DE102006025420B4

DE102006025420B4 - Darstellungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder und hiermit korrespondierende Gegenstände

Info

Publication number: DE102006025420B4
Application number: DE200610025420
Authority: DE
Inventors: Estelle Dr. Camus; Thomas Dr. Redel
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2006-05-31
Filing date: 2006-05-31
Publication date: 2009-04-02
Anticipated expiration: 2026-06-01
Also published as: DE102006025420A1; US20080033285A1; US8620408B2

Abstract

Darstellungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder (B), die den zeitlichen Verlauf der Verteilung eines Kontrastmittels in einem Untersuchungsobjekt (3) zeigen, das ein Gefäßsystem und dessen Umgebung enthält, welches Projektionsbild (B) eine Vielzahl von Pixeln (9) mit Pixelwerten aufweist, welche Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel (9) der Projektionsbilder (B) durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts (3) bestimmt sind, bei welchem Verfahren
– ein Rechner (8) ein darzustellendes der Projektionsbilder (B) zumindest in einem Perfusionsbereich (18') in Parzellen (19) unterteilt,
– welcher Rechner (8) für jede Parzelle (19) anhand der in der jeweiligen Parzelle (19) des darzustellenden Projektionsbildes (B) auftretenden Pixelwerte oder anhand von deren Differenzen zu den Pixelwerten einer korrespondierenden Parzelle (19) eines anderen Projektionsbildes (B) mindestens einen charakteristischen Wert (C) ermittelt,
– welcher Rechner (8) für jede im Perfusionsbereich (18') enthaltene Parzelle (19) anhand des mindestens einen charakteristischen Wertes (C) eine Projektionsfarbe (PF) ermittelt und der jeweiligen...

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Darstellungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder, die den zeitlichen Verlauf der Verteilung eines Kontrastmittels in einem Untersuchungsobjekt zeigen, wobei das Untersuchungsobjekt ein Gefäßsystem und dessen Umgebung enthält, wobei jedes Projektionsbild eine Vielzahl von Pixeln mit Pixelwerten aufweist, wobei die Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel der Projektionsbilder durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts bestimmt sind.
Die vorliegende Erfindung betrifft weiterhin einen Datenträger mit einem auf dem Datenträger in maschinenlesbarer Form gespeicherten Computerprogramm, wobei das Computerprogramm von einem Rechner ausführbaren Maschinencode umfasst, wobei die Ausführung des Maschinencodes durch den Rechner die Durchführung eines derartigen Darstellungsverfahrens bewirkt, und einen Rechner mit einem Massenspeicher, in dem ein Computerprogramm hinterlegt ist, so dass der Rechner nach Aufruf des Computerprogramms ein derartiges Bildauswertungsverfahren ausführt.
Derartige Darstellungsverfahren und die entsprechenden Gegenstände sind bekannt.
So ist beispielsweise aus dem Fachaufsatz „Quantitative Analyse von koronarangiographischen Bildfolgen zur Bestimmung der Myokardperfusion" von Urban Malsch et al., erschienen in „Bildverarbeitung für die Medizin 2003 – Algorithmen – Systeme – Anwendungen", Springer-Verlag, Seiten 81 bis 85, ein derartiges Darstellungsverfahren bekannt. Bei diesem Darstellungsverfahren ermittelt ein Rechner anhand der Projektionsbilder ein zweidimensionales Auswertungsbild, das eine Vielzahl von Pixeln aufweist, und gibt das Auswertungsbild über ein Sichtgerät an einen Anwender aus. Die Pixel des Auswertungsbildes korrespondieren mit denen der Projektionsbilder. Der Rechner nimmt anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixel werte der Projektionsbilder eine Zuordnung eines Pixelwerts zu den Pixeln des Auswertungsbildes vor, wobei der Pixelwert für den Zeitpunkt der maximalen Kontraständerung charakteristisch ist.
Die Lehre des oben genannten Fachaufsatzes wird im Rahmen von angiographischen Untersuchungen der Herzkranzgefäße des menschlichen Herzens beschrieben. Diese Art der Untersuchung ist heute eines der wichtigsten diagnostischen Hilfsmittel der Kardiologie. Zusätzliche Informationen wie die Bestimmung der Flussgeschwindigkeit oder die Myokardperfusion sind weitere Informationen, die mittels der Angiographie prinzipiell gewonnen werden können. Die wesentliche diagnostische Aussage ist die Perfusion des Herzmuskels.
Im Stand der Technik sind weitere nicht invasive Untersuchungsmethoden wie PET, SPECT, MR oder kontrastmittelunterstützter Ultraschall bekannt. Diese Untersuchungsmethoden bieten die Möglichkeit, neben anderen Parametern auch den Perfusionsstatus des Myokardiums quantifizieren zu können. Generell werden diese Methoden bei einer stabilen Angina pectoris oder zur Risikoeinschätzung nach einem Myokardinfarkt durchgeführt.
Für eine Beurteilung des therapeutischen Ergebnisses einer Intervention wäre es vorteilhaft, die Verbesserung der Perfusion bzw. das Auftreten von Mikroembolisation und Mikroinfarkten noch während der eigentlichen Intervention kontrollieren zu können. Vorteilhaft wäre es somit, wenn schon im Katheterlabor zu anderen Diagnoseparametern eine Quantifizierung der Perfusion hinzuträte. Denn damit wäre es möglich, alle relevanten Informationen in einer Untersuchung zu erlangen und somit zu einer besseren Therapiekontrolle zu kommen.
Die Quantifizierung der Durchblutung des Myokardiums mittels angiographischer Verfahren ist jedoch problematisch. Denn die angiographisch beobachtbaren Herzgefäße weisen einen Durchmesser von knapp einem Millimeter oder mehr auf. Diese beob achtbaren Gefäße enden in Millionen von winzigen Kapillargefäßen, welche Durchmesser von nur wenigen Mikrometern aufweisen. Die Flussdynamik und Verteilung in den Kapillargefäßen bestimmt letztlich die Blutversorgung des Herzmuskels. Der Rückschluss von der makroskopischen Durchblutung auf die Dynamik der Durchblutung in den Kapillargefäßen ist daher streng genommen nicht zulässig, auch wenn er oftmals vorgenommen wird.
Zur Erfassung der Durchblutung des Myokardiums sind verschiedene Verfahren bekannt, insbesondere die Kontrast-Echokardiographie, die magnetresonanztomographische Diagnostik und SPECT.
Die echokardiographische Bestimmung der globalen und der regionalen Funktion ist ein fester Bestandteil der nichtinvasiven kardialen Funktionsdiagnose. Die dynamische und pharmakologische Stressechokardiographie werden insbesondere bei der Ischämie und bei der Vitalitätsdiagnostik eingesetzt und tragen zur Indikationsstellung revaskularisierender Maßnahmen bei chronischen koronaren Herzerkrankungen bei. Kontrastspezifische Bildgebungsverfahren ermöglichen seit kurzem eine Signalverstärkung des intramyokardialen Blutpools, auf dessen Basis Aussagen zur Herzmuskeldurchblutung getroffen werden können. Aktuelle Echtzeitverfahren ermöglichen sogar die gleichzeitige Beurteilung von Wandbewegung und Myokarddurchblutung in hoher räumlicher Auflösung.
Magnetresonanztomographische Diagnoseverfahren für koronare Herzerkrankungen basieren auf dem Nachweis pharmakologisch induzierter Durchblutungs- oder Wandbewegungsstörungen. Zur Beurteilung der Myokardperfusion ist heute die kontrastmittelgestützte First-pass-Perfusionsmessung in Ruhe und unter pharmakologischer Belastung die bevorzugte Vorgehensweise. Hier werden Medikamente eingesetzt, die zu einer Erweiterung der nicht betroffenen Koronararterien führen und somit auf Grund des erhöhten Blutflusses in diesen erweiterten Koronar arterien eine Verstärkung der geringeren Perfusion im Versorgungsgebiet einer stenosierten Koronararterie führen.
SPECT ist ein nuklearmedizinisches Verfahren. Hierfür wird heutzutage als Kontrastmittel Tc-99 m neben Thallium-201-Chlorid eingesetzt. Die Myokard-Perfusionsszintigraphie erfasst die Durchblutung des Herzmuskels unter ergometrischer und medikamentöser Belastung sowie in Ruhe. Dabei lassen sich reversible Ischämien von permanenten Durchblutungsstörungen oder Myokardnarben differenzieren. Voraussetzung für dieses Verfahren ist eine optimierte tomographische Untersuchungstechnik.
Der akute Myokardinfarkt stellt eine kardiologische Notfallsituation dar, in der eine rasche Diagnose und Therapie erforderlich ist. In dieser Notfallsituation ist eine Untersuchung des Patienten mittels magnetresonanztomographischer Verfahren, SPECT-Verfahren oder der Kontrastechokardiographie in aller Regel nicht möglich. Weitere Probleme ergeben sich, wenn aus anderen Gründen nicht vorab eine Perfusionsmessung durchgeführt werden konnte. In allen diesen Fällen würde die angiographisch basierte Herzperfusionsbildgebung ein wichtiges Hilfsmittel darstellen.
