DE3617126A1 - Verfahren zur bestimmung der stenose von blutgefaessen - Google Patents
Verfahren zur bestimmung der stenose von blutgefaessenInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf Verfahren zur Bestimmung der
Stenose von Blutgefäßen und insbesondere auf Verfahren zur
Verwendung eines DSA-Gerätes (DSA = Digital Subtraction
Angiography = Digital-Subtraktions-Angiographie) zur Bestimmung
der Stenose von Blutgefäßen mit einem zuverlässigen
Genauigkeitsgrad.
Ein Vorteil eines DSA-Gerätes besteht darin, daß es zur
Bewertung von Herz- und Kreislaufkrankheiten verwendet werden
kann. Ärzte und Kliniker haben versucht, DSA-Geräte zu
verwenden, um quantitative Messungen der Stenose (Verengung
der Blutgefäße) aufgrund von Ablagerungen an den Gefäßwandungen,
oder in weiterem Sinne jede Verengung der Blutgefäße zu
unterstützen. Bis jetzt haben sich jedoch solche Messungen
nicht als zuverlässig herausgestellt. Es wird beispielsweise
auf einen Aufsatz von Kruger R.A., Anderson R.E., Koehler R.,
Nelson J.A., Sorenson J.A. und Morgan T. mit dem Titel "The
Non-Invasive Evaluation of Cardiovascular Dynamics Using a
Radiographic Device" in Band 139, Radiology, Seiten 301 ff
(1981) verwiesen. Ein weiterer Aufsatz, der sich mit dem
gleichen Gegenstand befaßt, stammt von Peck W.W., Slutsky
R.A., Brahme F. und Higgins C.B., mit dem Titel "Assessment
of Quantitative Indices of Arterial Stenosis Derived from
Intravenous Digital Subtraction Angiography", erschienen in
American Heart Journal im Sept. 1984, Seiten 591 ff.
Der Parameter, der üblicherweise verwendet wird, um Stenose
zu quantifizieren, ist das Flächenverhältnis:
- S = (An-As) / An
wobei An die Querschnittsfläche an einer "normalen" Stelle
und As die Querschnittsfläche an einer stenotischen Stelle
ist.
Stenose, wie sie oben bezeichnet ist, ergibt sich üblicherweise
aus Ablagerungen (meist Fetten, die manchmal als
"Schuppen" bezeichnet werden) an den Wandungen der Blutgefäße.
Diese Ablagerungen bewirken eine Verengung der Öffnung,
durch die Blut fließt, wodurch der Blutfluß in das Organ, das
durch die Blutgefäße gespeist wird, verringert wird. Diese
Ablagerungen sind jedoch sehr unregelmäßig; sie treten an
willkürlichen Stellen längs des Gefäßes auf, und da, wo sie
auftreten, erscheinen sie in unterschiedlichen Winkelpositionen.
Somit wird der Querschnitt des Blutgefäßes, der in
gesundem Zustand kreisförmig ist und keine Ablagerungen an
den Wänden hat, unregelmäßig; die kreisförmige Gestalt ergibt
sich aufgrund der kombinierten Wirkung der natürlichen
Elastizität des Wandgewebes und des vom Blut ausgeübten
Druckes.
In dem subtrahierten Bild werden Pixels Zahlen entsprechend
der Menge an Kontrastmedium (strahlenundurchlässiger Farbstoff)
längs der Sichtlinie von der Röntgenstrahlquelle zu
dem Teil des Bildverstärkers zugeordnet, der dem Pixel
entspricht. Diese Zahlen werden als "Dichten" bezeichnet,
einerseits zu Abkürzungszwecken und andererseits aus historischen
Gründen. Beispielsweise haben die Pixels in den
Blutgefäßen einen hohen Dichtewert, während sie außerhalb der
Blutgefäße Werte geringer Dichte haben. Wenn das Blutgefäß
einen Teil des Pixels passiert, liegt die zugeordnete
Dichtezahl irgendwo zwischen einem Pegel höchster Dichte und
einem Pegel niedrigster Dichte. Die Pixels ohne einen Teil
eines Blutgefäßes haben die Werte niedrigster Dichte. Die
Pixels, die vollständig von einem Blutgefäß bedeckt sind,
haben die Werte höchster Dichte. In Wirklichkeit sind die
Werte des Kontrastmediums längs der Sichtlinie proportional
dem Produkt der Opazitätsdichte des Kontrastmediums und dem
Abstand, der durch die Röntgenstrahl-Sichtlinie innerhalb des
Kontrastmediums durchlaufen wird. Der Ausdruck "Dichte" kann
jedoch irreführend sein, da die Opazitätsdichte als konstant
angenommen werden kann; wenn diese Annahme zutreffend ist,
ist der Werte des Kontrastmediums tatsächlich proportional
dem oben erwähnten Abstand. Dieser Abstand ist üblicherweise
senkrecht zur Ebene des Bildes und ergibt somit eine Information
über die dritte (nicht sichtbare) Information. Je dicker
das Blutgefäß ist, desto höher sind die Dichtewerte der
Pixels, die durch diese Blutgefäße bedeckt sind.
Bekannte Verfahren zum Quantifizieren der Stenose können in
geometrische und densitometrische Verfahren eingeteilt
werden. Die geometrischen Verfahren basieren auf Messungen
der Größe der Blutgefäßdurchgänge nur in der Röntgenstrahlbildebene.
Die densitometrischen Verfahren basieren zusätzlich
auf den "Dichte"-Datenmessungen (eigentlich der Dicke)
der Blutgefäßdurchgänge und des Hintergrundes in den Röntgenstrahlbildern.
Jede Messung, die nur die Lage (x,y) der
ausgewählten Pixels verwendet, wird als geometrisch bezeichnet,
während Messungen, die die zusätzliche Dichteinformation
in den Pixels verwenden, als densitometrisch bezeichnet
werden.
Alle bekannten geometrischen Methoden haben diesen Nachteil
eines unregelmäßigen Querschnittes des Blutgefäßes, wie
vorstehend beschrieben, da sie eine kleine Anzahl von
Ansichten (üblicherweise nur eine) des Gefäßes verwenden und
eine regelmäßige Gestalt unterstellen (kreisförmig für
Einzelansichten, elliptisch für zwei Ansichten). Wenn
beispielsweise der Querschnitt eines stenotischen Blutgefäßes
eine längliche Form hat, wird, wenn die stenotische Stelle
betrachtet wird, so daß die kurze Seite des verbleibenden
Durchganges oder die Öffnung des Blutgefäßes dem Betrachter
zugewandt ist, die geometrische Methode die Querschnittsfläche
unterschätzen (manchmal sehr erheblich), und damit die
Stenose überschätzen. Umgekehrt, wenn die lange Seite dem
Betrachter zugewandt ist, tendiert die geometrische Methode
dazu, die Querschnittsfläche zu überschätzen und manchmal die
Stenose vollständig zu übersehen.
