontrastmittelkonzentration im Untersuchungsobjekt um maximal 5 % ändert. Zur Aufnahme des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes kann dabei im Prinzip ein beliebiges Computertomographiesystem verwendet werden. Eine kurze Zeitdauer zwischen der Messung des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes kann z. B. dann gewährleistet werden, wenn ein Computertomographiesystem eine Detektorbreite in Vorschubrichtung aufweist, die den ganzen definierten Gewebebereich, z. B. das komplette Herz, abdeckt.
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Besonders bevorzugt erfolgt jedoch die Aufnahme der zur Rekonstruktion des Hochenergie-Bilddatensatzes und des Niedrigenergie-Bilddatensatzes benötigten Rohdatensätze (Projektionsdatensätze) in einem Dual-Source-Computertomographen mit mindestens zwei Röntgenquellen, wobei die Röntgenquellen gleichzeitig Röntgenstrahlen unterschiedlicher Röntgenstrahlungsenergie abstrahlen. Die Röntgenstrahler sind meist um 90° winkelversetzt an der Gantry gemeinsam um die Tomographenlängsachse drehbar angeordnet, wobei eine erste der Röntgenquellen Röntgenstrahlen einer ersten Röntgenstrahlungsenergie und eine zweite der Röntgenquellen Röntgenstrahlen einer zweiten, von der ersten Röntgenstrahlungsenergie verschiedenen, Röntgenstrahlungsenergie abstrahlt. Als Ergebnis liegen nach der Rekonstruktion ein Hochenergie-Bilddatensatz und ein Niedrigenergie-Bilddatensatz vor, bei denen Differenzen aufgrund von Bewegungen des Untersuchungsobjekts nahezu ausgeschlossen sind, da die Registrierung der Bilddatensätze aufeinander bereits durch den Messvorgang selbst gegeben und perfekt ist. Prinzipiell ist, wie oben erwähnt, auch die Verwendung von mehr als zwei Röntgenquellen möglich.
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Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
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1 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Computertomographiesystems,
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2 ein Ablaufschema eines möglichen ersten Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens,
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3 ein Ablaufschema eines möglichen zweiten Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens.
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Bei den folgenden Beispielen wird davon ausgegangen, dass potentielle Perfusionsdefekte innerhalb eines Myokards des Patienten zu bestimmen sind. Dies schließt jedoch nicht aus, dass auch Perfusionsdefekte in anderen Geweben ermittelt werden können.
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In 1 ist schematisch ein Computertomographiesystem (CT-System) 1 mit einer erfindungsgemäßen Bildanalyseeinrichtung 30 dargestellt.
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Das CT-System 1 besteht hier im Wesentlichen aus einem üblichen Dual-Source-Scanner 11, in welchem an einer Gantry 10 zwei Datenakquisitionssysteme 5, 6 mit jeweils einer Röntgenquelle 15, 16 und jeweils einem der Röntgenquelle 15, 16 gegenüber liegenden Detektor 17, 18 um einen Messraum 3 umlaufen. Vor dem Scanner 11 befindet sich eine Patientenlagerungseinrichtung bzw. ein Patiententisch 4, dessen oberer Teil 2 mit einem darauf befindlichen Untersuchungsobjekt P, hier einem Patienten, relativ zum Scanner 11 entlang der z-Richtung, welche der Systemachse z längs durch den Messraum 3 entspricht, verschoben werden kann, um den Patienten P durch den Messraum 3 hindurch relativ zu den Datenakquisitionssystemen 5, 6 zu bewegen. Angesteuert werden der Scanner 11 und der Patiententisch 4 durch eine Steuereinrichtung 20, von der aus über eine übliche Steuerschnittstelle 23 Steuerdaten PS für die Tischpositionierung und Steuerdaten AS für die Datenakquisitionssysteme 5, 6 kommen, um das CT-System 1 gemäß vorgegebener Messprotokolle in der herkömmlichen Weise anzusteuern.