Bei der angiographisch basierten Herzperfusionsbildgebung werden lange Aufnahmen gemacht, wobei die Aufnahmen solange dauern, bis das Kontrastmittel durch die Herzkranzgefäße hindurchgeflossen ist und im Herzmuskel selbst sichtbar wird. Diese letztgenannte Phase wird als „Myocardial Blush" bezeichnet. Die Beurteilung des „Myocardial Blush" dient dazu, Aussagen zur Gefäßversorgung des Herzens zu machen und beispielsweise den Erfolg von Therapien und/oder ein Risikoprofil für den Patienten einzuschätzen.
Um die Blutflussdynamik in großen Gefäßen und in den Kapillargefäßen messbar und damit vergleichbar zu machen, sind verschiedene Gradationssysteme bekannt, die das Kontinuum der Verhältnisse in diskrete Klassen einteilen. Manche dieser Klassifikationen beschreiben den makroskopischen Blutkreislauf, andere den kapillaren Blutkreislauf. Die meistgebrauchten Klassifikationen wurden von der Wissenschaftsorganisation „thrombolysis in myocardial infarction" (TIMI) erarbeitet. Diese Klassifikationen gelten als Standard. In multizentrischen Studien, in denen es besonders auf reproduzierbare und vergleichbare Ergebnisse ankommt, werden die TIMI-Klassifikationen häufig verwendet. Die Klassifikationen sind jedoch komplex und nur zeitaufwändig anwendbar. In der klinischen Routinearbeit werden sie in der Regel nicht eingesetzt.
Das im Stand der Technik bei Weitem am Häufigsten eingesetzte Verfahren ist die visuelle Einschätzung des „Myocardial Blush" am Bildschirm. Diese Vorgehensweise wird für multizentrische Studien oftmals verwendet. Voraussetzung für diese Vorgehensweise ist, dass die angiographische Aufnahme lang genug ist, um den Eintrag und das Auswaschen des Kontrastmittels sehen zu können. Die visuelle Einschätzung erfordert viel Erfahrung und wird praktisch nur von so genannten TIMI-Blush-Experten durchgeführt.
Es sind auch verschiedene Vorgehensweisen bekannt, in denen versucht wird, die visuelle, subjektiv-persönliche Einschätzung rechnergestützt vorzunehmen. Ein Beispiel findet sich in dem oben genannten Fachaufsatz von Urban Malsch et al..
Die Vorgehensweise des oben genannten Fachaufsatzes stellt bereits einen guten Ansatz dar, weist aber noch Mängel auf. So ist es insbesondere erforderlich, die Gefäße des Gefäßsystems in den Projektionsbildern zu identifizieren, um diese Gefäße bei der Auswertung des „Myocardial Blush" auszublenden. Auch ist es bei der Vorgehensweise des Fachaufsatzes erforderlich, mit DSA-Bildern zu arbeiten. Dadurch besteht eine deutliche Gefahr von Artefakten, zu deren Vermeidung wiederum rechenintensive Verfahren zur Bewegungskompensation erforderlich sind.
In der nicht vorveröffentlichten deutschen Patentanmeldung DE 10 2005 039 189 sind ebenfalls Bildauswertungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder beschrieben.
Die Vorgehensweise der DE 10 2005 039 189 A1 ist bereits recht gut. Auch führt die dort beschriebene farbcodierte Darstellung des Parzellentyps (Gefäß, Perfusionsbereich, Hintergrund) und des Ausmaßes (Perfusionsgrades) zu einer guten Erkennbarkeit der im Rahmen der DE 10 2005 039 189 A1 ermittelten Perfusion. Für die direkte Erkennbarkeit der Durchblutung des Untersuchungsobjekts, also für die visuelle Einschätzung des Blushs, ist die in der DE 10 2005 039 189 A1 beschriebene Vorgehensweise hingegen ungeeignet.
Aus der DE 101 00 572 A1 ist ein Verfahren zur Darstellung des Blutflusses in einem Gefäßbaum bekannt. Bei diesem Verfahren wird eine Serie von Röntgen-Projektionsbildern eines Untersuchungsobjekts aus unterschiedlichen Richtungen aufgenommen. Anhand der aufgenommenen Projektionsbilder wird eine dreidimensionale Rekonstruktion des Untersuchungsobjekts erstellt. In der dreidimensionalen Rekonstruktion wird eine Folge von Clustern aus räumlich zusammenhängenden Voxeln bestimmt. Die Bestimmung der Cluster erfolgt hierbei ausgehend von einem Startcluster des Gefäßbaums. Ausgehend von diesem Cluster wird mindestens ein durch die Blutflussrichtung definiertes Cluster ermittelt, das seinerseits Ausgangspunkt für die Bestimmung mindestens eines in der Folge nächsten Clusters ist und von dessen Voxeln wenigstens einige an die Voxel des Startclusters und des nächsten Clusters angrenzen. Für jedes neue Cluster der Folge wird das darauffolgende Cluster ermittelt, bis der gesamte Gefäßbaum in Cluster eingeteilt ist. Die Cluster können entsprechend ihrer Reihenfolge farbcodiert dargestellt werden. Anhand einer zweidimensionalen Angiographie-Sequenz können den einzelnen Clustern weiterhin Ankunftszeiten zugeordnet werden, zu denen ein Kontrastmittelbolus das jeweilige Cluster erreicht. Durch Differenziation der Ankunftszeiten in Blutflussrichtung können die lokalen Blutflussgeschwindigkeiten ermittelt werden. Auch die Blutflussgeschwindigkeiten können farbcodiert dargestellt werden.
Aus der DE 100 00 185 A1 ist ein Verfahren zur Darstellung des zeitlichen Verlaufs des Blutflusses in einem Untersuchungsobjekt bekannt. Bei diesem Verfahren wird eine Serie von Röntgenprojektionsbildern während einer Kontrastmittelzuführung an die Blutgefäße in dem Untersuchungsobjekt ermittelt. Weiterhin wird ein den Verlauf der Blutgefäß in dem Untersuchungsobjekt enthaltender (zwei- oder dreidimensionaler) Bilddatensatz ermittelt. Die mit Kontrastmittel gefüllten Bereiche der Blutgefäße in den einzelnen Röntgenprojektionsbildern werden segmentiert. Der Bilddatensatz wird durch Vergleich mit den segmentierten Röntgenprojektionsbildern zeitlich codiert. Eines oder mehrere aus dem zeitlich codierten Bilddatensatz erstellte, den zeitlichen Verlauf des Blutflusses darstellende Bilder werden dargestellt. Die relevante Information ist bei der DE 100 00 185 A1 der jeweilige Bereich des Gefäßsystems, in den ein Kontrastmittel zu einem bestimmten Zeitpunkt eingetragen ist. Die verschiedenen Bereiche können jeweils mit voneinander verschiedenen Farben codiert werden und zusammen dargestellt werden.
Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Darstellungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder der eingangs genannten Art zu schaffen, das auf einfache Weise eine gute visuelle Erkennbarkeit der Durchblutung ermöglicht.
Die Aufgabe wird zunächst durch ein Darstellungsverfahren mit den verfahrensgegenständlichen Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst.
Erfindungsgemäß ist vorgesehen:

– Ein Rechner unterteilt ein darzustellendes der Projektionsbilder zumindest in einem Perfusionsbereich in Parzellen.
– Der Rechner ermittelt für jede Parzelle anhand der in der jeweiligen Parzelle des darzustellenden Projektionsbildes auftretenden Pixelwerte mindestens einen charakteristischen Wert. Alternativ kann der Rechner für jede Parzelle den mindestens einen charakteristischen Wert anhand der in der jeweiligen Parzelle des darzustellenden Projektionsbildes auftretenden Pixelwerte und deren Differenzen zu den Pixelwerten einer korrespondierenden Parzelle eines anderen Projektionsbildes ermitteln.
– Der Rechner ermittelt für jede im Perfusionsbereich enthaltene Parzelle anhand des mindestens einen charakteristischen Wertes eine Projektionsfarbe. Die Projektionsfarbe ordnet er der jeweiligen Parzelle zu.
– Der Rechner gibt zumindest einen den Perfusionsbereich enthaltenden Teilbereich des darzustellenden Projektionsbildes über ein Sichtgerät an einen Anwender aus. Jede Parzelle des Perfusionsbereichs des darzustellenden Projektionsbildes stellt er in der ihr zugeordneten Projektionsfarbe dar.
– Der Rechner addiert die Pixelwerte der im Perfusionsbereich des dargestellten Projektionsbildes gelegenen Pixel oder deren Differenzen zu den Pixelwerten der im Perfusionsbereich des anderen Projektionsbildes gelegenen Pixel zu einer Gesamtperfusion.
– Anhand der Gesamtperfusion bestimmt der Rechner mindestens eine charakteristische Größe eines akustischen Signals.
– Der Rechner gibt das akustische Signal zusammen mit dem Teilbereich des dargestellten Projektionsbildes über einen Lautsprecher aus.

Auf Grund der Farbzuordnung ist die Erkennbarkeit der Durchblutung gegenüber einer Graustufendarstellung erheblich verbessert. Auf Grund der Parzellierung kann eine zu starke Streuung der Farbwerte auf engem Raum vermieden werden. Als charakteristische Größe des akustischen Signals kommen insbesondere die Lautstärke, die Dauer und ganz bevorzugt die Frequenz des akustischen Signals in Frage.