Densitometrische Methoden haben üblicherweise den Nachteil
von Digitalisierungsfehlern und darüberliegendem (darunterliegendem)
Hintergrund. Dies bedeutet, daß zu wenige Punkte
(Pixels = Bildelemente, die aus der Digitalisierung des
DSA-Bildes abgeleitet werden) über das Blutgefäß für eine
gute Anpassung an eine mathematische Funktion vorhanden sind,
und die Hintergrunddichte (auf Grund von darunterliegenden
und darüberliegenden Gefäßen, die unterhalb des Auflösungsschwellwertes sind, durch Streuung von anderem Gewebe und
dgl.) macht eine direkte Integration ungenau. In beiden
Fällen beeinflussen Quantumgeräusche die Resultate sowohl
durch willkürliches Modifizieren der Werte selbst als durch
willkürliches Schwingen der Blutgefäßränder, wobei es
schwierig ist, festzulegen, wo die Messung, Integrierung oder
Anpassung beginnt.
Alle derzeit bekannten Methoden zum Quantifizieren der
Stenose werden von den Klinikern, Ärzten und Diagnostikern
als unbrauchbar angesehen. Die Wiederholung der Messung durch
zwei Beobachter und selbst durch den gleichen Beobachter zu
einem späteren Zeitpunkt ergibt weitgehend unterschiedliche
quantitative Resultate.
Obgleich die Auffassung besteht, daß es wichtiger ist, den
Einfluss der Stenose auf den Blutfluß zu messen (die
"Bedeutung" der Stenose), wird es als wichtig angesehen, die
Möglichkeit zu schaffen, eine quantitative Messung der
Stenose zu erzielen, die unabhängig vom Beobachter ist und
die relativ unempfindlich in bezug auf die Genauigkeit des
manuellen Teiles des Vorganges ist.
Eion grundsätzlich anderes Problem ist die Definition der
vorerwähnten "normalen" Querschnittsfläche. Es wird die
Querschnittsfläche des Blutgefäßes ohne Stenose benötigt.
Dies ist eine idealisierte Größe, die nicht gemessen werden
kann, und es ist eine gewisse Annäherung zu wählen.
Es kann ein "Atlas" von Blutgefäßen zusammengestellt werden,
der die "normalen" Querschnittsflächen an jedem Punkt (oder
an ausgewählten Punkten) wiedergibt. Die normale menschliche
Variabilität kombiniert mit normalen Änderungen in der
Abbildungspraxis (Größe des Bildverstärkers, Abstand der
Röntgenstrahlquelle und/oder Detektor) machen dies jedoch
praktisch nicht möglich. Der Maßstabsfaktor zwischen dem
Körper und der Abbildung hängt von der exakten Tiefe des
Gefäßes innerhalb des Körpers ab, und es können nur Zahlen
proportional der Querschnittsfläche abgeleitet werden.
Die meisten bekannten Verfahren verwenden als eine Annäherung
an die "normale" Querschnittsfläche eine Messung der Querschnittsfläche
an einem nahegelegenen Teil des Blutgefäßes,
der von dem Arzt als "normal" angesehen wird.
Diese Methode hat vor allem folgende Nachteile:
- A) Der ausgewählte Teil kann trotzdem beeinflußt sein. Er kann leicht stenotisch sein, und zwar um einen Betrag, der vom Arzt nicht wahrgenommen wird, der jedoch die Quantisierung der Stenose beeinflussen kann. Er kann auch aneurismisch (ausgeweitet) sein, und zwar aufgrund einer Erhöhung des Blutdruckes und einer Behinderung des freien Flußes um einen Wert, der vom Arzt unbeachtet bleibt, jedoch das Ergebnis beeinflußt.
- B) Die normale Form der Blutgefäße ist sich verjüngend, und beginnt mit einem sehr großen Durchmesser am Austritt aus dem Herzen (der Aorta) oder am Eingang in das Herz (die beiden Venenhöhlen), und wird fortschreitend enger mit zunehmendem Abstand vom Herzen. Diese Verengung erfolgt nicht kontinuierlich, sondern stufenweise oder absatzweise. Einige Abschnitte des Gefäßes haben nahezu konstanten Durchmesser, während andere verhältnismäßig rasch wechselnde Durchmesser besitzen. An den letztgenannten Abschnitten führt die Verwendung einer unterschiedlichen Stelle zur Messung der "normalen" Querschnittsfläche des stenotischen Teiles einen zusätzlichen Fehler ein.
Es besteht somit ein Bedarf an einer Quantifizierung der
Stenose. Aufgabe der Erfindung ist es deshalb, ein Verfahren
zum Quantifizieren der Stenose zu schaffen, das weitgehend
unabhängig vom Betrachter ist und das in der Lage ist,
Messungen zu verwenden, die durch nicht besonders geschulte
Techniker vorgenommen werden. Weiterhin ist Aufgabe der
Erfindung, ein Verfahren zu schaffen, mit welchem zuverlässige
und wiederholbare Annäherungen an die "normalen" Querschnittsflächen
erzielt werden.
Ein Verfahren unter Verwendung eines DSA-Gerätes zur Erzielung
quantitativer Messungen der Stenose ist dadurch gekennzeichnet, daß
- ein DSA-Bild (in Dichtewerten oder ihren Komplementen) der vaskularen Stenose einschließlicher normaler vaskularer Teile auf beiden Seiten der Stenose erzeugt wird,
- eine erste Linie auf dem Bild im wesentlichen senkrecht zur Flußrichtung des Blutes an der Stelle, die die maximale Stenose hat, gezogen wird,
- diese erste Linie in eine Vielzahl von gleichen Segmenten unterteilt wird,
- sequentiell die Vielzahl von gleichen Segmenten beziffert wird, wobei die Zahlen Stellen längs der ersten Linie darstellen,
- ein Dichtewert für jedes der Segmente festgelegt wird,
- ein Dichteprofil auf der Basis der Dichtewerte in Abhängigkeit von den Segmentzahlen erzeugt wird, wobei das Profil einen maximalen Dichtewert in der Nähe der Stelle der Mitte des Blutgefäßes hat,
- eine Hintergrundlinie auf dem Dichteprofil festgelegt wird, indem repräsentative Randsegmente unter Verwendung eines ersten Segmentes, in welchem das erste Minimum auftritt, und Segmenten, die weiter von der Mitte des Blutgefäßes als die ersten Segmente entfernt sind, ausgewählt werden, und repräsentative Dichtewerte der Ränder unter Verwendung von Dichtewerten mit einem ersten Minimum und der Dichtewerte an den Segmenten, die weiter von der Mitte des Blutgefäßes als die ersten Segmente entfernt sind, ausgewählt werden,
- die Hintergrundlinie durch Punkte gezogen wird, die durch die repräsentativen Dichtewerte und die repräsentativen Randsegmente bestimmt sind,
- Werte des Dichteprofiles von den Hintergrundlinienwerten für jedes der Segmente zur Erzielung zweiter Werte subtrahiert werden,
- ein neues Dichteprofil aus den zweiten Werten erzeugt wird,
- die Fläche unter dem neuen Profil zwischen den repräsentativen Randsegmenten bestimmt wird, wobei diese Fläche proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes an der Linie ist,
- die Schritte an einem Teil des Blutgefäßes, das als stenosefrei angesehen wird, vom Ziehen der ersten Linie ab wiederholt werden, um die Fläche unter dem neuen Profil festzulegen, und
- der an der Stelle des Blutgefäßes ohne Stenose bestimmte Wert mit dem Wert verglichen wird, der an der Stelle bestimmt wird, die die maximale Stenose hat, um den Prozentanteil der Stenose zu bestimmen.