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Dabei ist es grundsätzlich möglich, gleichzeitig den Patienten entlang der z-Achse zu bewegen und die Röntgenquellen 15, 16 umlaufen zu lassen, so dass sich für die Röntgenquellen 15, 16 jeweils relativ zum Patienten P während der Messung eine Helixbahn ergibt. Damit werden Volumendaten vom Körper des Patienten aufgezeichnet. Bei einer anderen, sequenziellen Messmethode wird der Patient P jeweils schrittweise in z-Richtung fortbewegt und im Stillstand des Tisches laufen die Röntgenquellen 15, 16 jeweils um zumindest einen bestimmten Winkelumfang um (in der Regel mindestens 180°), um ausreichend Projektionen in einer bestimmten Schnittbildebene zu erzeugen. Bei dieser Variante werden also Volumendaten in Form von Schichtstapeln mit einzelnen Schichtbildern senkrecht zur Systemachse z erzeugt. Im Rahmen der Erfindung sind all diese Verfahren einsetzbar. Bei dem beschriebenen Dual-Source-Scanner 11 sind die beiden Röntgenquellen 15, 16 jeweils so eingestellt, dass sie mit unterschiedlichen Röntgenröhrenspannungen arbeiten und somit Röntgenstrahlung unterschiedlicher Energie abgeben. Auf diese Weise werden während einer Messung gleichzeitig zwei Projektionsdatensätze (im Folgenden „Rohdatensätze“) erzeugt, nämlich ein Niedrigenergie-Rohdatensatz NER und ein Hochenergie-Rohdatensatz HER.
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Es wird darauf hingewiesen, dass anstelle des in 1 dargestellten Systems auch ein beliebiges anderes Computertomographiesystem eingesetzt werden kann, um Rohdatensätze NER, HER für das erfindungsgemäße Verfahren zu erzeugen. Zum einen ist es möglich, Scanner mit nur einem Datenakquisitionssystem zu verwenden und in zwei kurz aufeinanderfolgenden Messungen jeweils die Röntgenröhrenspannung unterschiedlich einzustellen. Ebenso kann der Scanner anders aufgebaut sein und beispielsweise anstelle jeweils eines mit der Röntgenröhre auf der gegenüberliegende Seite mitlaufenden Detektors auch einen kreisförmigen Detektorring aufweisen, dessen Detektorelemente passend zur umlaufenden Röntgenquelle ausgelesen werden. Ebenso sind andere Bauartvarianten denkbar.
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Die so mittels der Datenakquisitionssysteme 5, 6 akquirierten Rohdatensätze NER, HER werden dann an die Steuereinrichtung 20 über eine Rohdatenschnittstelle 24 übergeben. In einer Rekonstruktionseinheit 25 werden aus dem Niedrigenergie-Rohdatensatz NER ein Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB und aus dem Hochenergie-Rohdatensatz HER ein Hochenergie-Bilddatensatz HEB rekonstruiert. Die Rekonstruktion der Bilddatensätze aus den Rohdatensätzen kann mit einem beliebigen Verfahren erfolgen. Dem Fachmann sind zahlreiche Rekonstruktionsverfahren, beispielsweise gefilterte Rückprojektionsverfahren, iterative Rekonstruktionsverfahren etc., bekannt.
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Um automatisch gesteuert Kontrastmittelaufnahmen des interessierenden Gewebebereichs M, hier des Myocard M, des Patienten P anfertigen zu können, kann eine Kontrastmittelpumpe 7 über eine Kontrastmittelpumpen-Schnittstelle 26 von der Steuereinrichtung 20 angesteuert werden. Mittels dieser Kontrastmittelpumpe 7 kann dann über einen zuvor gelegten Zugang dem Patienten jederzeit eine genau dosierte Kontrastmittelmenge verabreicht werden.
