DE102009004184B3

DE102009004184B3 - Verfahren zur Bestimmung der arteriellen Inputfunktion für Perfusionsmessungen und C-Bogen-Röntgengerät

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Publication number: DE102009004184B3
Application number: DE200910004184
Authority: DE
Inventors: Jan Dr. Boese; Yu Deuerling-Zheng; Andreas Fieselmann; Michael Dr. Zellerhoff
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2009-01-09
Filing date: 2009-01-09
Publication date: 2010-07-29
Anticipated expiration: 2029-01-10

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung der arteriellen Inputfunktion C(t) für Perfusionsmessungen basierend auf mit einem C-Bogen-Röntgengerät (2) gewonnenen 2-D-Röntgenprojektionen (P-P) sowie ein C-Bogen-Röntgengerät (2) mit einer Recheneinheit (8) zur Durchführung des Verfahrens. Zu bestimmten aufeinanderfolgenden Zeitpunkten (t-t) werden 2-D-Röntgenprojektionen (P-P) von einem mit einem Kontrastmittel versehenen arteriellen Gefäßbaum (20) aufgenommen und die Kontrastmittelkonzentrationen zu den Aufnahmezeitpunkten (t-t) der 2-D-Röntgenprojektionen (P-P) aus den Pixelwerten der 2-D-Röntgenprojektionen (P-P) ermittelt, welche die arterielle Inputfunktion C(t) bilden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung der arteriellen Inputfunktion für Perfusionsmessungen sowie ein C-Bogen-Röntgengerät zur Durchführung des Verfahrens.
Perfusionsmessungen werden unter anderem für die Diagnose und Therapie eines akuten Schlaganfalls eingesetzt, welcher die dritthäufigste Todesursache in westlichen Ländern ist. Ein Schlaganfall ist eine plötzlich auftretende Erkrankung des Gehirns, die durch eine Störung der Blutversorgung von Zellen des Gehirns verursacht ist und zu einem anhaltenden Ausfall von Funktionen des zentralen Nervensystems führen kann. Bei der Perfusionsmessung wird abgeschätzt, ob ein akuter Schlaganfall schon zu einer größeren Zerstörung von Zellen geführt hat oder ob die Zerstörung von Zellen noch auf einen kleineren Teil des Gewebes begrenzt ist und weiteres akut bedrohtes Gewebe durch eine schnelle Therapie noch gerettet werden kann.
Perfusionsmessungen erfolgen zumeist in Form einer Perfusions-CT oder einer Perfusions-MRT, welche etablierte Untersuchungsverfahren darstellen, mit denen der kapillare Blutfluss im Gewebe quantifiziert werden kann, insbesondere um unterperfundiertes Gewebe zu bestimmen und daraus Strategien für eine Therapie abzuleiten. Durch eine Perfusionsmessung können verschiedene Parameter der Hirndurchblutung nicht invasiv gemessen werden, z. B. das regionale zerebrale Blutvolumen (rCBV), der regionale zerebrale Blutfluss (rCBF) sowie die mittlere Transitzeit eines Stoffes durch das Gehirn (MTT).