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- der an der Stelle des Blutgefäßes ohne Stenose bestimmte Wert mit dem Wert verglichen wird, der an der Stelle bestimmt wird, die die maximale Stenose hat, um den Prozentanteil der Stenose zu bestimmen.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung wird die Stenose
quantitativ in der Weise gemessen, daß
ein Dichteprofil des Blutgefäßes an einer Stelle der Stenose erstellt wird,
der Hintergrund von dem Dichteprofil entfernt wird,
das Dichteprofil vermindert um den Hintergrund integriert wird, um einen Wert proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes an der Stelle der Stenose zu erhalten,
die obigen Schritte an einer normalen Stelle des Blutgefäßes wiederholt werden, um einen Wert proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes an einer normalen Stelle zu bestimmen, und
die Querschnitte an der Stelle der Stenose und an den normalen Stellen miteinander verglichen werden, um den Prozentanteil der Stenose im Blutgefäß zu erhalten.
ein Dichteprofil des Blutgefäßes an einer Stelle der Stenose erstellt wird,
der Hintergrund von dem Dichteprofil entfernt wird,
das Dichteprofil vermindert um den Hintergrund integriert wird, um einen Wert proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes an der Stelle der Stenose zu erhalten,
die obigen Schritte an einer normalen Stelle des Blutgefäßes wiederholt werden, um einen Wert proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes an einer normalen Stelle zu bestimmen, und
die Querschnitte an der Stelle der Stenose und an den normalen Stellen miteinander verglichen werden, um den Prozentanteil der Stenose im Blutgefäß zu erhalten.
Des weiteren wird gemäß der Erfindung die Querschnittsfläche
eines normalen Teiles des Blutgefäßes dadurch bestimmt, daß
Linien an normalen Stellen auf beiden Seiten des Stenoseteiles gezogen werden und die Querschnittsflächen des Blutgefäßes an den Linien zu beiden Seiten der Stenosefläche bestimmt werden,
die Querschnittsflächen gemittelt werden, und
die mittlere Querschnittsfläche als die normale Fläche des Blutgefäßes verwendet wird, um die normalen Änderungen der Querschnittsfläche längs des Blutgefäßes aufgrund der Verjüngung zu berücksichtigen.
Linien an normalen Stellen auf beiden Seiten des Stenoseteiles gezogen werden und die Querschnittsflächen des Blutgefäßes an den Linien zu beiden Seiten der Stenosefläche bestimmt werden,
die Querschnittsflächen gemittelt werden, und
die mittlere Querschnittsfläche als die normale Fläche des Blutgefäßes verwendet wird, um die normalen Änderungen der Querschnittsfläche längs des Blutgefäßes aufgrund der Verjüngung zu berücksichtigen.
Nach einem weiteren Merkmal der Erfindung wird die Methode
zur Bestimmung der normalen Querschnittsfläche des Blutgefäßes
dadurch verfeinert, daß auf jeder Seite der Stenosefläche
eine Vielzahl von Linien verwendet werden.
Weitere Ausgestaltungen der Erfindung sind Gegenstand der
Unteransprüche.
Nachstehend wird die Erfindung in Verbindung mit der Zeichnung
anhand eines Ausführungsbeispieles erläutert. Es zeigen:
Fig. 1a eine idealisierte Liniendarstellung, die ein
Pixel-DSA-Bild zeigt, das einer Liniendarstellung
eines Blutgefäßes überlagert ist,
Fig. 1b eine ähnliche Darstellung eines Pixel-Bildes an einem
DSA-Gerät eines Blutgefäßes, wobei das Blutgefäß in
einer natürlicheren Mäanderform dargestellt ist,
Fig. 2 eine Liniendarstellung, die ein Pixel-DSA-Bild zeigt,
das einer Liniendarstellung eines Blutgefäßes
überlagert ist, das beispielsweise zeigt, wie ein
Blutdichteprofil bestimmt wird,
Fig. 3 eine graphische Darstellung des Blutdichteprofiles,
Fig. 4 eine graphische Darstellung des DSA-Bildhintergrundes
vermindert um die Blutdichteprofilwerte nach Fig. 3,
Fig. 5 ein Blockschaltbild eines DSA-Systems zur Erzielung
von Bildern, deren Pixelwerte linear von den Dichten
abhängig sind, und
Fig. 6 ein Blockdiagramm des Systems zur Bestimmung der
Stenose.
Fig. 1a zeigt eine idealisierte Liniendarstellung eines
Blutgefäßes, das einer Liniendarstellung eines durch Pixel-
DSA erhaltenen Bildes überlagert ist. Das Blutgefäß ist mit
11 bezeichnet und weist eine Stenosefläche 12 auf; es hat
ferner Linien, wie z.B. die Linie 13, die das Blutgefäß
durchsetzen und die im wesentlichen senkrecht zum Blutstrom
durch das Blutgefäß 11 gezogen sind. Wie in der DSA-Abbildungstechnik
bekannt, wird ein Farbstoff in den Blutstrom
injiziert, nachdem ein erstes Bild gemacht worden ist. Es
werden das erste Bild und ein anschließendes Bild, nachdem
der Farbstoff durch das Blutgefäß gewandert ist, voneinander
abgezogen, so daß alles, was im Idealfall verbleibt, das Bild
des gefärbten Blutes ist. Somit wird das vaskulare System bei
der DSA-Abbildung hervorgehoben. Bisher hat es jedoch keine
zuverlässige Möglichkeit gegeben, den prozentualen Anteil der
Blockierung zu bestimmen, der in einem Blutgefäß aufgrund der
Stenose aufgetreten ist. Fig. 1b zeigt ein Blutgefäß 14, das
eine Liniendarstellung eines Blutgefäßes ist, das mäanderförmig
nach Art tatsächlicher Blutgefäße verläuft. Blutgefäße
verlaufen normalerweise nicht geradlinig und behalten nicht
die gleiche Größe bei; vielmehr ändern sich Richtung und
Größe der Blutgefäße normalerweise.
In Fig. 1b ist eine Fläche der Stenose 16 dargestellt. Eine
Querlinie 17 ist durch die Mitte der Fläche der Stenose
gezeichnet und weitere Linien 18 und 19 sind auf beiden
Seiten der Querlinie 17 gezogen. Die Linien 18 und 19
verlaufen durch die als normal angesehenen Teile des Blutgefäßes. Die Querschnittsfläche des Blutgefäßes wird an jeder
der Linien bei der Messung der Größe der Stenose im Blutgefäß
bestimmt.
Fig. 2 zeigt, wie ein Dichteprofil längs der Querlinie
erzielt wird. In Fig. 2 sind die Pixels mit Lagezahlen
dargestellt, d.h., die Pixels sind jeweils mit X- und
Y-Lageziffern von 0 bis 10 gezeigt. Beispielsweise wird ein
Cursor in das Pixel eingesetzt, das im wesentlichen die Mitte
des Blutgefäßes an der Stelle maximaler Stenose ist. Von dort
wird der Cursor auf ein Pixel auf einer imaginären geraden
Linie bewegt, die im wesentlichen senkrecht zum Blutstrom
durch das Blutgefäß steht.
Die Querlinien, die durch das Blutgefäß gezogen sind, werden
dann in gleiche Segmente unterteilt. Ein zweckmäßiges Maß,
mit welchem die Punkte getrennt werden, ist die Länge eines
Pixel. Beispielsweise wird die Linie 21 in Fig. 2 auf dem
Stenoseteil 22 des Blutgefäßes 23 in Segmente, z.B. die
Segmente 24 unterteilt. Jedes der Segmente hat eine Länge
gleich der Länge eines Pixel.