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Die Steuereinrichtung 20 ist hier außerdem mit einer erfindungsgemäßen Bildanalyseeinrichtung 30 ausgestattet, die in 1 mit ihren Komponenten noch einmal vergrößert dargestellt ist.
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Die Bildanalyseeinrichtung 30 weist zunächst zur Übernahme der von der Rekonstruktionseinheit 25 erzeugten Bilddatensätze HEB, NEB eine Bilddatensatz-Schnittstelle 31 auf. Die von der Rekonstruktionseinheit 25 erzeugten Bilddatensätze HEB, NEB können auch zunächst direkt in einem Speicher 27 hinterlegt sein und von dort übernommen werden. Die Rekonstruktionseinrichtung 25 kann über eine geeignete Ausgabeschnittstelle die rekonstruierten Bilddatensätze beispielsweise auf dem Bildschirm 21 auch unmittelbar ausgeben.
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Außerdem besitzt die Bildanalyseeinrichtung 30 eine Kontrastmittelbild-Ermittlungseinheit 32, welche aus dem von der Bilddatensatz-Schnittstelle 31 übernommenen Hochenergie-Bilddatensatz HEB und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB in herkömmlicher Weise einen virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatz KB erzeugt. Weiterhin besitzt die Bildanalyseeinrichtung 30 eine Mischbild-Ermittlungseinheit 33, die aus dem Hochenergie-Bilddatensatz HEB und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB durch gewichtete Addition einen Mischbilddatensatz MB erzeugt. Sowohl der virtuelle Kontrastmittel-Bilddatensatz KB als auch der Mischbilddatensatz MB werden von einer Perfusionsdefekt-Bestimmungseinheit 34 übernommen, welche in der erfindungsgemäßen Weise, wie dies später noch einmal anhand der 2 und 3 erläutert wird, die potentiellen Perfusionsdefekte bestimmt. Ein Bestandteil dieser Perfusionsdefekt-Bestimmungseinheit 34 kann auch eine Segmentierungseinheit 35 sein, um in den Bilddatensätzen gefundene Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche zu segmentieren. Diese Perfusionsdefekt-Bestimmungseinheit 34 ist außerdem über eine Treiberschnittstelle 36 mit einer Benutzerschnittstelle verbunden, beispielsweise mit einer Anzeigeeinrichtung 21 und/oder einer Tastatur 22 der Steuereinrichtung 20 oder mit sonstigen Benutzerschnittstellen, wie z.B. einer Maus oder dergleichen. Über diese Treiberschnittstelle 36 können Benutzerschnittstellenbefehle UIB zwischen den Benutzerschnittstellen, d. h. der Tastatur, einer grafischen Benutzeroberfläche auf der Anzeigeeinrichtung 21 mit einer Maus oder einem sonstigen Zeigegerät etc., an die Perfusionsdefekt-Bestimmungseinheit 34 übermittelt werden und umgekehrt können solche Benutzerschnittstellenbefehle UIB von der Perfusionsdefekt-Bestimmungseinheit 34 ausgegeben werden, um beispielsweise auf der Anzeigeeinrichtung 21 in bestimmter Weise Bilder auszugeben, insbesondere aber auch um innerhalb eines Menüs etc. Benutzereingaben abzufragen.
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Über eine Netzwerk- und Speicherschnittstelle 37 ist die Bildanalyseeinrichtung 30 mit einem Speicher 27 der Steuereinrichtung 20 verbunden, um dort Daten zwischenzuspeichern oder auch fertige Bilddaten mit beispielsweise darin markierten potentiellen Perfusionsdefekten zu hinterlegen oder um nur entsprechende Daten über potentielle Perfusionsdefekte bereits in dem Speicher 27 hinterlegten Bildern zuzuordnen. Üblicherweise ist die Steuereinrichtung 20 über eine geeignete Schnittstelle mit einem Netzwerk, beispielsweise einem radiologischen Informationssystem und/oder einem PACS (Picture Archiving and Communication System), verbunden, um beispielsweise Rohdatensätze und/oder Bilddatensätze an andere Rechnereinheiten beispielsweise Befundungsstationen per Drucker bzw. anderer Ausgabeeinrichtungen zu übermitteln und um Daten langfristig zu archivieren. Ebenso können über solche Schnittstellen auch Daten übernommen werden.