Für die Perfusionsmessung wird dem Patienten zur Darstellung eines arteriellen Gefäßbaums des Gehirns in Bildaufnahmen zunächst ein wohldefiniertes Volumen eines Kontrastmittels injiziert und anschießend mit einem Computertomographen (CT) oder einem Magnetresonanzgerät (MR) eine Sequenz von Schnittbildern oder von Volumenbildern erzeugt, um so den zeitlichen Verlauf der Kontrastmittelkonzentration in dem den arteriellen Gefäßbaum aufweisenden Gewebe bestimmen zu können. Die Erzeugung bzw. Rekonstruktion solcher Schnittbilder oder Volumenbilder ist mit Computertomographen oder Magnetresonanzgeräten verhältnismäßig schnell möglich, da in der Regel mehr als ein Bild pro Sekunde erzeugt werden kann. Daher kann aus der Sequenz der Schnittbilder oder der Sequenz der Volumenbilder die Konzentrations-Zeit-Kurve C_a(t) des Kontrastmittels in einer Blut zuführenden Arterie des arteriellen Gefäßbaums, die auch als arterielle Inputfunktion (AIF = arterial input function) bezeichnet wird, bestimmt werden, in dem z. B. aus jedem rekonstruierten Schnittbild für einen bestimmten Punkt einer Blut zuführenden Arterie der Pixelwert bestimmt wird, der ggf. noch normiert wird. Daraus ergibt sich beispielsweise der in 1 gezeigte Verlauf der arteriellen Inputfunktion C_a(t), die die Konzentration des Kontrastmittels in der Blut zuführenden Arterie beschreibt. Ebenfalls in 1 eingetragen ist der Verlauf der Konzentration C_g(t) des Kontrastmittels in dem den Gefäßbaum aufweisenden Gewebe.
Die arterielle Inputfunktion C_a(t) wird im Übrigen benötigt um die Gewebeperfusion zu berechnen, wozu zwei mathematische Modelle nämlich die Indikator-Verdünnungs-Theorie und das Modell der maximalen Steigung (maximum slope model) zur Verfügung stehen.
Aus 1 ist zu erkennen, dass die arterielle Inputfunktion C_a(t) in relativ kurzer Zeit einen relativ starken Konzentrationsanstieg und einen relativ starken Konzentrationsabfall aufweist. Die Schnittbilder oder Volumenbilder müssen also in relativ kurzen zeitlichen Abständen rekonstruiert werden, um anhand der Schnittbilder oder Volumenbilder den Verlauf der arteriellen Inputfunktion C_a(t) bestimmen zu können, was die Perfusions-CT oder die Perfusions-MRT leisten kann.
In der WO 2005/087107 A1 sind ein C-Bogen-Röntgengerät und ein Verfahren für das C-Bogen-Röntgengerät beschrieben, mit dem von einem Objekt Röntgenprojektionen aus unterschiedlichen Richtungen aufgenommen werden, wobei das C-Bogen-Röntgengerät konfiguriert ist, um insbesondere für eine Perfusionsanwendung zeitabhängige Darstellungen I(x, t) des Objektes aus Röntgenprojektionen zu rekonstruieren, die in verschiedenen Phasen der in dem Objekt zu beobachtenden Prozesse aufgenommen wurden, wobei die reelle Funktion I(x, t) durch eine parametrische Funktion I·(a(x), t) approximiert wird.
Aus der DE 10 2004 055 770 A1 sind ein C-Bogen-Röntgengerät und ein Verfahren für das C-Bogen-Röntgengerät bekannt, bei dem insbesondere für eine Perfusionsanwendung ein 3D-Bild von einem Objekt aus 2D-Röntgenprojektionen rekonstruiert wird, die während einer Verstellung des C-Bogens um das Objekt zu gegebenen Messzeitpunkten und längs gegebener Projektionsrichtungen aufgenommen wurden. Bei dem Verfahren wird die jedem Voxel des 3D-Bildes des Objektes zugeordnete Parameterfunktion aus den 2D-Röntgenprojektionen bestimmt.
In der US 2004/0252809 A1 sind ein C-Bogen-Röntgengerät und ein Verfahren für das C-Bogen-Röntgengerät beschrieben, bei dem zur Bestimmung funktionaler Parameter eines Objektes über eine bestimmte Zeit beispielsweise unter kontinuierlicher Drehung des C-Bogens um das Objekt 2D-Projektionen von dem Objekt aufgenommen und mehrere 3D-Modelle basierend auf den 2D-Projektionen rekonstruiert werden. Beispielsweise werden für die Bestimmung von Perfusionswerten nach der Gabe eines Kontrastmittels eine Serie von 2D-Projektionen aufgenommen und ausgehend von einem anfangs rekonstruierten 3D-Modell weitere aktualisierte 3D-Modelle mit aktueller aufgenommenen 2D-Projektionen rekonstruiert, die die Ausbreitung des Kontrastmittels enthalten. Anschließend wird die Serie von 3D-Modellen analysiert, um die gewünschten funktionellen Parameter zu ermitteln.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine alternative Möglichkeit der Bestimmung der arteriellen Inputfunktion anzugeben.
Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren zur Bestimmung der arteriellen Inputfunktion für Perfusionsmessungen basierend auf mit einem C-Bogen-Röntgengerät gewonnenen 2D-Röntgenprojektionen sowie durch ein C-Bogen-Röntgengerät, welches eine Recheneinheit zur Durchführung des Verfahrens aufweist. Zur Bestimmung der arteriellen Inputfunktion werden von einem einen interessierenden arteriellen Gefäßbaum aufweisenden Gewebe eines Patienten unter Verstellung des C-Bogens des C-Bogen-Röntgengerätes um das Gewebe zunächst eine Serie von zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Maskenröntgenprojektionen aufgenommen und daraus basierend auf den bekannten Projektionsgeometrien des C-Bogen-Röntgengerätes ein Maskenvolumenbild von dem Gewebe erzeugt, wobei jeder 2D-Maskenröntgenprojektion ein Aufnahmeort zugeordnet ist. Nach der Gabe eines Kontrastmittels werden von dem den interessierenden arteriellen Gefäßbaum aufweisenden Gewebe des Patienten unter Verstellung des C-Bogens des C-Bogen-Röntgengerätes um das Gewebe wenigstens eine weitere Serie von zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Röntgenprojektionen aufgenommen und daraus wenigstens ein weiteres Volumenbild von dem Gewebe erzeugt, wobei jeder 2D-Röntgenprojektion eine Aufnahmezeit und ein Aufnahmeort zugeordnet ist. Die Aufnahmeorte der 2D-Röntgenprojektionen korrespondieren dabei mit den Aufnahmeorten der 2D-Maskenröntgenprojektionen, d. h. pro Aufnahmeort werden eine 2D-Maskenröntgenprojektion und wenigstens eine 2D-Röntgenprojektion gewonnen. Zur Aufnahme der 2D-Maskenröntgenprojektionen und der 2D-Röntgenprojektionen wird der mit einer Röntgenstrahlenquelle und einem Röntgenstrahlenempfänger versehene C-Bogen um die Angulationsachse oder die Orbitalachse des C-Bogen-Röntgengerätes verstellt, wobei vorzugsweise mit gleichem Zeit- und Orts- bzw. Winkelabstand Röntgenprojektionen gewonnen werden.