Jedes Segment ist einer Folgezahl zugeordnet. Diese Folgezahlen
sind auf die Lage des Segmentes längs der Querlinie
bezogen. Im obigen Beispiel ist dem Pixel, das als die Mitte
des Blutgefäßes ausgewählt ist, die Ziffer "0" gegeben.
Andererseits kann das Pixel am Ende der Linie die Ziffer "1"
erhalten (beide Bezifferungssysteme sind längs der Abszisse
in Fig. 3 gezeigt).
Den Segmenten sind Dichtewerte zugeordnet. Es können unterschiedliche
Methoden verwendet werden, um den Segmenten die
Dichtewerte zuzuordnen. Beispielsweise kann der dem Segment
zugeordnete Wert der des Pixel sein, in welchem die Segmentmitte
angeordnet ist, oder aber die Werte eines imaginären
neuen Pixel, die um das Segment gezogen sind.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der
zugeordnete Wert des Pixel, dessen Mitte am nächsten der
Mitte der Segmente liegt, als der Dichtewert dieses Segmentes
verwendet. Wenn die Mitte des Segmentes den gleichen Abstand
zwischen den beiden Pixelmitten hat, nimmt das Segment den
Mittelwert der Pixel ein.
Die Kurve nach Fig. 3 geht von einem maximalen Dichtewert in
der Nähe des Mittelpunktes auf einen ersten lokalen minimalen
Dichtewert an jeder Seite über, wobei mehr als ein lokales
Minimum vorhanden sein kann. Das erste lokale Minimum
bestimmt die Ränder des Blutgefäßes, und sie sind durch
Pfeile in Fig. 3 markiert. Die Pfeile nach Fig. 3 markieren
den Rand des Blutgefäßes. Wenn kein Hintergrund in dem
Röntgenstrahlbild, z.B. die Überbleibsel oder andere Objekte
nach der Subtraktion, vorhanden ist, sind beide minimalen
Dichtewerte gleich vernachlässigbarem Geräusch.
Die Randstellen können ferner zum geometrischen Bestimmen der
Querschnittsflächen des Blutgefäßes im Rahmen vorliegender
Erfindung verwendet werden. Tatsächlich ist jedoch Hintergrund
und Geräusch vorhanden. Die bevorzugte Methode nach
vorliegender Erfindung ermöglicht eine Kompensation des
Hintergrundes selbst bei Vorhandensein von Geräusch unter
Verwendung der Hintergrundlinienbestimmung.
Insbesondere wird bei einer Bewegung längs der Querlinie von
dem maximalen Dichtepunkt weg ein erster Dichtepunkt erreicht,
kurz nachdem die Querlinie über das Blutgefäß auf
jeder Seite verlaufen ist. Die Dichtewerte eines jeden
Minimum-Segmentes und einiger Segmente nach diesen Minima
werden bei einer bevorzugten Ausführungsform gemittelt, um
einen Dichtewert zu erzielen, der für den Randdichtewert des
Blutgefäßes auf jeder Seite repräsentativ ist. Die mittlere
Dichte wird durch Quantumgeräusch weniger beeinflußt als der
ungemittelte minimale Dichtewert.
Für den Rand des Blutgefäßes wird ferner eine repräsentative
Stelle ausgewählt. Beispielsweise können die Stellen der
Segmente bei dem ersten Minimum oder bei dem kleinsten
Minimum verwendet werden. Es kann aber auch ein Mittelwert
der Stellen der Segmente verwendet werden, die zur Bestimmung
des repräsentativen Mittelwertes dienen. Die Punkte, die
durch die repräsentativen Dichtewerte und Stellen der Ränder
des Blutgefäßes definiert werden, werden durch eine gerade
Linie miteinander verbunden, die anschließend als die
"Hintergrundlinie" bezeichnet wird. Die Hintergrundlinie ist
in Fig. 3 gestrichelt dargestellt.
Nachdem das Blutdichteprofil und die Hintergrundlinie
erhalten worden sind, werden die Werte des Blutdichteprofils
von den Werten der Hintergrundlinie subtrahiert. D.h., die
Werte der Hintergrundlinie bei jedem Segment werden von den
Werten des Blutdichteprofiles subtrahiert, um ein Profil der
Hintergrundwerte vermindert um die Dichtewerte zu erhalten.
Diese Kurve ist in Fig. 4 dargestellt. Die Werte außerhalb
der Schnittstelle der Hintergrundlinie und des Blutdichteprofiles
werden als Null behandelt.
Die Fläche unterhalb der Kurve nach Fig. 4 ist eine Zahl, die
proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes in der
Ebene senkrecht zu dem Blutstrom ist, der die Querlinie
einschließt. Somit ergibt die Fläche unterhalb der Kurve nach
Fig. 4 einen numerischen Wert, der proportional der offenen
Querschnittsfläche des Blutgefäßes an der Stelle maximaler
Stenose ist, wie durch die Linie 21 der Fig. 2 ausgewählt.
Um das Stenoseverhältnis bzw. den Prozentanteil der Stenose
zu erhalten, ist es erforderlich, auch die Querschnittsfläche
des Blutgefäßes an einer normalen Stelle, d.h. ohne Stenose,
zu bestimmen. Dies geschieht bei einer bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung dadurch, daß folgende Schritte an
einem normalen Teil des Blutgefäßes wiederholt werden:
Ziehen der Querlinie senkrecht zum Blutfluß,
Einteilung der Querlinie in Segmente gleicher Größe,
Zuordnen einer Folgezahl zu den Segmenten, wobei die Folgezahlen jeweils auf die Lage der Segmente bezogen sind,
Zuordnen von Dichtewerten zu den Segmenten,
Erzeugen eines ersten Dichteprofils,
Bestimmen der Ränder des Blutgefäßes,
Zuordnen repräsentativer Segmentzahlen zu den Rändern,
Zuordnen repräsentativer Dichtewerte zu den Rändern des Blutgefäßes, wobei die repräsentativen Segmentzahlen und Dichtewerte Punkte definieren, die entgegengesetzte Ränder des Blutgefäßes repräsentieren,
Subtrahieren der Dichtewerte der Hintergrundlinie aus den Dichtewerten des ersten Dichteprofiles,
Erzeugen eines neuen Hintergrundes vermindert um das Dichtewertprofil aus den erhaltenen Werten, und
Bestimmen der Fläche unterhalb des neuen Profiles, die eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes in einer Ebene ist, die die Querlinie einschließt, und die senkrecht zum Blutfluß in dem ausgewählten normalen Teil des zu analysierenden Blutgefäßes liegt.