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Zumindest die Rekonstruktionseinheit 25 und die Bildanalyseeinrichtung 30 mit ihren verschiedenen Komponenten sind hier in Form von Software auf einem Prozessor oder mehreren zusammenarbeitenden Prozessoren der Steuereinrichtung 20 ausgebildet. Es wird aber darauf hingewiesen, dass verschiedene Variationsmöglichkeiten zur Ausbildung der Steuereinrichtung 20 möglich sind. So sind, wie das vermutlich auch häufig der Fall sein wird, die Rohdatenschnittstelle 25 und die Rekonstruktionseinheit 23 hier eigenständig, d. h. nicht als Teil der erfindungsgemäßen Bildanalyseeinrichtung 30, in der Steuereinrichtung 20 realisiert, und die Bildanalyseeinrichtung 21 übernimmt von der eigenständigen Rekonstruktionseinheit 25 die notwendigen Bilddatensätze HEB, NEB. Grundsätzlich wäre es aber auch möglich, dass die Rekonstruktionseinheit 25 als Teil der Bildanalyseeinrichtung 30 realisiert ist und die Bildanalyseeinrichtung 30 entsprechend statt einer Bilddatensatz-Schnittstelle 31 eine Rohdatensatz-Schnittstelle aufweist.
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Mögliche Arbeitsweisen der Bildanalyseeinrichtung 30 werden im Folgenden anhand der 2 und 3 näher erläutert.
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2 zeigt eine erste Variante des erfindungsgemäßen Verfahren, die vollautomatisch abläuft und letztlich an einen Bediener einen Bilddatensatz mit darin markierten potentiellen Perfusionsdefekten ausgibt, so dass dieser auf Basis der Vorschläge die potentiellen Perfusionsdefekte PD bestätigen und weiter bewerten kann oder auch zurückweisen kann bzw. auf Basis der vorgeschlagenen potentiellen Perfusionsdefekte einen Befund mit einer vollständigen Diagnose erstellen kann.
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Vor Beginn des eigentlichen bildgebenden Verfahrens bzw. des erfindungsgemäßen Auswerteverfahrens wird zunächst in einem Schritt I dafür gesorgt, dass dem Patienten ein Kontrastmittel in geeigneter Weise verabreicht wird. In einem Schritt 1.II wird dann ein Dual-Energy-Scan durchgeführt, wobei vorzugsweise ein Dual-Energy-CT-System verwendet wird, um gleichzeitig die Hochenergie-Rohdaten HER und Niedrigenergie-Rohdaten NER zu ermitteln. Die unterschiedlichen Röntgenenergien können beispielsweise zum einen 140 keV für den Hochenergie-Rohdatensatz HER und 80 oder 100 keV für Niedrigenergie-Rohdatensatz NER betragen. Um eine First-Pass-Enhancement-Messung zum richtigen Zeitpunkt durchzuführen, kann das Aufnahmeverfahren mittels eines Test-Bolus oder durch übliche Bolus-Trigger-Verfahren gesteuert werden.
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Das Ergebnis dieser Dual-Energy-Messung ist dann zum einen ein Hochenergie-Rohdatensatz HER und zum anderen ein Niedrigenergie-Rohdatensatz NER. Im Schritt 1.IIIa wird auf Basis des Hochenergie-Rohdatensatzes HER ein Hochenergie-Bilddatensatz HEB rekonstruiert. Vorher, gleichzeitig oder danach kann in einem Schritt 1.IIIb aus dem Niedrigenergie-Rohdatensatz NER ein Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB erzeugt werden.