Nach der Rekonstruktion des Maskenvolumenbildes und des wenigstens einen Volumenbildes wird durch Subtraktion des Maskenvolumenbilds von dem wenigstens einen Volumenbild ein Volumenbild des arteriellen Gefäßbaums erzeugt. Anhand des Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaums wird ein Punkt einer Arterie des arteriellen Gefäßbaumes ausgewählt, für den die arterielle Inputfunktion zu bestimmen ist. Hierzu werden basierend auf den bekannten Projektionsgeometrien des C-Bogen-Röntgengerätes der ausgewählte Punkt in die einzelnen unter Anwesenheit des Kontrastmittels gewonnenen 2D-Röntgenprojektionen projiziert und in jeder der 2D-Röntgenprojektionen jeweils der entsprechende Pixelwert bestimmt. Von dem jeweils so ermittelten Pixelwert einer 2D-Röntgenprojektion wird der korrespondierende Pixelwert der 2D-Maskenröntgenprojektion zur Ermittlung eines Subtraktionswertes subtrahiert, deren Aufnahmeort mit dem Aufnahmeort der jeweiligen 2D-Röntgenprojektion korrespondiert. Außerdem wird für jede 2D-Röntgenprojektion jeweils die Länge eines Strahls durch den ausgewählten Punkt und der den Punkt umgebenden Arterie bestimmt, um die Dicke des Gefäßes bei der Ermittlung der Konzentration des Kontrastmittels in dem ausgewählten Punkt entsprechend zu berücksichtigen. Die Kontrastmittelkonzentration in dem ausgewählten Punkt zu einem bestimmten Zeitpunkt, in dem eine bestimmte 2D-Röntgenprojektion aufgenommen wurde, ergibt sich dann dadurch, dass der dieser 2D-Röntgenprojektion zugeordnete Subtraktionswert auf die jeweilige der bestimmten 2D-Röntgenprojektion zugeordnete Länge des Strahl durch den ausgewählten Punkt und der den Punkt umgebenden Arterie normiert wird. Ein solcher normierter Subtraktionswert wird für jede der zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Röntgenprojektionen bestimmt, so dass man für die Zeitpunkte der Aufnahme der 2D-Röntgenprojektionen jeweils den Konzentrationswert der arteriellen Inputfunktion erhält, die über der Zeit auftragbar sind.
Erfindungsgemäß wird die arterielle Inputfunktion also nicht aus rekonstruierten Schnittbildern oder Volumenbildern ermittelt, die mit einem C-Bogen-Röntgengerät nicht in der zur Be stimmung der arterielle Inputfunktion erforderlichen zeitlichen Auflösung erzeugbar sind, sondern aus 2D-Röntgenprojektionen ermittelt. Somit kann auch ein C-Bogen-Röntgengerät, insbesondere ein C-Bogen-Angiographiesystem für die interventionelle Perfusionsmessung, insbesondere bei Schlaganfallpatienten eingesetzt werden. Das Verfahren basiert dabei auf der als realistisch eingestuften Annahme, dass sich das Kontrastmittel zunächst überwiegend in dem Gefäßbaum und nicht in dem umliegenden Gewebe ausbreitet.
Nach einer Variante der Erfindung wird der Gefäßbaum in dem Volumenbild segmentiert, um ein qualitativ hochwertiges Volumenbild von dem arteriellen Gefäßbaum zu erhalten.
Nach einer Ausführungsform der Erfindung werden nach der Gabe eines Kontrastmittels von dem den interessierenden arteriellen Gefäßbaum aufweisenden Gewebe des Patienten unter Verstellung des C-Bogens des C-Bogen-Röntgengerätes um das Gewebe nicht nur eine sondern weitere Serien von zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Röntgenprojektionen aufgenommen und daraus weitere Volumenbilder von dem Gewebe erzeugt, wobei jeder 2D-Röntgenprojektion eine Aufnahmezeit und ein Aufnahmeort zugeordnet wird.
Nach einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird von jedem so erzeugten Volumenbild das Maskenvolumenbild subtrahiert, so dass man mehrere zeitlich aufeinanderfolgende Volumenbilder des arteriellen Gefäßbaums erhält.
Eine andere Ausführungsform der Erfindung sieht vor, aus den weiteren Volumenbildern ein Volumengesamtbild derart zu erzeugen, dass diejenigen Voxel der Volumenbilder mit den jeweils höchsten Voxelwerten das Volumengesamtbild bilden. Auf diese Weise erhält man ein Volumengesamtbild, in dem der gesamte Gefäßbaum hochkontrastig dargestellt ist, wodurch nach Subtraktion des Maskenvolumenbildes insbesondere die Auswahl des bestimmten Punktes des arteriellen Gefäßbaums, für den die arterielle Inputfunktion zu bestimmen ist, leichter fällt.