Einteilung der Querlinie in Segmente gleicher Größe,
Zuordnen einer Folgezahl zu den Segmenten, wobei die Folgezahlen jeweils auf die Lage der Segmente bezogen sind,
Zuordnen von Dichtewerten zu den Segmenten,
Erzeugen eines ersten Dichteprofils,
Bestimmen der Ränder des Blutgefäßes,
Zuordnen repräsentativer Segmentzahlen zu den Rändern,
Zuordnen repräsentativer Dichtewerte zu den Rändern des Blutgefäßes, wobei die repräsentativen Segmentzahlen und Dichtewerte Punkte definieren, die entgegengesetzte Ränder des Blutgefäßes repräsentieren,
Subtrahieren der Dichtewerte der Hintergrundlinie aus den Dichtewerten des ersten Dichteprofiles,
Erzeugen eines neuen Hintergrundes vermindert um das Dichtewertprofil aus den erhaltenen Werten, und
Bestimmen der Fläche unterhalb des neuen Profiles, die eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes in einer Ebene ist, die die Querlinie einschließt, und die senkrecht zum Blutfluß in dem ausgewählten normalen Teil des zu analysierenden Blutgefäßes liegt.
Diese Schritte können für eine dritte Querlinie (oder mehr)
wiederholt werden, vorzugsweise auf der anderen Seite der
Stenose. Bei den zweiten und dritten Querlinien werden Zahlen
proportional der Querschnittsfläche des normalen Blutgefäßes
erhalten. Die Differenz zwischen den Zahlen proportional der
Querschnittsfläche an einem normalen Teil des Blutgefäßes und
der Querschnittsfläche an der Stenose wird durch die Zahl
proportional der Querschnittsfläche des normalen Teiles des
Blutgefäßes dividiert, um ein zuverlässiges Stenoseverhältnis
zu erhalten.
Üblicherweise werden zwei äußere Querlinien verwendet, weil
beispielsweise das Blutgefäß in normaler Weise in der Größe
abnehmen kann. Wenn nur eine Querlinie zusätzlich zu der
Querlinie verwendet wird, die an einer Stelle plaziert wird,
an der eine Stenose vorzuliegen scheint, und die eine Linie
auf der Seite des Blutgefäßes ist, die normalerweise größer
als das Blutgefäß ist, kann der stenotische Teil dann, wenn
tatsächlich eine geringe Verkleinerung der Querschnittsfläche
vorliegt, als eine ernsthafte Stenose erscheinen. Wenn die
zweite Querlinie andererseits auf der Seite der vermeintlichen
Stenose wäre, an der das Blutgefäß natürlicherweise im
Querschnitt kleiner ist, dann könnte eine ernsthafte Stenose
als unbedeutend analysiert werden. Durch Verwendung einer
Querlinie auf jeder Seite eines Bereiches, der als Stenose
erscheint, wird eine zuverlässigere Diagnose der Stenose
erzielt. Dies kann weiter dadurch verbessert werden, daß
mehrere Querlinien an normalen Stellen auf jeder Seite der
Fläche der scheinbaren Stenose verwendet werden.
Das digitale Fluorographiesystem 41 nach Fig. 5 ist ein
Beispiel für ein System, das zur Bestimmung der Stenose von
Blutgefäßen verwendet werden kann. Das System weist eine
Röntgenstrahlquelle 42 auf, die durchdringende Strahlen durch
einen Patienten 43 richtet. Die Strahlung, die durch den
Patienten geführt wird, wird durch den Bildverstärker 44
angezeigt. Das Bild des Verstärkers wird durch eine optische
Vorrichtung 46 auf eine Videokamera 47 gerichtet, die das
Bild elektronisch abtastet. Der lagebezogene analoge Ausgang
der Kamera wird durch einen logarithmischen Verstärker 48
verstärkt, um ein Signal zu erzeugen, das eine Funktion einer
konstanten Größe vermindert um die Dichte der Körperteile im
Pfad der Strahlung ist. Ohne den logarithmischen Verstärker
ist das Analogsignal eine exponentielle Funktion, d.h.
e-(c-d), wobei c eine konstante Größe und d die Dichte der
Objekte in dem Röntgenstrahlpfad ist.
Der lagebezogene Analogausgang wird in ein lagebezogenes
digitales Signal im Analog/Digital-Umwandler 49 geändert. Das
digitale Signal ergibt die Daten für das Bild auf dem Monitor
51. Eine Speichervorrichtung 52 ist zur Verwendung in dem
System vorgesehen; das System wird durch einen Prozessor 53
gesteuert.
Funktionen des Prozessors sind in dem Blockschaltbild nach
Fig. 6 dargestellt. Die Bildspeichervorrichtung 52 ergibt
Dichtewerte für Bilder, bevor und nachdem Kontrastmaterial in
den Patienten eingeführt worden ist. Die Bilder werden
subtrahiert, wie durch Block 98 dargestellt. Die Differenzbilder
des Blockes 99 werden für die quantitative Stenosemessung
nach der Erfindung verwendet.
Zu Beginn der Stenosebestimmung wird eine erste Querlinie an
der Stelle maximaler, scheinbarer Stenose positioniert, wie
durch die Einheit 100 angezeigt. Ein erstes Dichteprofil wird
durch die Einheit 102 in Verbindung mit dem Segmentdimensionierer
101 erzeugt, der die Linie der Einheit 100 in Segmente
teilt. Auf diese Weise wird ein Dichteprofil der Stenosefläche
erhalten.
Es sind Mittel vorgesehen, um die Hintergrundlinien zu
erzielen. Insbesondere wird mindestens ein Maximum lokalisiert,
wie mit Einheit 103 dargestellt. Die Fig. 6 zeigt, daß
ein rechter und ein linker minimaler Dichtewert durch die
Einheiten 104 und 105 lokalisiert wird. Die repräsentativen
Segmentlagezahlen und Dichtewerte für die minimalen Punkte
werden dann durch Mittelung der Dichtewerte und Segmentzahlen
von Segmenten über die Segmente hinaus, die minimale Dichtewerte
haben, die mit den Einheiten 106 und 107 angedeutet,
zugeordnet. Die Zuordnungen ergeben zwei Punkte, die die mit
der Einheit 108 angezeigte Hintergrundlinie definieren.
Das Profil der Einheit 102 wird von der Hintergrundlinie der
Einheit 108 subtrahiert, wie mit 109 dargestellt, damit das
neue Profil in der Einheit 110 erhalten wird. Die Fläche
unterhalb des neuen Profils wird durch den Integrator 111 als
Zahl bestimmt, die proportional der Querschnittsfläche 112 an
dem durch Stenose beeinflußten Teil des Blutgefäßes ist.
Diese Zahl wird im Speicher 120 gespeichert.
Das System wiederholt dann den Vorgang, um die Zahl zu
bestimmen, die proportional der Querschnittsfläche eines
normalen Teiles des Blutgefäßes ist. Dies wird dadurch
erreicht, daß die Positionierung der Querlinie und die
Formung eines Dichteprofils an einer Stelle an mindestens
einem normalen Teil des Blutgefäßes und vorzugsweise an zwei
normalen Teilen des Blutgefäßes, und zwar jeweils eines
Teiles an jeder Seite der Stenose, wiederholt wird.
In Fig. 6 ist diese Wiederholung der Schritte durch eine
Bestimmung an der Einheit 121 angedeutet, wenn die Querschnittsflächenbestimmung
der Einheit 112 eine erste Bestimmung
ist. Ist dies der Fall, werden die Linienpositionierung
und weitere Vorgänge wiederholt, wie durch die Einheit 122
angezeigt. Wenn der Wert der Querschnittsfläche nach der
Einheit 112 eine erste Bestimmung ist, erfolgt eine Entscheidung
in der Einheit 122, um eine neue Querlinie am normalen
Teil des Blutgefäßes auf der anderen Seite der Stenose zu
plazieren.