Hiermit korrespondierend wird die Aufgabe für den Datenträger bzw. den Rechner dadurch gelöst, dass auf dem Datenträger in maschinenlesbarer Form ein Computerprogramm gespeichert ist, wobei das Computerprogramm von einem Rechner ausführbaren Maschinencode umfasst, wobei die Ausführung des Maschinencodes durch den Rechner die Durchführung eines solchen Darstellungsverfahrens bewirkt, bzw. im Massenspeicher des Rechners ein solches Computerprogramm hinterlegt ist, so dass der Rechner nach Aufruf des Computerprogramms dieses Darstellungsverfahren ausführt.
Das erfindungsgemäße Darstellungsverfahren ist universell anwendbar. Es ist also insbesondere auch dann anwendbar, wenn das Untersuchungsobjekt sich nicht bewegt. Ein Beispiel eines derartigen Untersuchungsobjekts ist das Gehirn des Menschen, in dem die gleichen Durchblutungsprobleme wie beim menschlichen Herzen auftreten können. Diese Durchblutungsprobleme sind, wenn sie akut auftreten, unter dem Begriff Schlaganfall bekannt. In aller Regel ist das Untersuchungsobjekt aber ein sich iterativ bewegendes Untersuchungsobjekt. In diesem Fall wird zunächst eine Serie von Bildern erfasst und dem Rechner zugeführt. Jedem Bild der Serie ist eine Phaseninformation über das Untersuchungsobjekt zugeordnet. Die Projektionsbilder werden aus dieser Serie ausgewählt, wobei darauf geachtet wird, dass die den Projektionsbildern zugeordneten Phaseninformationen maximal um eine Phasenschranke von einer Referenzphase abweichen. Sowohl die Referenzphase als auch die Phasenschranke können dem Rechner vom Anwender vorgegeben werden.
Vorzugsweise stellt der Rechner das darzustellende Projektionsbild außerhalb des Perfusionsbereichs Schwarz/Weiß oder als Graustufenbild dar. Durch diese Beschränkung der Farbcodierung auf den Perfusionsbereich wird die Erkennbarkeit der Perfusion für den Anwender verbessert.
Vorzugsweise unterteilt der Rechner das darzustellende Projektionsbild auch außerhalb des Perfusionsbereichs in Parzellen und ordnet den außerhalb des Perfusionsbereichs gelegenen Parzellen des darzustellenden Projektionsbildes jeweils einen Grauwert oder einen der Werte Schwarz und Weiß zu.
Es ist möglich, dass der Perfusionsbereich dem Rechner vom Anwender vorgegeben wird. Ebenso ist möglich, dass der Rechner den Perfusionsbereich selbsttätig ermittelt.
Im Falle der selbsttätigen Ermittlung des Perfusionsbereichs ermittelt der Rechner vorzugsweise zumindest für jedes Pixel des Teilbereichs anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte derjenigen Pixel der Projektionsbilder, die in einem durch das jeweilige Pixel bestimmten, für alle Projektionsbilder einheitlichen zweidimensionalen Auswertungskern der Projektionsbilder liegen, ob das jeweilige Pixel den Perfusionsbereich angehört.
Ganz besonders ist bevorzugt, dass der Rechner für jedes Pixel als Auswertungskern diejenige Parzelle bestimmt, in der das betreffende Pixel liegt. Durch diese Maßnahme kann der Rechenaufwand minimiert werden.
Der charakteristische Wert liegt zwischen einem Minimalwert und einem Maximalwert. Die Projektionsfarbe besteht vorzugsweise zu einem Erstanteil aus einer ersten Farbe und im Übrigen aus einer zweiten Farbe. Der Erstanteil ist vorzugsweise eine monotone Funktion des charakteristischen Wertes. Diese Maßnahmen verbessern die Erkennbarkeit der Perfusion.
Die intuitive Zuordnung einer Durchblutung zu einer bestimmten Farbe ist für den Anwender besonders einfach, wenn die erste und die zweite Farbe Primärfarben sind, also aus der Gruppe der Farben Gelb, Rot und Blau bestimmt sind. Insbesondere die Farbkombination Gelb und Rot hat sich in Versuchen als besonders vorteilhaft erwiesen.
Wenn eine Differenzbildung zwischen den Pixelwerten des darzustellenden Projektionsbildes und des anderen Projektionsbildes erfolgen soll, ist das andere Projektionsbild vorzugsweise das zeitlich erste Projektionsbild. Insbesondere ist im zeitlich ersten Projektionsbild in der Regel kein oder zumindest nur wenig Kontrastmittel vorhanden.
Vorzugsweise gibt der Rechner die Projektionsbilder nacheinander entsprechend ihrer zeitlichen Abfolge über das Sichtgerät aus. Dies ermöglicht dem Anwender eine besonders leichte Auswertung. Besonders vorteilhaft ist, wenn die Ausgabe der Projektionsbilder nacheinander entsprechend ihrer zeitlichen Abfolge mit der Ausgabe des akustischen Signals kombiniert wird.
Vorzugsweise ordnet der Rechner den Parzellen eines mit den Projektionsbildern korrespondierenden Auswertungsbildes zumindest im Perfusionsbereich einen Perfusionsgrad zu, ordnet den Parzellen des Auswertungsbildes anhand des Perfusionsgrades eine Auswertungsfarbe zu, gibt zumindest einen den Perfusionsbereich enthaltenden Teilbereich des Auswertungsbildes über das Sichtgerät an den Anwender aus und stellt jede Parzelle des Perfusionsbereichs des Auswertungsbildes in der ihr zugeordneten Auswertungsfarbe dar.
Außerhalb des Perfusionsbereichs ist – analog zu der Vorgehensweise bei darzustellenden Projektionsbildern – bevorzugt, dass der Rechner das Auswertungsbild Schwarz/Weiß oder als Graustufenbild darstellt. Insbesondere kann der Rechner das Auswertungsbild auch außerhalb des Perfusionsbereichs in Parzellen unterteilen und den außerhalb des Perfusionsbereichs gelegenen Parzellen des Auswertungsbildes jeweils einen Grauwert oder einen der Werte Schwarz und Weiß zuordnen.
Es ist möglich, dass der Rechner dem Auswertungsbild die Pixelwerte eines der Projektionsbilder überlagert. Diese Projektionsbild wird also, soweit es die Überlagerung mit dem Auswertungsbild betrifft, so dargestellt, wie es ist. Es erfolgt bezüglich der Überlagerung keine Parzellenbildung des Projektionsbildes.
Wenn eine Überlagerung eines Projektionsbildes erfolgt, wird hierfür bevorzugt dasjenige Projektionsbild herangezogen, in dem der Anteil der mit Kontrastmittel gefüllten Gefäße maximal ist. Dieses Projektionsbild kann der Rechner gegebenenfalls selbsttätig ermitteln.
Weitere Vorteile und Einzelheiten ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen. Es zeigen in Prinzipdarstellung:
1 ein Blockschaltbild einer Aufnahmeanordnung, eines Steuerrechners und einer Auswertungseinrichtung,
2 ein Ablaufdiagramm,
3 beispielhaft ein Projektionsbild,
4 ein Blockschaltbild einer Auswertungseinrichtung,
5 und 6 Ablaufdiagramme,
7 und 8 mögliche Farbzuordnungen,
9 eine mögliche Darstellung eines Projektionsbildes,
10 bis 12 Ablaufdiagramme,
13 ein Auswertungsbild,
14 ein Ablaufdiagramm und
15 ein Überlagerungsbild.
Gemäß 1 wird eine Aufnahmeanordnung 1 von einer Steuereinrichtung 2 gesteuert. Mittels der Aufnahmeanordnung 1 werden Bilder B eines Untersuchungsobjekts 3 erfasst. Im vorliegenden Fall, in dem das Untersuchungsobjekt 3 ein Mensch ist, werden beispielsweise Bilder B des Herzens oder des Gehirns des Menschen 3 erfasst.
Zum Erfassen der Bilder B weist die Aufnahmeanordnung 1 eine Strahlungsquelle 4, hier z. B. eine Röntgenquelle 4, und einen korrespondierenden Detektor 5 auf.
Zum Erfassen der Bilder B werden gemäß 2 in einem Schritt S1 das Untersuchungsobjekt 3 und die Aufnahmeanordnung 1 positioniert. Die Positionierung kann insbesondere davon abhängig sein, welche Region (Herz, Gehirn, ...) des Untersuchungsobjekts 3 erfasst werden soll und welcher Teil der Region speziell relevant ist, beispielsweise welche Koronararterie (RCA, LAD, LCX) beobachtet werden soll. Der Schritt S1 kann alternativ rein manuell durch einen Anwender 6, vollautomatisch von der Steuereinrichtung 2 oder vom Anwender 6 mit Unterstützung durch die Steuereinrichtung 2 vorgenommen werden.
Die Vornahme des Schrittes S1 kann mit einer Aufnahme von Kontrollbildern verbunden sein. Dies ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung nicht relevant und wird daher nicht näher erläutert.
In einem Schritt S2 wartet die Steuereinrichtung 2 ein Startsignal des Anwenders 6 ab. Nach Erhalt des Startsignals erfasst der Detektor 5 ein Bild B des Untersuchungsobjekts 3 und führt es der Steuereinrichtung 2 zu. Die Steuereinrichtung 2 nimmt das Bild B in einem Schritt S3 entgegen und fügt dem Bild B einen korrespondierenden Erfassungszeitpunkt t hinzu. Falls das Untersuchungsobjekt 3 bzw. der relevante Teil des Untersuchungsobjekts 3 sich iterierend bewegen sollte, nimmt die Steuereinrichtung 2 in einem Schritt S4 weiterhin von einer entsprechenden Erfassungseinrichtung 7 ein Phasensignal des Untersuchungsobjekts 3 entgegen.