Nach einer Variante der Erfindung wird die ermittelte arterielle Inputfunktion derart modifiziert, dass sie durch den Voxelwert des ausgewählten Punktes eines Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaums verläuft, wobei als Zeitpunkt für die Ermittlung des Voxelwertes der Mittelwert aus den Aufnahmezeiten der 2D-Röntgenprojektionen bestimmt wird, die für die Rekonstruktion des Volumenbildes verwendet wurden, von dem das Maskenvolumenbild zur Erzeugung des Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaums subtrahiert wurde. Dieser Variante der Erfindung liegt die Überlegung zugrunde, dass die Voxelwerte der Volumenbilder in der Regel etwas genauer die Kontrastmittelkonzentration wiedergeben als die Pixelwerte der 2D-Röntgenprojektionen. Liegen beispielsweise drei zeitlich aufeinanderfolgende Volumenbilder des arteriellen Gefäßbaums und somit drei Voxelwerte für den ausgewählten Punkt vor, so können die Voxelwerte als Werte der arteriellen Inputfunktion verwendet und der Verlauf der arteriellen Inputfunktion durch diese Werte geführt werden.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den beigefügten schematischen Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:
1 eine Konzentrations-Zeit-Kurve,
2 einen angiographischen Arbeitsplatz mit einem C-Bogen-Röntgengerät zur Durchführung des Verfahrens zur Bestimmung der arteriellen Inputfunktion und
3 eine Veranschaulichung der Gewinnung und Aufzeichnung von 2D-Maskenröntgenprojektionen und 2D-Röntgenprojektionen.
Der in 2 gezeigte angiographische Arbeitsplatz umfasst im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels eine schematisch dargestellte Patientenliege 1, auf der ein Patient P gelagert ist, welcher an einem Schlaganfall leidet und bei dem die Gewebeperfusion ermittelt werden soll.
Der Arbeitsplatz umfasst außerdem eine Angiographieröntgenanlage in Form eines C-Bogen-Röntgengerätes 2, an dessen C-Bogen 3 einander gegenüber liegend eine Röntgenstrahlenquelle 4 und ein Röntgenstrahlenempfänger 5 angeordnet sind. Der C-Bogen 3 ist an einer Halterung 6 um seine Orbitalachse O in die Richtungen des Doppelpfeils a verstellbar gelagert. Die Halterung 6 ist im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels an einem Deckenstativ 7 angeordnet, welches die in der 2 mit Doppelpfeilen c, d, e und f gekennzeichneten Verstellmöglichkeiten der mit dem C-Bogen 3 versehenen Halterung 6 bietet. Außerdem ist der C-Bogen 3 mit der Halterung 6 um seine Angulationsachse A in die Richtungen des Doppelpfeils b verstellbar.
Mit dem C-Bogen-Röntgengerät 2 können in an sich bekannter Weise von dem auf der Patientenliege 1 gelagerten Patienten P 2D-Röntgenprojektionen oder Durchleuchtungsbilder aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen aufgenommen werden, die auf einem an einem Bildrechner 8 angeschlossenen Sichtgerät 9 darstellbar sind. Darüber hinaus können mit dem C-Bogen-Röntgengerät 2 basierend auf aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen aufgenommenen 2D-Röntgenprojektionen ein 3D-Datensatz bzw. ein Volumendatensatz von einem Körperbereich des Patienten P mit dem Bildrechner 8 rekonstruiert und ein auf dem Volumendatensatz basierendes Volumenbild auf dem Sichtgerät 9 dargestellt werden.
Wie bereits eingangs erwähnt, stehen zur Berechnung der Gewebeperfusion die Indikator-Verdünnungs-Theorie und das Modell der maximalen Steigung zur Verfügung. Beide mathematische Verfahren benötigen die arterielle Inputfunktion C_a(t) eines Kontrastmittels in einer Blut zuführenden Arterie des Gehirns, deren erfindungsgemäße Ermittlung im Folgenden beschrieben ist.