Wenn die Entscheidung auf keine Wiederholung lautet, werden
die proportionalen Werte der Querschnittsfläche im Speicher
120 mit Ausnahme des ersten Wertes in der Einheit 123
gemittelt. Der erste Wert wird von dem gemittelten (normalen)
Wert in der Einheit 124 subtrahiert. Die Differenz wird durch
den normalen Wert in der Einheit 126 dividiert, damit der
Wert des Stenoseverhältnisses an der Einheit 127 erzielt
wird.
In der Praxis wird der Prozentanteil der Stenose dadurch
erreicht, daß ein DSA-Bild des Blutgefäßes erhalten wird.
Eine erste Querlinie wird dann auf dem Bild des Blutgefäßes
an einer scheinbaren oder vermuteten Fläche der Stenose
positioniert. Die Linie wird in gleiche Segmente unterteilt.
Die Segmente werden mit lagedefinierenden Zahlen versehen.
Dichtewerte werden den Segmenten auf der Basis der Dichtesignalewerte
des Bildes an den Segmenten zugeordnet. In der
zeichnerischen Darstellung nach Fig. 3 ist ein Blutdichteprofil
durch Auftragen einer konstanten Größe minus der Dichte
in Abhängigkeit von der Position gezeichnet. Der Hintergrund
des Blutgefäß-Dichteprofiles wird festgestellt. Ein Subtraktionsvorgang
dient zum Eliminieren des Hintergrundes, und es
wird eine neue Profilkurve gezogen, die das Dichteprofil ohne
den Hintergrund darstellt. Die neue Kurve wird integriert, um
die Fläche unterhalb der Kurve in Form einer Zahl zu erhalten,
die proportional der Querschnittsfläche des Blutgefäßes
ist. Diese Schritte werden mindestens an einer Fläche des
Blutgefäßes wiederholt, die normal erscheint, um ein Verhältnis
zwischen der Querschnittsfläche an der Stenose und an
einem als normal angenommenen Teil des Blutgefäßes zu
erzielen. Um den Vorgang zu verfeinern, können mehrere Linien
angewendet werden.
Claims (53)
1. Verfahren zur Verwendung eines Digital-Subtraktions-
Angiographie-Gerätes (DSA-Gerätes) zur Erzielung von
quantitativen Messungen der Stenose,
dadurch gekennzeichnet, daß
- ein DSA-Pixel-Bild eines Blutgefäßes erzeugt wird, das
einen stenotischen Teil und einen normalen Teil des
Blutgefäßes enthält,
- eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des
Blutstromes bestimmt wird, der an dem stenotischen Teil
des Blutgefäßes durch das Blutgefäß fließt,
- eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des
Blutstromes bestimmt wird, der an dem normalen Teil des
Blutgefäßes durch das Blutgefäß fließt,
- die Bestimmung einer Zahl proportional der Querschnittsfläche
des durchströmenden Blutes die Schritte umfaßt,
daß ein Dichteprofil über das Blutgefäß erzeugt wird,
daß die Ränder des Blutgefäßes an dem Profil angezeigt
werden,
daß der restliche Dichtehintergrund längs des Profiles
bewertet wird,
daß die Gesamtdichte für den restlichen Hintergrund
kompensiert wird, und
daß die kompensierten Gesamtwerte zur quantitativen
Bestimmung der Stenose verwendet werden.
2. Verfahren zur Verwendung eines Digital-Subtraktions-
Angiographie-Gerätes (DSA-Gerätes) zur Erzielung quantitativer
Messungen der Stenose, dadurch gekennzeichnet, daß
- ein DSA-Pixelbild eines Blutgefäßes erzeugt wird, das
einen stenotischen Teil und einen normalen Teil des
Blutgefäßes einschließt,
- eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des
Blutstromes bestimmt wird, der an dem stenotischen Teil
des Blutgefäßes durch das Blutgefäß fließt,
- eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des
Blutstromes bestimmt wird, der an dem normalen Teil des
Blutgefäßes durch das Blutgefäß fließt,
- das Dichteprofil für den restlichen Hintergrund kompensiert wird,
- die gesamte kompensierte Dichte längs des Profiles
zwischen den Rändern ermittelt wird, und
- der kompensierte Gesamtwert zur quantitativen Bestimmung
der Stenose verwendet wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß die Verwendung der kompensierten Gesamtwerte die
Verwendung der kompensierten Gesamtwerte zur Bestimmung
eines Stenoseverhältnisses umfaßt.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das
Stenoseverhältnis dadurch bestimmt wird, daß der kompensierte
Gesamtwert für den stenotischen Teil aus dem
kompensierten Gesamtwert für den normalen Teil subtrahiert
und die Differenz durch den kompensierten Gesamtwert für
den normalen Teil dividiert wird.
5. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß zur Erzeugung des Dichteprofiles
- eine Querlinie etwa senkrecht zum Blutstrom an einem
ausgewählten Teil des Blutgefäßes bestimmt wird,
- die Querlinie in Segmente gleicher Länge unterteilt wird,
- den Segmenten sequentielle Zahlen bzw. Ziffern zugeordnet
werden, die Lagen längs der Querlinie darstellen,
- den Segmenten Dichtepegel zugeordnet werden, die auf den
Dichtewerten der Pixels basieren, welche von den Segmenten
in dem Pixel-Bild durchlaufen werden, und
- die zugeordneten Segmentzahlen und Dichtepegel verwendet
werden, um ein Blutdichteprofil des Blutgefäßes an der
Querlinie zu erzielen.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß zur
Bestimmung einer Zahl proportional der Querschnittsfläche
an dem normalen Teil die Verwendung einer Vielzahl von
Querlinien umfaßt, welche alle im wesentlichen senkrecht
zu dem Blutstrom an Teilen des Bildes liegen, an denen das
Blutgefäß als normal angesehen wird.
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
mindestens eine Querlinie auf jeder Seite der Stenose
gezogen wird, und daß die Zahlen proportional den Querschnittsflächen
an der mindestens einen Querlinie auf
jeder Seite der Stenose gemittelt werden, damit die Zahl
proportional der Querschnittsfläche des Blutstromes an dem
normalen Teil des Blutgefäßes erzielt wird.
8. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die
Ränder des Blutgefäßes dadurch angezeigt werden, daß als
Randstellen die Segmente an dem ersten Wert minimaler
Dichte auf jeder Seite der Stelle des Wertes maximaler
Dichte ausgewählt werden.
9. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die
Ränder des Blutgefäßes dadurch angezeigt werden, daß als
Randstellen die Segmente an dem Minimum minimaler Dichte
auf jeder Seite des Wertes maximaler Dichte ausgewählt
werden.
10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet,
daß das Profil zuerst geglättet wird, damit nur eine
Stelle maximaler Dichte vorhanden ist.
11. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß
ein Schwellwert verwendet wird, der nur solche Werte
minimaler Dichte zuläßt, die unterhalb des Schwellwertes
liegen.
12. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet,
daß der restliche Dichtehintergrund dadurch bewertet
wird, daß Segmente der Querlinie ausgewählt werden, die
weiter von der Stelle maximaler Dichte entfernt sind als
die Randstelle an jeder Seite, und daß eine Funktion dem
Dichtewert an den ausgewählten Segmenten und den Randstellen
angepaßt wird, wobei diese Funktion den Hintergrund
des Blutdichteprofils repräsentiert.