Ebenfalls im Rahmen des Schrittes S4 ermittelt die Steuereinrichtung 2 eine entsprechende Phaseninformation φ und fügt die Phaseninformation φ dem erfassten Bild B hinzu. Beispielsweise kann die Steuereinrichtung 2 im Rahmen des Schrittes S4 ein EKG-Signal entgegen nehmen und daraus die Phaseninformation φ ableiten. Auch kann die Steuereinrichtung 2 die Aufnahmeanordnung 1 anhand des zugeführten Phasensignals gegebenenfalls derart ansteuern, dass bereits die Erfassung der Bilder B nur zu einer oder mehreren vorbestimmten Phasenlagen des Untersuchungsobjekts 3 erfolgt, beispielsweise nur 0,3 und 0,6 Sekunden nach der R-Zacke des EKG-Signals.
Im Regelfall wird das Untersuchungsobjekt 3 in seiner iterierenden Bewegung nicht von außen beeinflusst. Falls beispielsweise das Herz des Menschen 3 sehr unregelmäßig schlägt, kann gezielt eine externe Anregung des Herzens mit einem Herzschrittmacher erfolgen, um einen regelmäßigen Herzschlag zu erzwingen.
In einem Schritt S5 korrigiert die Steuereinrichtung 2 das erfasste Bild B. Die Steuereinrichtung 2 korrigiert das erfasste Bild B vorzugsweise ausschließlich um detektorspezifische Korrekturen, führt aber keine weitergehende Bildaufbereitung durch. Beispielsweise wendet sie keinerlei Rauschminderungsverfahren an.
In einem Schritt S6 wird geprüft, ob eine Injektion eines Kontrastmittels erfolgen soll. Falls diese Prüfung bejaht wird, wird in einem Schritt S7 das Kontrastmittel in das Untersuchungsobjekt 3 injiziert. Die Schritte S6 und S7 können – analog zum Schritt S1 – vom Anwender 6 selbst vorgenommen werden, von der Steuereinrichtung 2 vollautomatisch vorgenommen werden oder vom Anwender 6 vorgenommen werden, wobei ihn die Steuereinrichtung 2 unterstützt.
In einem Schritt S8 prüft die Steuereinrichtung 2, ob das Erfassen der Bilder B beendet werden soll. Wenn dies nicht der Fall ist, geht die Steuereinrichtung 2 zum Schritt S3 zurück. Anderenfalls übermittelt sie in einem Schritt S9 die erfassten, vorzugsweise um detektorspezifische Korrekturen korrigierten Bilder B, deren Erfassungszeitpunkte t sowie gegebenenfalls auch deren Phaseninformationen φ an eine Auswertungseinrichtung 8. Alternativ zur Übermittlung der Bilder B, der Erfassungszeitpunkte t und der Phaseninformationen φ im Rahmen des nachgeordneten Schrittes S9 könnte das Übermitteln bildweise, also zwischen den Schritten S5 und S6, erfolgen.
Das obenstehend skizzierte Verfahren wurde nur grob geschildert, da es im Rahmen der vorliegenden Erfindung von untergeordneter Bedeutung ist. So wurde beispielsweise die – manuelle, vollautomatische oder rechnerunterstützte – Einstellung der Aufnahmeparameter der Aufnahmeanordnung 1 (Betriebsspannung der Strahlungsquelle 4, Bildrate, Bildvorverarbeitung, Positionierung, ...) als selbstverständlich vorausgesetzt. Auch eine gegebenenfalls erforderliche Kalibrierung der Aufnahmeanordnung 1 kann vorgenommen werden. Auch versteht sich von selbst, dass die Erfassung der Bilder B über einen hinreichend langen Zeitraum erfolgen muss, nämlich beginnend vor der Injektion des Kontrastmittels und endend nach dem Auswaschen des Kontrastmittels.
3 zeigt beispielhaft eines der erfassten Bilder B. Aus 3 ist ersichtlich, dass das Bild B zweidimensional ist und eine Vielzahl von Pixeln 9 enthält. Die Auflösung des Bildes B ist sogar so hoch, dass im dargestellten Bild B die einzelnen Pixel 9 nicht mehr erkennbar sind. Lediglich rein beispielhaft ist eines der Pixel 9 mit dem Bezugszeichen 9 markiert. Jedes Pixel 9 weist einen Pixelwert auf, der z. B. zwischen 0 und 255 (= 2⁸ – 1) liegt.
Aus 3 ist weiterhin erkennbar, dass das Untersuchungsobjekt 3 ein Gefäßsystem und dessen Umgebung enthält. Auf Grund des Umstands, dass die Bilder B in ihrer Gesamtheit eine zeitliche Folge bilden, zeigen die Bilder B den zeitlichen Verlauf der Verteilung des Kontrastmittels in dem Untersuchungsobjekt 3.
Wenn das Untersuchungsobjekt 3 während der Erfassung der Bilder B unbewegt war (beispielsweise weil Bilder B vom Gehirn des Menschen 3 aufgenommen wurden) oder auf Grund einer entsprechenden Triggerung der Aufnahme (beispielsweise stets 0,6 Sekunden nach der R-Zacke des EKG) die Bilder B das Untersuchungsobjekt 3 stets in der gleichen Phasenlage zeigen, ist bereits durch die Bilderfassung als solche gewährleistet, dass die Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel 9 der Bilder B durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts 3 bestimmt sind. In diesem Fall können alle erfassten Bilder B zu Projektionsbildern B im Sinne der nachfolgenden Ausführungen bestimmt werden. Anderenfalls muss eine geeignete Auswahl erfolgen. Dies wird nachstehend in Verbindung mit den 4 und 5 näher erläutert.
Gemäß 4 weist die Auswertungseinrichtung 8 – die prinzipiell mit der Steuereinrichtung 2 identisch sein kann – unter anderem eine Recheneinheit 10 und einen Massenspeicher 11 auf. Im Massenspeicher 11 ist ein Computerprogramm 12 hinterlegt. Nach Aufruf des Computerprogramms 12 führt die Auswertungseinrichtung 8 ein Darstellungsverfahren aus, das nachfolgend detailliert beschrieben wird. Die Auswertungseinrichtung 8 stellt einen Rechner im Sinne der vorliegenden Erfindung dar. Vorab sei ferner erwähnt, dass das Computerprogramm 12 der Auswertungseinrichtung 8 zuvor zugeführt worden sein muss. Dieses Zuführen kann beispielsweise mittels eines geeigneten Datenträgers 13 erfolgen, auf dem das Computerprogramm 12 ebenfalls gespeichert ist. Dieser Datenträger 13 wird in eine geeignete Schnittstelle 14 der Auswertungseinrichtung 8 eingeführt, so dass das auf dem Datenträger 13 gespeicherte Computerprogramm 12 ausgelesen und im Massenspeicher 11 der Auswertungseinrichtung 8 hinterlegt werden kann.
Die Bilder B selbst werden der Auswertungseinrichtung 8 gemäß 5 in einem Schritt S11 über eine entsprechende Schnittstelle 15 zugeführt. Gleiches gilt für die korrespondierenden Erfassungszeitpunkte t und die zugeordneten Phaseninformationen φ.
Zur Auswahl der Projektionsbilder B aus der erfassten Serie von Bildern B müssen der Auswertungseinrichtung 8 entspre chende Auswahlkriterien φ*, δφ bekannt sein, nämlich eine Referenzphasenlage φ* und eine Phasenschranke δφ. Hierbei ist es möglich, dass die Referenzphase φ* und die Phasenschranke δφ innerhalb der Auswertungseinrichtung 8 gespeichert sind. Vorzugsweise werden die Referenzphase φ* und die Phasenschranke δφ der Auswertungseinrichtung 8 gemäß 5 in einem Schritt S12 vom Anwender 6 über eine entsprechende Eingabeeinrichtung 17 vorgegeben. Beispielsweise ist es möglich, dass der Anwender 6 in der erfassten Sequenz von Bildern B durch entsprechende Eingaben blättert und eines der Bilder B auswählt. Die Phaseninformation φ des so ausgewählten Bildes B bestimmt die Referenzphase φ*, der Abstand zum unmittelbar nachfolgenden und unmittelbar vorhergehenden Bild B die Phasenschranke δφ. Es ist ebenso möglich, dass der Anwender 6 die entsprechenden Werte φ*, δφ explizit durch Zahlenwerte vorgibt. Schließlich ist es möglich, dass der Rechner 8 das EKG-Signal über ein Sichtgerät 16 an den Anwender 6 ausgibt und der Anwender 6 im EKG-Signal entsprechende Markierungen setzt. In allen Fällen kann der Anwender 6 die Werte φ* und δφ alternativ als absolute Zeitwerte oder als relative Phasenwerte vorgeben.