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In einem Schritt 1.IVa wird dann aus dem Hochenergie-Bilddatensatz HEB und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB ein virtuelles Kontrastmittelbild erzeugt. Da als Kontrastmittel in den meisten Fällen jodhaltige Präparate verwendet werden, wird dieses Bild auch oft als „Jodbild“ bezeichnet. Zuvor, parallel oder später wird in einem Schritt 1.IVb aus dem Hochenergie-Bilddatensatz und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz durch eine bildpunktweise (d. h. pixel- oder voxelweise) gewichtete Addition ein Mischbilddatensatz MB erzeugt, vorzugsweise ein Mischbild-Datensatz, der einer Single-Energy-Messung bei einer Röhrenspannung von ca. 120 keV entsprechen würde.
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In einem Schritt 1.Va werden zu einem beliebigen Zeitpunkt nach Erstellung des Kontrastmittel-Bilddatensatzes KB in diesem Kontrastmittel-Bilddatensatz KB erste Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche KKP detektiert. Hierzu kann beispielsweise ein Schwellenwertverfahren angewendet werden, bei dem für jeden Pixel geprüft wird, ob der Kontrastmittelwert ausreichend ist, d. h. oberhalb des Schwellenwerts liegt oder nicht. Sofern in einer bestimmten Umgebung mehrere Pixel einen zu niedrigen Kontrastmittelwert aufweisen, wird dieser Bereich als ein erster Kandidaten-Perfusionsdefektbereich KKP detektiert. In analoger Weise werden automatisch in einem Schritt I.Vb zu einem beliebigen Zeitpunkt nach Erstellung des Mischbild-Datensatzes MB in dem Mischbild-Datensatz MB zweite Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche MKP detektiert. Auch dies kann mittels eines Schwellenwertverfahrens erfolgen, indem die Pixel daraufhin geprüft werden, ob der CT-Wert über einem Schwellenwert liegt oder nicht.
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In einem Schritt I.VI erfolgt dann eine Korrelation bzw. ein Vergleich der ersten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche KKP und der zweiten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche MKP. Hierzu können beispielsweise in einer besonders einfachen Variante der Kontrastmittel-Bilddatensatz KB und der Mischbild-Bilddatensatz MB, in denen jeweils die Pixel, die zu den Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen KKP, MKP gehören, in geeigneter Weise, z. B. durch besonders hohe Zahlenwerte, hervorgehoben sind, einfach überlagert bzw. aufaddiert werden. Durch einen weiteren Schwellenwert kann dann festgestellt werden, an welchen Pixeln sowohl ein Kandidaten-Perfusionsdefektbereich KKP im Kontrastmittel-Bilddatensatz KB als auch ein Kandidaten-Perfusionsdefektbereich MKP im Mischbild-Datensatz MB ermittelt wurde. Die so ermittelten potentiellen Perfusionsdefekte PD können dann in einem Schritt 1.VII in geeigneter Weise ausgegeben werden, beispielsweise indem auf einem Bildschirm der Mischbilddatensatz MB angezeigt wird und die potentiellen Perfusionsdefekte PD in den Mischbildern in geeigneter Weise markiert, z. B. durch Farbkodierungen hervorgehoben, sind.
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3 zeigt eine Verfahrensvariante, welche halbautomatisch, d. h. unter Eingriff eines Bedieners, abläuft. Auch hier wird in einem Schritt 2.I vor Beginn des eigentlichen bildgebenden Verfahrens bzw. des erfindungsgemäßen Auswerteverfahrens ein Kontrastmittel verabreicht. Im Schritt 2.II erfolgt in gleicher Weise wie bei dem Verfahren gemäß 1 ein Dual-Energy-CT-Scan, so dass anschließend aus einem Hochenergie-Rohdatensatz HER in einem Schritt 2.IIIa ein Hochenergie-Bilddatensatz HEB und aus einem Niedrigenergie-Rohdatensatz NER in einem Schritt 2. IIIb ein Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB rekonstruiert werden kann.