13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß
die Funktion eine lineare Funktion ist.
14. Verfahren nach Anspruch 12, wobei die Anpassung die
Verwendung mindestens einer quadratischen Anpassung
umfaßt.
15. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet,
daß repräsentative Dichtewerte dadurch ermittelt werden,
daß der Dichtewert an den Randstellen und der Wert der
Dichte an Segmenten verwendet wird, die weiter von der
Stelle maximaler Dichte als die Randstelle entfernt sind,
und daß repräsentative Stellen dadurch gefunden werden,
daß die Segmentzahlen des Randstellensegmentes und die
Segmente, die weiter als das Randstellensegment entfernt
sind, ermittelt werden.
16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß
die repräsentativen Stellen und die repräsentativen
Dichtewerte auf jeder Seite des maximalen Dichtewertes
verwendet werden, um den restlichen Dichtehintergrund
längs des Profiles zu bewerten, und daß das Bewerten des
restlichen Dichtehintergrundes längs des Profiles die
Verwendung der repräsentativen Stellen und der repräsentativen
Dichtewerte umfaßt, um eine lineare Funktion zu
bestimmen, die den Hintergrund des Blutdichteprofils
repräsentiert.
17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die lineare Funktion die repräsentativen Dichtewerte an
den entsprechenden repräsentativen Stellen ergibt.
18. Verfahren nach Anspruch 13 oder 16, dadurch gekennzeichnet,
daß ein Hintergrundwert jedem Segment der Querlinie
zugeordnet wird, und daß der Hintergrundwert auf den
Werten basiert, die sich durch die lineare Funktion an
diesem Segment ergeben.
19. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß
das Dichteprofil dadurch kompensiert wird, daß Differenzen
erzielt werden, indem der Hintergrundwert, der jedem
Segment der Querlinie zugeordnet ist, von dem Dichtewert,
der dem entsprechenden Segment zugeordnet ist, subtrahiert
wird.
20. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß
die Segmente, die weiter von der Stelle maximaler Dichte
entfernt sind als die Randstelle, den Wert Null zugeordnet
erhalten.
21. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß
das Auffinden der gesamten kompensierten Dichte längs des
Profiles das Summieren der Differenzen umfaßt.
22. Verfahren nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß
die Summierung aus einer Summierung zwischen den Randstellen
besteht.
23. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß
die Gesamtdichte für den restlichen Hintergrund dadurch
kompensiert wird, daß der Gesamthintergrund zwischen den
Rändern ermittelt und der Gesamthintergrund von der
Gesamtdichte subtrahiert wird.
24. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß
der Gesamthintergrund dadurch ermittelt wird, daß die
Hintergrundwerte, die den Segmenten der Querlinie
zwischen den Randstellen zugeordnet sind, summiert
werden.
25. Verfahren nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß
der Gesamthintergrund dadurch ermittelt wird, daß die
lineare Funktion zwischen den Randstellen analytisch
integriert wird.
26. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß
die Segmente, die von dem Wert maximaler Dichte weiter
als die Randstelle entfernt sind, aus den Segmenten
bestehen, die sequentiell an die Randstelle anschließen.
27. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß
die repräsentativen Werte dadurch ermittelt werden, daß
die Geräuscheinflüsse reduziert werden.
28. Verfahren nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß
die Geräuscheffekte dadurch reduziert werden, daß die
Dichtewerte an den Randstellen und an den Segmenten, die
weiter als die Randstelle von der Stelle maximaler Dichte
entfernt sind und auf der gleichen Seite der maximalen
Dichte liegen wie die Randstelle, gemittelt werden.
29. Verfahren zur Verwendung eines Digital-Subtraktions-
Angiographie-Gerätes (DSA-Gerätes) zur Erzielung von
quantitativen Messungen der Stenose, dadurch gekennzeichnet,
daß
- ein DSA-Pixel-Bild des Blutgefäßes einschließlich eines
stenotischen Teiles und eines normalen Teiles des
Blutgefäßes erstellt wird,
- eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des
Blutstromes, der durch das Blutgefäß fließt, an dem
stenotischen Teil des Blutgefäßes bestimmt wird,
- eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des
Blutstromes, der durch das Blutgefäß fließt, an dem
normalen Teil des Blutgefäßes bestimmt wird,
- eine Zahl proportional der Querschnittsfläche des
Blutstromes dadurch bestimmt wird,
daß ein Dichteprofil an dem Blutgefäß erzeugt wird,
daß der Rand des Blutgefäßes an dem Profil angezeigt wird,
daß der Abstand zwischen den Rändern zur Erzielung der Zahlen proportional den Querschnittsflächen des Blutgefäßes verwendet wird, und
daß die Zahlen zum quantitativen Bestimmen der Stenose verwendet werden.
daß ein Dichteprofil an dem Blutgefäß erzeugt wird,
daß der Rand des Blutgefäßes an dem Profil angezeigt wird,
daß der Abstand zwischen den Rändern zur Erzielung der Zahlen proportional den Querschnittsflächen des Blutgefäßes verwendet wird, und
daß die Zahlen zum quantitativen Bestimmen der Stenose verwendet werden.