In Schritten S13 bis S17 erfolgt die eigentliche Auswahl der Projektionsbilder B aus der gesamten Serie von Bildern B. Hierzu wird zunächst im Schritt S13 ein Index i auf den Wert Eins gesetzt. Sodann selektiert die Auswertungseinrichtung 8 im Schritt S14 die Bilder B der Iteration i des Untersuchungsobjekts 3. Innerhalb der nunmehr selektierten Bilder B bestimmt die Auswertungseinrichtung 8 im Regelfall eines (ausnahmsweise auch keines) der Bilder B zu einem Projektionsbild B. Denn sie sucht im Schritt S15 zunächst dasjenige der selektierten Bilder B, bei dem der Betrag der Differenz der Phaseninformation φ zur Referenzphase φ* minimal wird. Sodann prüft sie, ob diese Differenz kleiner als die Phasenschranke δφ ist. Wenn die Auswertungseinrichtung 8 so ein Bild B ermitteln kann, bestimmt sie im Schritt S15 dieses Bild B zum Projektionsbild B für die jeweilige Iteration i. Wenn sie kein solches Bild B ermitteln kann, vermerkt sie dies entsprechend.
Im Schritt S16 prüft die Auswertungseinrichtung 8, ob der Index i bereits seinen Maximalwert erreicht hat. Wenn dies nicht der Fall ist, inkrementiert die Auswertungseinrichtung 8 im Schritt S17 den Index i und geht zum Schritt S14 zurück. Anderenfalls ist die Bestimmung der Projektionsbilder B beendet.
Durch diese (rein beispielhafte) Vorgehensweise ist gewährleistet, dass die Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel 9 der Projektionsbilder B auch dann durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts 3 bestimmt sind, wenn das Untersuchungsobjekt 3 sich während der Erfassung der gesamten Serie von Bildern B iterierend bewegt hat.
In einem Schritt S18 gibt die Auswertungseinrichtung 8 die Anzahl der ermittelten Projektionsbilder B und die Anzahl der Iterationen des Untersuchungsobjekts 3 über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Dieser kann somit erkennen, ob er eine gute Auswahl für die Referenzphase φ* und/oder die Phasenschranke δφ getroffen hat.
In einem Schritt S19 wartet die Auswertungseinrichtung 8 eine Anwendereingabe ab. Wenn eine derartige Eingabe erfolgt ist, prüft die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S20, ob diese Eingabe eine Bestätigung des Anwenders 6 war. Wenn dies der Fall ist, ist die Auswahl der Projektionsbilder B abgeschlossen und es kann mit dem eigentlichen Darstellungsverfahren fortgefahren werden.
Anderenfalls prüft die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S21, ob der Anwender einen Wunsch nach Änderung der Referenzphase φ* und/oder der Phasenschranke δφ eingegeben hat. Wenn dies der Fall ist, geht die Auswertungseinrichtung 8 zum Schritt S12 zurück.
Anderenfalls hat der Anwender 6 einen Wunsch nach Darstellung eines der Projektionsbilder B eingegeben. In diesem Fall nimmt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S22 vom Anwender 6 eine entsprechende Anwahl entgegen. In einem Schritt S23 stellt sie angewählte Projektionsbild B auf dem Sichtgerät 16 dar. Zusammen mit dem angewählten Projektionsbild B gibt sie auch die korrespondierende Phaseninformation φ des angewählten Projektionsbildes B, die Referenzphase φ*, deren Differenz und die Phasenschranke δφ über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Sodann geht sie zum Schritt S19 zurück. Gegebenenfalls wäre es auch möglich, eine Gesamtdarstellung des Phasenverlaufs anzuzeigen und die Phaseninformation φ aller Projektionsbilder B gleichzeitig darzustellen.
Der Vollständigkeit halber sei erwähnt, dass die Schritte S12 bis S23 nur dann sinnvoll und/oder erforderlich sind, wenn eine Auswahl der Projektionsbilder B aus der Gesamtserie von Bildern B erfolgen muss. Wenn hingegen die erfassten Bilder B a priori bereits alle geeignet sind, können die Schritte S12 bis S23 entfallen.
Weiterhin sei erwähnt, dass alternativ zu der obenstehend in Verbindung mit 5 beschriebenen Vorgehensweise es auch möglich ist, vorab geeignete Intervalle für die Phaseninformation φ festzulegen und für jedes Intervall die Anzahl an möglichen Projektionsbildern B zu ermitteln. Die Auswertungseinrichtung 8 kann in diesem Fall eine Liste bzw. Tabelle ausgeben, anhand derer für den Anwender 6 erkennbar ist, wie viele Projektionsbilder B ihm für welches Phasenintervall jeweils zur Verfügung stehen. In diesem Fall muss der Anwender 6 nur noch das von ihm gewünschte Phasenintervall selektieren.
Wenn die Auswahl der Projektionsbilder B aus der Gesamtserie von Bildern B abgeschlossen ist, wird mit 6 fortgefahren. Schritte S31 und S32 von 6 entsprechen dem Schritt S11 einerseits und den Schritten S12 bis S23 von 5 anderer seits. Da der Schritt S32, wie bereits erwähnt, nur optional ist, ist er in 6 nur gestrichelt dargestellt.
In einem Schritt S33 nimmt die Auswertungseinrichtung 8 vom Anwender 6 einen Teilbereich 18 entgegen. Diesen Teilbereich 18 blendet die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S34 in eines der Projektionsbilder B ein und gibt dieses Projektionsbild B zusammen mit der Markierung des Teilbereichs 18 über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Auch dies ist aus 3 ersichtlich. Der Teilbereich 18 entspricht dem schwarzen Rahmen in 3.
In einem Schritt S35 wird dem Rechner 8 vom Anwender 6 ein Perfusionsbereich 18' vorgegeben. Der Perfusionsbereich 18' kann beispielsweise vom Anwender 6 in das im Schritt S34 über das Sichtgerät 16 ausgegebene Projektionsbild B eingezeichnet werden. Der Perfusionsbereich 18' kann in sich zusammenhängend sein. Er kann alternativ auch mehrere, voneinander getrennte Unterbereiche 18'' umfassen. Mögliche Projektionsbereiche 18' und Unterbereiche 18'' sind in 3 eingezeichnet.
In einem Schritt S36 selektiert der Rechner 8 eines der Projektionsbilder B. Beispielsweise kann der Rechner 8 vom Anwender 6 eine entsprechende Eingabe erhalten. Auch andere Vorgehensweisen, bei denen der Rechner 8 das Projektionsbild B selbsttätig bestimmt, sind denkbar.
In einem Schritt S37 unterteilt der Rechner 8 das im Schritt S36 selektierte Projektionsbild B in zweidimensionale Parzellen 19. Die Unterteilung in Parzellen 19 kann, wie in 3 dargestellt, im gesamten Teilbereich 18 erfolgen. Sie kann auch im gesamten Projektionsbild B erfolgen. Zumindest im Projektionsbereich 18' wird sie stets vorgenommen.
Die Einteilung der Parzellen 19 ist beispielsweise aus 3 ersichtlich. Gemäß 3 sind die Parzellen 19 rechteckig. Dies ist die einfachste Art der Einteilung in Parzellen 19.
Es sind auch andere Parzellenformen möglich, insbesondere gleichseitige Dreiecke und regelmäßige Sechsecke.
Die Größe der Parzellen 19 ist frei wählbar. Sie müssen aber zweidimensional sein. Ferner sollten sie so viele Pixel 9 umfassen, dass sich bei einer Mittelwertbildung das Rauschen tendenziell herausmittelt und Bewegungsartefakte zumindest im Regelfall vernachlässigbar sind. Andererseits sollte die Auflösung hinreichend gut sein. In Versuchen wurde ermittelt, dass die Parzellen vorzugsweise zwischen etwa 60 und rund 1000 Pixeln enthalten sollten, was im Falle rechteckiger Parzellen 19 einer Kantenlänge von z. B. 8×8 Pixeln bis z. B. 32×32 Pixeln entsprechen kann.
In einem Schritt S38 ermittelt der Rechner 8 für jede Parzelle 19 des Perfusionsbereichs 18' mindestens einen charakteristischen Wert C. Beispielsweise kann der Rechner 8 als charakteristischen Wert C für jede Parzelle 19 das Maximum und/oder den Mittelwert der in der jeweiligen Parzelle 19 auftretenden Pixelwerte ermitteln.
Gegebenenfalls kann der Rechner 8 im Rahmen des Schrittes S38 die Ermittlung des mindestens einen charakteristischen Wertes C zusätzlich auch außerhalb des Perfusionsbereichs 18' vornehmen. Dies ist im Rahmen von 6 aber nicht zwingend erforderlich.
In einem Schritt S39 ermittelt der Rechner 8 für jede Parzelle 19 des Perfusionsbereichs 18' anhand des mindestens einen charakteristischen Wertes C eine Farbe PF und ordnet sie der jeweiligen Parzelle 19 zu. Die Farbe PF wird nachfolgend zur Unterscheidung von anderen Farben als Projektionsfarbe PF bezeichnet.
Der mindestens eine charakteristische Wert C liegt gemäß den 7 und 8 zwischen einem Minimalwert MIN und einem Maximalwert MAX. Wie aus den 7 und 8 ersichtlich ist, besteht die Projektionsfarbe PF zu einem Erstanteil a aus einer ers ten Farbe F1 und zu einem Zweitanteil b aus einer zweiten Farbe F2. Der Erstanteil a und der Zweitanteil b sind monotone Funktionen des charakteristischen Wertes C. Für einen bestimmten charakteristischen Wert C ergänzen sie sich gegenseitig stets auf 100%.