Zunächst werden von einem einen interessierenden arteriellen Gefäßbaum aufweisenden Gewebe des Kopfes des Patienten P sogenannte 2D-Maskenröntgenprojektionen aufgenommen, bei denen es sich um 2D-Röntgenprojektionen handelt, die aufgenommen werden, solange dem Patienten P noch kein Kontrastmittel verabreicht wurde. Hierzu wird im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels der Erfindung der C-Bogen 3 um seine Angulationsachse A kontinuierlich mit konstanter Winkelgeschwindigkeit geschwenkt bis er wieder seine in 2 gezeigte Ausgangsposition erreicht hat, wobei an bestimmten Schwenkstellungen w₁, w₂, w₃, ..., w₈, welche den gleichen Abstand voneinander aufweisen, die 2D-Maskenröntgenprojektionen M₁ bis M₈ gewonnen werden. Die Erfindung wird im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels mit nur acht 2D-Maskenröntgenprojektionen beschrieben. Tatsächlich können jedoch zwischen ca. 120 und 540 2D-Maskenröntgenprojektionen aufgenommen werden, wenn der C-Bogen 3 in ca. 5 Sekunden um den Kopf des Patienten P rotiert bzw. geschwenkt wird. Basierend auf den 2D-Maskenröntgenprojektionen, denen jeweils ein Aufnahmeort w₁–w₈ zugeordnet ist und welche in einem an den Bildrechner 8 angeschlossenen Speicher 10 abgelegt werden, rekonstruiert der Bildrechner 8 ein Maskenvolumenbild des den arteriellen Gefäßbaum aufweisenden Gewebes.
Nach der Erzeugung des Maskenvolumenbildes wird dem Patienten P ein Kontrastmittel in den arteriellen Gefäßbaum injiziert. Im Anschluss daran wird der C-Bogen 3 wieder um seine Angulationsachse A kontinuierlich mit konstanter Winkelgeschwindigkeit geschwenkt, wobei in einem ersten Umlauf an den Schwenkstellungen w₁–w₈ 2D-Röntgenprojektionen P₁ bis P₈ zu den Zeitpunkten t₁–t₈ gewonnen werden. In einem zweiten Umlauf werden an den Schwenkstellungen w₁–w₈ 2D-Röntgenprojektionen P₉ bis P₁₆ zu den Zeitpunkten t₉–t₁₆ und in einem dritten Umlauf werden an den Schwenkstellungen w₁–w₈ 2D-Röntgenprojektionen P₁₇ bis P₂₄ zu den Zeitpunkten t₁₇–t₂₄ gewonnen.
Wie bereits zuvor erwähnt, erfolgt die Beschränkung auf acht 2D-Röntgenprojektionen pro Umlauf nur zur besseren Erläute rung der vorliegenden Erfindung. Tatsächlich können zwischen ca. 120 und 540 2D-Röntgenprojektionen pro Umlauf des C-Bogens 3 aufgenommen werden.
Mit Hilfe des Bildrechners 8 werden aus den 2D-Röntgenprojektionen P₁ bis P₈ ein erstes Volumenbild, aus den 2D-Röntgenprojektionen P₉ bis P₁₆ ein zweites Volumenbild und aus den 2D-Röntgenprojektionen P₁₇ bis P₂₄ ein dritter Volumenbild rekonstruiert.
Aus den drei Volumenbildern wird dasjenige ausgewählt, in dem der arterielle Gefäßbaum möglichst gut kontrastiert dargestellt ist. Alternativ kann aus dem ersten, zweiten und dritten Volumenbild ein Volumengesamtbild erzeugt werden, dass diejenigen Voxel der drei Volumenbilder mit den jeweils höchsten Voxelwerten das Volumengesamtbild bilden. Das Volumengesamtbild wird also aus Voxeln der drei Volumenbilder zusammengesetzt, welche Voxel den maximalen Wert über der Zeit erreicht haben.