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Auch bei dem Verfahren gemäß 3 wird, wie im Verfahren gemäß 2, in einem Schritt 2.IVa aus dem Hochenergie-Bilddatensatz HEB und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB ein virtueller Kontrastmittel-Bilddatensatz KB und in einem Schritt 2.IVb aus dem Hochenergie-Bilddatensatz HEB und dem Niedrigenergie-Bilddatensatz NEB ein Mischbilddatensatz MB erzeugt. Anschließend erfolgt aber nur in einem Schritt 2.V im Mischbilddatensatz MB eine automatische Detektion von Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen MKP. Dies kann in gleicher Weise erfolgen wie bei dem Verfahrensschritt 1.Vb im Verfahren gemäß 2.
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Im Schritt 2.VI erfolgt dann eine Segmentierung der detektierten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche MKP im Mischbild-Datensatz MB. Diese segmentierten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche SKP umfassen lediglich die Bilddaten der Bereiche des Gewebes, welche gemäß der Detektion im Schritt 2.V eventuell einem Perfusionsdefekt zugeordnet werden können. Diese segmentierten Bereiche SKP werden dann in einem Schritt 2.VII dem virtuellen Kontrastmittel-Bilddatensatz KB überlagert auf einer Anzeige dargestellt, so dass die im Mischbilddatensatz MB detektierten Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche MKP innerhalb des Kontrastmittel-Bilddatensatzes KB markiert sind. Der Bediener hat nun die Möglichkeit, den Kontrastmittel-Bilddatensatz KB visuell zu analysieren, um Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche KKP im Kontrastmittel-Bilddatensatz KB zu finden, wobei er gleichzeitig feststellen kann, ob diese mit den automatisch gefundenen Kandidaten-Perfusionsdefektbereichen MKP des Mischbilddatensatzes MB korreliert sind. Dies erfolgt im Schritt 2.VIII. Gleichzeitig kann hier der Bediener auch unmittelbar auf Basis der Korrelation bzw. des durch die überlagerte Darstellung der segmentierten Bereiche SKP der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche MKP des Mischbilddatensatzes MB die potentiellen Perfusionsdefektbereiche PD bestimmen und sofort verifizieren und auf Wunsch weiterbefunden bzw. zu einer Enddiagnose kommen.
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Das in 3 beschriebene Verfahren kann selbstverständlich umgekehrt in gleicher Weise auch so ausgeführt werden, dass die automatische Detektion der Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche nur im Kontrastmittel-Bilddatensatz durchgeführt wird, dann die auf diese Weise gefundenen Kandidaten-Perfusionsdefektbereiche im Kontrastmittel-Bilddatensatz segmentiert werden und die dabei segmentierten Bereiche im Schritt 2.VII dem Mischbilddatensatz überlagert werden. Letztlich führt dies zum selben Ergebnis.
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Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren kann also mit nur geringfügigem Mehraufwand und ohne zusätzliche Messungen die korrekte Detektion von Perfusionsdefekten, insbesondere im Myokard, erheblich verbessert werden, so dass darauf basierend eine bessere Diagnose und insbesondere ein korrekter Behandlungsplan erstellt werden kann.
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Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen lediglich um bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung handelt und dass die Erfindung vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Beispielsweise können bei den oben beschriebenen Verfahrensabläufen Verfahrensschritte, die parallel durchzuführend angegeben sind, ggf. auch in anderer Reihenfolge nacheinander durchgeführt werden. Ebenso wird noch einmal darauf hingewiesen, dass anstelle des Mischbilddatensatzes grundsätzlich auch einfach der Hochenergie-Bilddatensatz oder der Niedrigenergie-Bilddatensatz genutzt werden können. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit“ nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- DE 102006009222 B4 [0008]