Die erste und die zweite Farbe F1, F2 können prinzipiell beliebige Farben F1, F2 sein. Vorzugsweise handelt es sich bei den Farben F1, F2 um Primärfarben im Sinne des Farbkreises, also um zwei der Farben Gelb, Rot und Blau. Insbesondere Gelb und Rot haben sich in Versuchen als gute Wahl erwiesen.
Die Zuordnung des Erst- und des Zweitanteils a, b zu einem bestimmten charakteristischen Wert C kann – siehe 7 – kontinuierlich mit dem charakteristischen Wert C ansteigen bzw. abfallen. Alternativ kann sie – siehe 8 – abschnittweise konstant sein. Auch Mischformen sind möglich.
Es ist möglich, den Schritt S38 im gesamten Teilbereich 18 auszuführen, also auch außerhalb des Perfusionsbereichs 18'. Vorzugsweise erfolgt die Farbzuordnung nur innerhalb des Perfusionsbereichs 18'. In diesem Fall ordnet der Rechner 8 den Pixeln 9, die außerhalb des Perfusionsbereichs 18' liegen, vorzugsweise in einem Schritt S40 einen Grauwert oder einen der Werte Schwarz und Weiß zu.
Wenn den Pixeln 9 ein Grauwert zugeordnet wird, kann die Zuordnung pixelweise erfolgen. Insbesondere kann der konkrete Pixelwert des jeweiligen Pixels 9 des selektierten Projektionsbildes B als Grauwert herangezogen werden. Alternativ ist es beispielsweise möglich, den Teilbereich 18 auch außerhalb des Perfusionsbereichs 18' in Parzellen 19 zu unterteilen und jeder Parzelle 19 einen charakteristischen Wert C zuzuordnen (vergleiche Schritte S37 und S38). Der Grauwert kann in diesem Fall durch den charakteristischen Wert C bestimmt sein. Eine Farbzuordnung entsprechend dem Schritt S39 sollte hingegen nicht erfolgen.
Wenn bekannt ist, ob ein bestimmtes Pixel 9 (bzw. eine bestimmte Parzelle 19) Gefäß oder Hintergrund ist, ist weiterhin möglich, Pixeln 9 (Parzellen 19) vom Typ Gefäß einen ersten Grauwert zuzuordnen, Pixeln 9 (Parzellen 19) vom Typ Hintergrund einen zweiten Grauwert. Im Extremfall kann je einer der beiden letztgenannten Grauwerte das Minimum bzw. das Maximum der prinzipiell möglichen Grauwerte sein. In diesem Fall ergibt sich eine Zuordnung der Farben Schwarz und Weiß.
In einem Schritt S41 gibt der Rechner 8 das im Schritt S36 selektierte Projektionsbild B (oder zumindest dessen Teilbereich 18) über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Die Parzellen 19 des Perfusionsbereichs 18 stellt der Rechner 8 in der ihnen zugeordneten Projektionsfarbe PF dar. Die übrigen Pixel 9 (bzw. Parzellen 19) stellt der Rechner 8 entweder in Farbe dar oder (bevorzugt) in einer Graustufen- oder Schwarz/Weiß-Darstellung. 9 zeigt eine mögliche Darstellung des selektierten Projektionsbildes B.
In einem Schritt S42 fragt der Rechner 8 beim Anwender 6 an, ob das Verfahren der 6 beendet werden soll. Wenn das Verfahren der 6 nicht beendet werden soll, geht der Rechner 8 zu einem Schritt S43 über. Im Schritt S43 prüft der Rechner 8, ob der Teilbereich 18 und/oder der Perfusionsbereich 18' geändert werden soll. Je nach Ergebnis der Überprüfung geht der Rechner 8 zum Schritt S33 oder zum Schritt S36 zurück.
Es ist möglich, dass der Rechner 8 vor der Ermittlung des mindestens einen charakteristischen Wertes C von dem selektierten Projektionsbild B ein anderes Projektionsbild B (nachfolgend Referenzbild B genannt) subtrahiert. Dies ist in 6 durch einen Schritt S44 angedeutet. Der Schritt S44 ist jedoch nur optional und daher in 6 nur gestrichelt eingezeichnet.
Als Referenzbild B im Sinne des Schrittes S44 kommt prinzipiell jedes Projektionsbild B in Frage. Beispielsweise kann das zeitlich erste Projektionsbild B verwendet werden. Es kann auch für jedes Projektionsbild B ein eigenes Referenzbild B herangezogen werden.
Im Rahmen von 6 erfolgt im Schritt S35 eine Vorgabe des Perfusionsbereichs 18' durch den Anwender 6. Gemäß 10 ist es möglich, den Schritt S35 durch eine Ermittlung des Perfusionsbereichs 18 zu ersetzen oder zu ergänzen. Diese Ermittlung bzw. Ergänzung wird vom Rechner 8 selbsttätig vorgenommen.
Gemäß 10 sind zwischen die Schritte S34 und S36 (im Falle des Ersetzens von Schritt S35) bzw. zwischen die Schritte S34 und S35 (im Falle der Ergänzung des Schrittes S35) Schritte S51 bis S55 eingefügt.
Im Schritt S51 bestimmt der Rechner 8 für jedes Pixel 9 eines Auswertungsbildes A einen für das jeweilige Pixel 9 spezifischen zweidimensionalen Auswertungskern 19. Diesen Auswertungskern 19 überträgt der Rechner 8 auf die Projektionsbilder B.
Der zweidimensionale Auswertungskern 19 kann beispielsweise eine Pixelgruppe vorbestimmter Größe um das jeweilige Pixel 9 herum sein. Im einfachsten Fall korrespondiert der Auswertungskern 19 mit den Parzellen 19 des Teilbereichs 18. In diesem Fall bestimmt der Rechner 8 für jedes Pixel 9 des Auswertungsbildes A als Auswertungskern 19 die Parzelle 19, in der das betreffende Pixel 9 liegt. Unabhängig von der konkreten Bestimmung des Auswertungskerns 19 ist der Auswertungskern 19 jedoch für alle Projektionsbilder B einheitlich.
Im Schritt S52 bestimmt der Rechner 8 für jedes Pixel 9 in den zugeordneten Auswertungskernen 19 der Projektionsbilder B jeweils mindestens einen charakteristischen Wert (beispielsweise den Mittelwert und/oder das Maximum der im jeweiligen Auswertungskern 19 auftretenden Pixelwerte).
Anhand des zeitlichen Verlaufs des mindestens einen charakteristischen Wertes bestimmt der Rechner 8 im Schritt S53, ob das betreffende Pixel 9 zu einem Gefäß des Gefäßsystems, zum Hintergrund oder zum Perfusionsbereich 18' gehört. Ebenfalls im Schritt S53 ordnet der Rechner 8 dem jeweiligen Pixel 9 des Auswertungsbildes A den betreffenden Typ zu.
Beispielsweise kann der Rechner 8 einem Pixel 9 des Auswertungsbildes A den Typ „Hintergrund" zuordnen, wenn der charakteristische Wert nur geringfügig schwankt. Den Pixeln 9, denen der Rechner 8 den Typ „Hintergrund" nicht zuordnet, kann der Rechner 8 je nachdem, ob ein signifikanter Anstieg des charakteristischen Wertes vor oder nach einem Grenzzeitpunkt erfolgt, einen der Typen „Gefäß" und „Perfusionsbereich" zuordnen. Entsprechende mögliche Vorgehensweisen sind detailliert in der DE 10 2005 039 189 A1 beschrieben, siehe die dortigen 11 bis 13 in Verbindung mit den dortigen Beschreibungsseiten 30 und 31. Weitere mögliche Vorgehensweisen finden sich in der zeitgleich mit der vorliegenden Erfindung eingereichten deutschen Patentanmeldung „Bildauswertungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder und hiermit korrespondierende Gegenstände" der Siemens AG, DE 10 2006 025 422 A1 .
Es ist, wie bereits erwähnt, möglich, dass als Auswertungskerne 19 die Parzellen 19 herangezogen werden. In diesem Fall kann die Typzuordnung des Schrittes S53 parzellenweise erfolgen. Wenn die Typzuordnung parzellenweise erfolgt, können die Schritte S54 und S55 entfallen.
Wenn die Schritte S54 und S55 vorhanden sind, ermittelt der Rechner 8 im Schritt S54 die Bereiche 18', 18'', in denen er den Pixeln 9 den Typ „Perfusionsbereich" zugeordnet hat. Im Schritt S55 bestimmt er anhand des im Schritt S54 ermittelten Perfusionsbereichs 18' die Parzellen 19. Beispielsweise kann der Rechner 8 im Schritt S55 eine geeignete Aufteilung des Perfusionsbereichs 18' in die Parzellen 19 bestimmen. Soweit erforderlich, kann der Rechner 8 zu diesem Zweck gegebenen falls die Größe und/oder die Gestalt der Parzellen 19 entsprechend anpassen.
Das obenstehend beschriebene Darstellungsverfahren arbeitet bereits recht gut. Es kann mittels der nachfolgend beschriebenen Ausgestaltungen verbessert werden.
Eine erste mögliche Ausgestaltung wird nachfolgend in Verbindung mit 11 näher erläutert.