Von dem ausgewählten Volumenbild bzw. von dem erzeugten Volumengesamtbild wird das Maskenvolumenbild subtrahiert, so dass eine Volumenbild des arteriellen Gefäßbaumes erhalten wird. Ein solches Volumenbild des arteriellen Gefäßbaums 20 ist in 3 schematisch gezeigt, welches auf dem Sichtgerät 9 dargestellt wird. Der arterielle Gefäßbaum 20 wird in dem Volumenbild des arteriellen Gefäßbaums identifiziert und vollautomatisch, interaktiv oder manuell segmentiert. Hierzu sind in nicht dargestellter Weise entsprechende Eingabemittel, wie eine Tastatur, eine Computermaus, ein Trackball etc. an den Bildrechner 8 angeschlossen. Vorliegend erfolgt die Identifizierung und Segmentierung des arteriellen Gefäßbaums 20 mit dem Bildrechner 8, der mit einer entsprechenden Software, bspw. einer Mustererkennungssoftware, versehen ist.
Anhand des segmentierten Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaums 20 kann ein Punkt T einer Blut zuführenden Hirnarterie mittels der erwähnten Eingabemittel oder auch vollautomatisch durch die Software des Bildrechners 8 ausgewählt werden, für den die arterielle Inputfunktion zu bestimmen ist. Basierend auf den bekannten Projektionsgeometrien des C-Bogen-Röntgengerätes 2 werden der in dem Volumenbild des arteriellen Gefäßbaums 20 ausgewählte Punkt T in die 2D-Röntgenprojektionen P₁ bis P₂₄ projiziert und in jeder der 2D-Röntgenprojektionen P₁ bis P₂₄ die zugehörigen Pixelkoordinaten und der zugehörige Pixelwert bestimmt. Dies ist exemplarisch anhand der 2D-Röntgenprojektion P₂ in 3 veranschaulicht. Durch die Projektion in die 2D-Röntgenprojektion P₂ ergibt sich der Bildpunkt BP₂ mit dem Pixelwert PW₂ und den Pixelkoordindaten x₂, y₂. Des Weiteren wird anhand der Pixelkoordinaten x₂, y₂ der zu dem Bildpunkt BP₂ korrespondierende Maskenbildpunkt MP₂ der 2D-Maskenröntgenprojektion M₂ ermittelt, dessen Pixelwert MPW₂ von dem Pixelwert PW₂ subtrahiert wird, so dass man einen der 2D-Röntgenprojektion P₂ zugeordneten Subtraktionswert SPW₂ erhält, der bereits ein Maß für die Konzentration des Kontrastmittels zum Zeitpunkt t₂, also dem Aufnahmezeitpunkt der 2D-Röntgenprojektion P₂ darstellt.
Um den tatsächlichen Konzentrationswert zu bestimmen ist noch die Dicke der Hirnarterie 21 in Röntgenstrahlrichtung zu berücksichtigen und der Subtraktionswert SPW₂ darauf zu normieren. Daher wird für die 2D-Röntgenprojektion P₂ die Länge des von der in 3 schematisch angedeuteten Röntgenstrahlenquelle 4 ausgehenden Strahls S₂ durch die Hirnarterie 21 bestimmt, welcher Strahl S₂ sowohl durch die Hirnarterie 21 als auch durch den ausgewählten Punkt T verläuft. Im Falle der 2D-Röntgenprojektion P₂ weist der Strahl S₂ in der Hirnarterie 21 eine Länge L₂ auf. Die Länge L₂ lässt sich dabei anhand des Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaums 20 bestimmen, indem eine Schwellwertbetrachtung der Voxelwerte in Strahlrichtung S₂ angestellt wird. Sowohl beim Eintritt des Strahls S₂ in die Hirnarterie 21 als auch bei Austritt des Strahls S₂ aus der Hirnarterie 21 muss ein Sprung in den Voxelwerten vorliegen, so dass die Länge L₂ bestimmbar ist. Auf diesen Wert der Länge L₂ wird nun der Subtraktionswert SPW₂ normiert, so dass man den Konzentrationswert C₂ des Kontrast mittels in der Hirnarterie 21 zum Zeitpunkt t₂ erhält, der exemplarisch in 1 eingetragen ist.