30. Verfahren nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, daß
die Verwendung des Abstandes das Multiplizieren des
Abstandes quadriert um eine Konstante umfaßt.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US737144 | 1985-05-23 | ||
US06/737,144 US4692864A (en) | 1985-05-23 | 1985-05-23 | Method of determining stenosis of blood vessels |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3617126A1 true DE3617126A1 (de) | 1987-01-02 |
DE3617126B4 DE3617126B4 (de) | 2009-10-08 |
Family
ID=24962748
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3617126A Expired - Lifetime DE3617126B4 (de) | 1985-05-23 | 1986-05-22 | Einrichtung zur Erzielung von quantitativen Messungen der Stenose von Blutgefässen |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4692864A (de) |
DE (1) | DE3617126B4 (de) |
IL (1) | IL78862A (de) |
NL (1) | NL193719C (de) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0330100A2 (de) * | 1988-02-23 | 1989-08-30 | Ullrich Dipl.-Ing. Thiedig | Optische Messeinrichtung |
EP0635806A1 (de) * | 1993-07-22 | 1995-01-25 | Laboratoires D'electronique Philips S.A.S. | Verfahren zur Verarbeitung von digitalen Bildern für die örtliche Bestimmung des Zentrums und der Breite von Objekten in Form von Bändern, die sich gegen einen Hintergrund abheben |
FR2711908A1 (fr) * | 1993-11-05 | 1995-05-12 | Makowski Serge | Dispositif pour mesurer le pourcentage de sténose des artères sténosées. |
DE102004028123B4 (de) * | 2004-06-09 | 2008-06-26 | Siemens Ag | Computertomograph mit einer Messanordung und einem Bildrechner zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes eines Körperteils eines Patienten |
Families Citing this family (25)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3826550C2 (de) * | 1987-08-07 | 1994-01-13 | Toshiba Kawasaki Kk | Einrichtung zum Darstellen von Röntgenbildern |
NL8801982A (nl) * | 1988-08-09 | 1990-03-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het bepalen van grootheden die kenmerkend zijn voor de stroming van een vloeistof in een vatenstelsel. |
US5150717A (en) * | 1988-11-10 | 1992-09-29 | Arye Rosen | Microwave aided balloon angioplasty with guide filament |
US5212636A (en) * | 1988-12-28 | 1993-05-18 | Casio Computer Co., Ltd. | Radio receiver capable of confirming gambling results |
US5150292A (en) * | 1989-10-27 | 1992-09-22 | Arch Development Corporation | Method and system for determination of instantaneous and average blood flow rates from digital angiograms |
US5148809A (en) * | 1990-02-28 | 1992-09-22 | Asgard Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for detecting blood vessels and displaying an enhanced video image from an ultrasound scan |
US5353798A (en) * | 1991-03-13 | 1994-10-11 | Scimed Life Systems, Incorporated | Intravascular imaging apparatus and methods for use and manufacture |
US5438997A (en) * | 1991-03-13 | 1995-08-08 | Sieben; Wayne | Intravascular imaging apparatus and methods for use and manufacture |
US5243988A (en) * | 1991-03-13 | 1993-09-14 | Scimed Life Systems, Inc. | Intravascular imaging apparatus and methods for use and manufacture |
US5680471A (en) * | 1993-07-27 | 1997-10-21 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Image processing apparatus and method |
US6129674A (en) * | 1999-03-26 | 2000-10-10 | Ramot Of Tel-Aviv University | Method for determining the degree of occulsion and elasticity in blood vessels and other conduits |
EP1101194B1 (de) * | 1999-06-04 | 2008-04-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Bildverarbeitungserfahren, -vorrichtung und medizinisches untersuchungsgerät zur extraktion des pfades einer fadenförmigen struktur in einem bild |
WO2001080185A1 (en) * | 2000-04-14 | 2001-10-25 | General Electric Company | Method and apparatus for three-dimensional reconstruction of angiograms |
US6990368B2 (en) | 2002-04-04 | 2006-01-24 | Surgical Navigation Technologies, Inc. | Method and apparatus for virtual digital subtraction angiography |
WO2004023102A2 (en) * | 2002-09-09 | 2004-03-18 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Methods of detection of progression of stenosis |
US7343032B2 (en) * | 2005-09-01 | 2008-03-11 | Fujifilm Corporation | Method and apparatus for automatic and dynamic vessel detection |
JP5388472B2 (ja) * | 2008-04-14 | 2014-01-15 | キヤノン株式会社 | 制御装置、x線撮影システム、制御方法、及び当該制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラム。 |
US20100004526A1 (en) * | 2008-06-04 | 2010-01-07 | Eigen, Inc. | Abnormality finding in projection images |
US8582854B2 (en) * | 2008-09-15 | 2013-11-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and system for automatic coronary artery detection |
US9761004B2 (en) * | 2008-09-22 | 2017-09-12 | Siemens Healthcare Gmbh | Method and system for automatic detection of coronary stenosis in cardiac computed tomography data |
DE102009023504A1 (de) | 2009-06-02 | 2010-12-09 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Bestimmung eines Abmessungswerts und Abmessungsbestimmungseinrichtung |
KR101578770B1 (ko) * | 2013-11-21 | 2015-12-18 | 삼성전자주식회사 | 의료 영상 처리 장치 및 그에 따른 의료 영상 처리 방법 |
WO2015171276A1 (en) * | 2014-05-05 | 2015-11-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and system for non-invasive functional assessment of coronary artery stenosis using flow computations in diseased and hypothetical normal anatomical models |
DE102015207894A1 (de) * | 2015-04-29 | 2016-11-03 | Bayer Pharma Aktiengesellschaft | Ermitteln der Geschwindigkeit eines Fluids mit Hilfe eines bildgebenden Verfahrens |
US10898150B2 (en) * | 2016-12-05 | 2021-01-26 | The Regents Of The University Of California | Vessel cross-sectional area measurement using CT angiography |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4111191A (en) * | 1972-05-01 | 1978-09-05 | Shaw Robert F | Apparatus and method for examining blood vessels of interest by tracking position with respect to time of particles introduced therein |
US4326252A (en) * | 1976-11-29 | 1982-04-20 | Hitachi Medical Corporation | Method of reconstructing cross-section image |
US4154231A (en) * | 1977-11-23 | 1979-05-15 | Russell Robert B | System for non-invasive cardiac diagnosis |
DE2926456A1 (de) * | 1979-06-30 | 1981-01-15 | Philips Patentverwaltung | Verfahren zur ermittlung des randes eines koerpers mittels am koerper gestreuter strahlung |
US4400827A (en) * | 1981-11-13 | 1983-08-23 | Spears James R | Method and apparatus for calibrating rapid sequence radiography |
JPS58152542A (ja) * | 1982-03-05 | 1983-09-10 | 株式会社東芝 | X線診断装置 |
-
1985
- 1985-05-23 US US06/737,144 patent/US4692864A/en not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-05-21 IL IL78862A patent/IL78862A/xx unknown
- 1986-05-22 DE DE3617126A patent/DE3617126B4/de not_active Expired - Lifetime
- 1986-05-23 NL NL8601327A patent/NL193719C/nl not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (2)
Title |
---|
KRUGER, R.A. et al.: "A Method for the Nouinvasive Evaluation of Cardiovasular Dynamics Using A Digital Radiographic Device", In: Radiology, Vol. 139, Mai 1981, S. 301-305 * |
PECK, W.W. et al.: "Assessment of quantitative indices of arterial stenosis derived from intravenous digital subtraction angiography", In: Americam Heart Journal, Vol. 108, No. 3, Part I, September 1984, S. 591-597 * |
Cited By (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0330100A2 (de) * | 1988-02-23 | 1989-08-30 | Ullrich Dipl.-Ing. Thiedig | Optische Messeinrichtung |
EP0330100A3 (en) * | 1988-02-23 | 1990-11-22 | Ullrich Dipl.-Ing. Thiedig | Optical measuring device |
EP0635806A1 (de) * | 1993-07-22 | 1995-01-25 | Laboratoires D'electronique Philips S.A.S. | Verfahren zur Verarbeitung von digitalen Bildern für die örtliche Bestimmung des Zentrums und der Breite von Objekten in Form von Bändern, die sich gegen einen Hintergrund abheben |
EP0635805A1 (de) * | 1993-07-22 | 1995-01-25 | Laboratoires D'electronique Philips S.A.S. | Verfahren zur Verarbeitung von digitalen Bildern für die automatische Detektion von Stenosen |
FR2708166A1 (fr) * | 1993-07-22 | 1995-01-27 | Philips Laboratoire Electroniq | Procédé de traitement d'images numérisées pour la détection automatique de sténoses. |
FR2711908A1 (fr) * | 1993-11-05 | 1995-05-12 | Makowski Serge | Dispositif pour mesurer le pourcentage de sténose des artères sténosées. |
DE102004028123B4 (de) * | 2004-06-09 | 2008-06-26 | Siemens Ag | Computertomograph mit einer Messanordung und einem Bildrechner zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilddatensatzes eines Körperteils eines Patienten |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
IL78862A (en) | 1990-03-19 |
DE3617126B4 (de) | 2009-10-08 |
NL193719C (nl) | 2000-08-04 |
IL78862A0 (en) | 1986-09-30 |
NL193719B (nl) | 2000-04-03 |
US4692864A (en) | 1987-09-08 |
NL8601327A (nl) | 1986-12-16 |
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