Gemäß 11 unterteilt der Rechner 8 in einem Schritt S61 die Projektionsbilder B in Parzellen 19. Die Parzellen 19 sind für alle Projektionsbilder B einheitlich. Die Unterteilung kann alternativ nur innerhalb des Perfusionsbereichs 18' oder innerhalb und außerhalb des Perfusionsbereichs 18' erfolgen. Weiterhin ordnet der Rechner 8 den Parzellen 19 der Projektionsbilder B, die im Perfusionsbereich 18' liegen, ihre Perfusionsfarben PF zu. Der Schritt S61 korrespondiert somit im Wesentlichen mit der obenstehend in Verbindung mit 6 beschriebenen Vorgehensweise der Schritte S37 bis S40 (gegebenenfalls einschließlich des Schrittes S44).
In einem Schritt S62 ermittelt der Rechner 8 für jedes Projektionsbild B eine Gesamtperfusion G. Er addiert zu diesem Zweck die Pixelwerte der im Perfusionsbereich 18' gelegenen Pixel 9 (bzw. im Falle des Vorhandenseins des Schrittes S44 die Differenzen der Pixelwerte der Pixel 9 des jeweiligen Projektionsbildes B von den Pixelwerten der korrespondierenden Pixel 9 des Referenzbildes B).
In einem Schritt S63 bestimmt der Rechner 8 anhand der Gesamtperfusion G eine charakteristische Größe eines akustischen Signals, beispielsweise die Lautstärke, die Dauer oder die Frequenz des akustischen Signals. Er ordnet diese charakteristische Größe dem betreffenden Projektionsbild B zu.
Gegebenenfalls kann die nunmehr gegebene Sequenz von farbcodierten Projektionsbildern B abgespeichert werden. Dies ist in den FIG nicht dargestellt.
In einem Schritt S64 prüft der Rechner 8, ob ihm vom Anwender 6 ein Befehl zum Wiedergeben der Folge von Projektionsbildern B vorgegeben wurde. Wenn dem Rechner 8 der Befehl zum Wiedergeben der Folge nicht vorgegeben wurde, geht er zu einem Schritt S65 über. Im Schritt S65 erfolgt eine Einzelbildausgabe. Hierzu wird dem Rechner 8 vom Anwender 6 vorgegeben, welches der Projektionsbilder B er über das Sichtgerät 16 ausgeben soll. Dieses Projektionsbild B gibt der Rechner 8 in einem Schritt S66 aus. Gegebenenfalls kann der Rechner 8 im Rahmen des Schrittes S66 parallel zur optischen Ausgabe des Projektionsbildes B über einen Lautsprecher 20 (vergleiche 4) das akustische Signal mit ausgeben.
In einem Schritt S67 fragt der Rechner 8 beim Anwender 6 an, ob die Routine der 11 beendet werden soll. Soll sie nicht beendet werden, geht der Rechner 8 zum Schritt S64 zurück.
Wenn der Rechner 8 vom Schritt S64 nicht zum Schritt S65 übergeht, geht er zu einem Schritt S68 über. Im Schritt S68 nimmt der Rechner 8 vom Anwender 6 entgegen, welche der Projektionsbilder B er als Sequenz wiedergeben soll.
Der Schritt S68 ist nur optional. Wenn er nicht vorhanden ist, ist die Sequenz fest vorgegeben. Beispielsweise können die Projektionsbilder B stets beginnend mit dem ersten, zweiten oder dritten Projektionsbild B wiedergegeben werden, bis die Sequenz vollständig dargestellt ist.
In einem Schritt S69 selektiert der Rechner 8 das zeitlich erste Projektionsbild B der darzustellenden Sequenz von Projektionsbildern B. In einem Schritt S70 gibt der Rechner 8 das selektierte Projektionsbild B über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Gleichzeitig kann er im Rahmen des Schrittes S70 das akustische Signal mit ausgeben.
In einem Schritt S71 prüft der Rechner 8, ob er die Folge von Projektionsbildern B bereits vollständig dargestellt hat. Wenn dies nicht der Fall ist, geht er zu einem Schritt S72 über, in dem er das zeitlich nachfolgende Projektionsbild B selektiert. Sodann geht er zum Schritt S70 zurück.
Wenn der Rechner 8 die Sequenz vollständig dargestellt hat, geht er vom Schritt S71 zum Schritt S67 über.
Die Vorgehensweise der 11 (insbesondere der Schritte S69 bis S72) ist insbesondere deshalb von Vorteil, weil der Anwender 6 zum einen eine farbcodierte Darstellung der Verteilung der Perfusion im jeweiligen Projektionsbild B betrachten kann und zugleich anhand des entsprechend der charakteristischen Größe modulierten akustischen Signals leicht die Gesamtperfusion G erfassen kann. Die Vorgehensweise der 11 ist sogar optimal, wenn die Sequenz in Echtzeit dargestellt wird, die Abfolge der Projektionsbilder B also entsprechend dem zeitlichen Abstand ihrer Erfassungszeitpunkte t_i erfolgt.
Die Vorgehensweise der 6 und 11 kann weiterhin durch die Vorgehensweise gemäß 12 zusätzlich verbessert werden.
Gemäß 12 können sich an den Schritt S42 von 6 bzw. den Schritt S67 von 11 Schritte S81 bis S86 anschließen. Im Schritt S81 prüft der Rechner 8, ob auch eine rechnergestützte Ermittlung des Perfusionsgrades der Parzellen 19 des Perfusionsbereichs 18 erfolgen soll. Nur wenn dies der Fall ist, führt der Rechner 8 die Schritte S82 bis S86 aus.
Im Schritt S82 ordnet der Rechner 8 dem Auswertungsbild A dieselben Parzellen 19 zu wie den Projektionsbildern B. Falls die Bestimmung des Perfusionsbereichs 18 vom Rechner 8 vorgenommen wurde (vergleiche 10), kann die dortige Parzellierung übernommen werden.
Im Schritt S83 ordnet der Rechner 8 den Parzellen 19 des Auswertungsbildes A, die im Perfusionsbereich 18' liegen, einen Perfusionsgrad zu. Beispielsweise kann der Rechner 8 anhand der zeitlichen Lage des Maximums des charakteristischen Wertes C und der Dauer, während derer der charakteristische Wert C einen vorbestimmten Grenzwert übersteigt, den Perfusionsgrad ermitteln und der betreffenden Parzelle 19 zuordnen.
Im Schritt S84 ermittelt der Rechner 8 für jede Parzelle 19 des Perfusionsbereichs 18' eine Farbe AF und ordnet sie der betreffenden Parzelle 19 zu. Die Farbe AF wird nachfolgend zur Unterscheidung von anderen Farben (insbesondere der Projektionsfarbe PF) Auswertungsfarbe AF genannt.
Vorzugsweise erfolgt die Ermittlung der Auswertungsfarbe AF analog zur Ermittlung der Projektionsfarbe PF. Insbesondere sollte die dem maximal möglichen Perfusionsgrad zugeordnete Auswertungsfarbe AF mit der dem maximal möglichen charakteristischen Wert C zugeordneten Projektionsfarbe PF korrespondieren. Weiterhin sollte vorzugsweise die dem minimal möglichen Perfusionsgrad zugeordnete Auswertungsfarbe AF mit der dem minimal möglichen charakteristischen Wert C zugeordneten Projektionsfarbe PF korrespondieren.
Analog zu den Projektionsbildern B kann das Auswertungsbild A auch außerhalb des Perfusionsbereichs 18' farbcodiert sein. Vorzugsweise erfolgt – ebenfalls analog zu den Projektionsbildern B – außerhalb des Perfusionsbereichs 18' eine Darstellung in Grauwerten oder nur in Schwarz/Weiß. Insbesondere kann den Pixeln 9 vom Typ „Gefäß" im Schritt S85 ein erster Grauwert zugeordnet werden, den Pixeln 9 vom Typ „Hintergrund" ein zweiter Grauwert. Die Grauwerte können im Extremfall die Werte Schwarz und Weiß annehmen. Wenn das Auswertungsbild A auch außerhalb des Perfusionsbereichs 18' in Parzellen 19 unterteilt ist, kann die Zuordnung der Grauwerte im Schritt S85 parzellenweise erfolgen.
Im Schritt S86 gibt der Rechner 8 das Auswertungsbild A über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Dabei stellt er jede Parzelle 19 des Perfusionsbereichs 18' des Auswertungsbildes A in der ihr zugeordneten Auswertungsfarbe AF dar. Die übrigen Pixel 9 stellt der Rechner 8 – gegebenenfalls parzellenweise – entweder ebenfalls in Farbe oder (bevorzugt) in Graustufen oder in Schwarz/Weiß dar. 13 zeigt eine mögliche Darstellung des Auswertungsbildes A.
Die Darstellung gemäß 13 entspricht der Darstellung gemäß 9. Die Übereinstimmung der 9 und 13 ist jedoch nur zufällig. In der Regel sind die Darstellungen voneinander verschieden.
Die Vorgehensweise der 12 und 13 kann gemäß den 14 und 15 variiert werden.
Die Vorgehensweise der 14 entspricht vom Ansatz her der Vorgehensweise der 12. Zusätzlich sind in 14 jedoch Schritte S87 und S88 vorhanden. Der Schritt S88 ist (im Rahmen von 14) zwingend. Der Schritt S87 ist optional.
Im Schritt S87 ermittelt der Rechner 8 dasjenige der Projektionsbilder B, in dem der Anteil der mit Kontrastmittel gefüllten Gefäße maximal ist. Beispielsweise kann der Rechner 8 hierzu für alle Pixel 9 der Projektionsbilder B den Typ ermitteln und dasjenige der Projektionsbilder B selektieren, in dem die Anzahl der Pixel 9 des Typs „Gefäß", deren Pixelwert oberhalb einer vorbestimmten Schranke liegt, maximal ist. Es sind auch andere Vorgehensweisen möglich.
Wenn der Schritt S87 entfällt, kann – als Ersatz für den entfallenden Schritt S87 – das Projektionsbild B fest vorgegeben sein (z. B. stets das dritte Projektionsbild B verwendet werden) oder die Auswahl des Projektionsbildes B dem Rechner 8 vom Anwender 6 vorgegeben werden. Es ist auch möglich, dass der Rechner 8 anhand der Projektionsbilder B das Gefäßsystem als Ganzes ermittelt und so ein zusätzliches „Projektionsbild" B generiert, das im Rahmen des Schrittes S88 verwendet wird.
Im Schritt S88 überlagert der Rechner 8 die Pixelwerte des im Schritt S87 bestimmten Projektionsbildes B dem Auswertungsbild A. 15 zeigt ein Beispiel des so entstandenen Überlagerungsbildes.
Das erfindungsgemäße Darstellungsverfahren weist einen hohen Automatisierungsgrad und eine hohe Verarbeitungsgeschwindigkeit auf. Darüber hinaus ist es sehr flexibel, auch im Rahmen der Visualisierung des Auswertungsergebnisses und im Rahmen der Interaktivität. Schließlich ist es noch möglich, das erfindungsgemäße Darstellungsverfahren in den Rahmen einer so genannten TIMI-Flussmessung zu integrieren. Dadurch kann ein doppeltes Erfassen der Projektionsbilder B in Verbindung mit der damit gekoppelten Röntgenbelastung des Patienten 3 vermieden werden.

Claims

Darstellungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder (B), die den zeitlichen Verlauf der Verteilung eines Kontrastmittels in einem Untersuchungsobjekt (3) zeigen, das ein Gefäßsystem und dessen Umgebung enthält, welches Projektionsbild (B) eine Vielzahl von Pixeln (9) mit Pixelwerten aufweist, welche Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel (9) der Projektionsbilder (B) durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts (3) bestimmt sind, bei welchem Verfahren – ein Rechner (8) ein darzustellendes der Projektionsbilder (B) zumindest in einem Perfusionsbereich (18') in Parzellen (19) unterteilt, – welcher Rechner (8) für jede Parzelle (19) anhand der in der jeweiligen Parzelle (19) des darzustellenden Projektionsbildes (B) auftretenden Pixelwerte oder anhand von deren Differenzen zu den Pixelwerten einer korrespondierenden Parzelle (19) eines anderen Projektionsbildes (B) mindestens einen charakteristischen Wert (C) ermittelt, – welcher Rechner (8) für jede im Perfusionsbereich (18') enthaltene Parzelle (19) anhand des mindestens einen charakteristischen Wertes (C) eine Projektionsfarbe (PF) ermittelt und der jeweiligen Parzelle (19) die Projektionsfarbe (PF) zuordnet, – welcher Rechner (8) zumindest einen den Perfusionsbereich (18') enthaltenden Teilbereich (18) des darzustellenden Projektionsbildes (B) über ein Sichtgerät (16) an einen Anwender (6) ausgibt und jede Parzelle (19) des Perfusionsbereichs (18') des dargestellten Projektionsbildes (B) in der ihr zugeordneten Projektionsfarbe (PF) darstellt, – welcher Rechner (8) die Pixelwerte der im Perfusionsbereich (18') des dargestellten Projektionsbildes (B) gelegenen Pixel (9) oder deren Differenzen zu den Pixelwerten der im Perfusionsbereich des anderen Projektionsbildes (B) gelegenen Pixel (9) zu einer Gesamtperfusion (G) addiert, – welcher Rechner (8) anhand der Gesamtperfusion (G) mindestens eine charakteristische Größe eines akustischen Signals bestimmt und – welcher Rechner (8) das akustische Signal zusammen mit dem Teilbereich (18) des dargestellten Projektionsbildes (B) über einen Lautsprecher (20) ausgibt.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 1, bei dem Rechner (8) das darzustellende Projektionsbild (B) außerhalb des Perfusionsbereichs (18') Schwarz/Weiß oder als Graustufenbild darstellt.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 2, bei dem der Rechner (8) das darzustellende Projektionsbild (B) auch außerhalb des Perfusionsbereichs (18') in Parzellen (19) unterteilt und bei dem der Rechner (8) den außerhalb des Perfusionsbereichs (18') gelegenen Parzellen (19) des darzustellenden Projektionsbildes (B) jeweils einen Grauwert oder einen der Werte Schwarz und Weiß zuordnet.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 1, 2 oder 3, bei dem der Perfusionsbereich (18') dem Rechner (8) vom Anwender (6) vorgegeben wird.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 1, 2 oder 3, bei dem der Rechner (8) den Perfusionsbereich (18') selbsttätig ermittelt.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 5, bei dem der Rechner (8) zumindest für jedes Pixel (9) des Teilbereichs (18) anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte derjenigen Pixel (9) der Projektionsbilder (B), die in einem durch das jeweilige Pixel (9) bestimmten, für alle Projekti onsbilder (B) einheitlichen Auswertungskern (19) der Projektionsbilder (B) liegen, ermittelt, ob das jeweilige Pixel (9) dem Perfusionsbereich (18') angehört.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 6, bei dem der Rechner (8) für jedes Pixel (9) als Auswertungskern (19) diejenige Parzelle (19) bestimmt, in der das betreffende Pixel (9) liegt.
Darstellungsverfahren nach einem der obigen Ansprüche, bei dem der charakteristische Wert (C) zwischen einem Minimalwert (MIN) und einem Maximalwert (MAX) liegt, die Projektionsfarbe (PF) zu einem Erstanteil (a) aus einer ersten Farbe (F1) und im Übrigen aus einer zweiten Farbe (F2) besteht und bei dem der Erstanteil (a) eine monotone Funktion des charakteristischen Wertes (C) ist.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 8, bei dem die erste und die zweite Farbe (F1, F2) Primärfarben sind.
Darstellungsverfahren nach einem der obigen Ansprüche, bei dem das andere Projektionsbild (B) das zeitlich erste Projektionsbild (B) ist.
Darstellungsverfahren nach einem der obigen Ansprüche, bei dem der Rechner (8) die Projektionsbilder (B) nacheinander entsprechend ihrer zeitlichen Abfolge über das Sichtgerät (16) ausgibt.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 11, bei dem den Projektionsbildern (B) jeweils ein Erfassungszeit punkt (t) zugeordnet ist und bei dem der Rechner (8) die Projektionsbilder (B) entsprechend dem zeitlichen Abstand ihrer Erfassungszeitpunkte (t) ausgibt.
Darstellungsverfahren nach einem der obigen Ansprüche, bei dem der Rechner (8) Parzellen (19) eines mit den Projektionsbildern (B) korrespondierenden Auswertungsbildes (A) zumindest im Perfusionsbereich (18') einen Perfusionsgrad zuordnet, anhand des Perfusionsgrades den Parzellen (19) des Auswertungsbildes (A) eine Auswertungsfarbe (AF) zuordnet, zumindest einen den Perfusionsbereich (18') enthaltenden Teilbereich (18) des Auswertungsbildes (A) über das Sichtgerät (16) an den Anwender (6) ausgibt und jede Parzelle (19) des Perfusionsbereichs (18') des Auswertungsbildes (A) in der ihr zugeordneten Auswertungsfarbe (AF) darstellt.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 13, bei dem der Rechner (8) das Auswertungsbild (A) außerhalb des Perfusionsbereichs (18') Schwarz/Weiß oder als Graustufenbild darstellt.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 14, bei dem der Rechner (8) das Auswertungsbild (A) auch außerhalb des Perfusionsbereichs (18') in Parzellen (19) unterteilt und dass der Rechner (8) den außerhalb des Perfusionsbereichs (18') gelegenen Parzellen (19) des Auswertungsbildes (A) jeweils einen Grauwert oder einen der Werte Schwarz und Weiß zuordnet.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 13, 14 oder 15, bei dem der Rechner (8) dem Auswertungsbild (A) die Pixelwerte eines der Projektionsbilder (B) überlagert.
Darstellungsverfahren nach Anspruch 16, bei dem der Rechner (8) selbsttätig dasjenige der Projektionsbilder (B) ermittelt, in dem der Anteil der mit Kontrastmittel gefüllten Gefäße maximal ist, und dieses Projektionsbild (B) dem Auswertungsbild (A) überlagert.
Datenträger mit einem auf dem Datenträger in maschinenlesbarer Form gespeicherten Computerprogramm (12), welches Computerprogramm (12) von einem Rechner (8) ausführbaren Maschinencode umfasst, bei dem die Ausführung des Maschinencodes durch den Rechner (8) die Durchführung eines Darstellungsverfahrens nach einem der obigen Ansprüche 1 bis 17 bewirkt.
Rechner mit einem Massenspeicher (11), in dem ein Computerprogramm (12) hinterlegt ist, so dass der Rechner nach Aufruf des Computerprogramms (12) ein Darstellungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17 ausführt.