In der gleichen Weise lassen sich auch die Konzentrationswerte C₁ und C₃ bis C₂₄ aus den 2D-Röntgenprojektionen P₁ und P₃–P₂₄ zu den Zeitpunkten t₁ und t₃–t₂₄ bestimmen. Zur Ermittlung der Subtraktionswerte SPW₁, SPW₉ und SPW₁₇ wird dabei jeweils der Maskenpixelwert MPW₁, zur Ermittlung der Subtraktionswerte SPW₂, SPW₁₀ und SPW₁₈ wird jeweils der Maskenpixelwert MPW₂ usw. verwendet.
Die Konzentrationswerte C₁ bis C₂₄ über den Zeitpunkten t₁–t₂₄ aufgetragen ergibt schließlich die zu ermittelnde arterielle Inputfunktion C_a(t), wie sie exemplarisch in 1 dargestellt ist.
Die so ermittelte arterielle Inputfunktion kann ggf. noch derart modifiziert bzw. skaliert werden, dass diese jeweils durch den Voxelwert des ausgewählten Punktes eines jeden der drei Volumenbilder verläuft, welche als die Konzentration des Kontrastmittels möglichst genau angebende Werte eingestuft werden. Hierzu wird zunächst in jedem der drei Volumenbilder der Voxelwert des ausgewählten Punktes T bestimmt, so dass man drei weitere Konzentrationswerte des Kontrastmittels erhält. Anschließend ist noch für jeden der drei Konzentrationswerte jeweils der Zeitpunkt zu bestimmen, zu dem dieser vorgelegen haben soll. Da jedes Volumenbild aus einer Anzahl von 2D-Röntgenprojektionen, die aufeinanderfolgend, aber zu verschiedenen Zeitpunkten aufgenommen wurden, rekonstruiert wurde, gibt es für jeden der drei Konzentrationswerte keinen exakten Aufnahmezeitpunkt. Daher wird für den Voxelwert aus dem ersten Volumenbild der Mittelwert aus den Aufnahmezeiten t₁–t₈ gebildet und als der Zeitpunkt der Ermittlung des Voxelwertes verwendet, so dass der Voxelwert aus dem ersten Volumenbild in das Diagramm der 1 eintragbar ist. In gleicher Weise wird mit den Voxelwerten aus dem zweiten und aus dem dritten Volumenbild verfahren.
Die zuvor ermittelte arterielle Inputfunktion C_a(t) kann schließlich derart modifiziert werden, dass sie durch die drei zusätzlich ermittelten Voxelwerte verläuft, dies schließt auch eine vollständige entsprechende Skalierung der zuvor ermittelten arteriellen Inputfunktion C_a(t) ein.
Die Erfindung wurde vorstehend vereinfacht am Beispiel von acht pro Rotation des C-Bogens 3 um den Kopf des Patienten P aufgenommenen 2D-Röntgenprojektionen beschrieben. Wie bereits erwähnt können pro Rotation jedoch 120–540 2D-Röntgenprojektionen aufgenommen werden. Daraus ergibt sich eine hohe zeitliche Auflösung der erfindungsgemäß ermittelten arteriellen Inputfunktion, die höher ist als bei der Ermittlung aus beispielsweise rekonstruierten CT-Schnittbildern.
Im Unterschied zu dem beschriebenen Ausführungsbeispiel muss der C-Bogen 3 zur Gewinnung einer ausreichenden Zahl von 2D-Röntgenprojektionen aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen für die Rekonstruktion eines Volumenbildes nicht immer einen Vollumlauf um die Angulationsachse A vollziehen. Vielmehr reicht es auch aus, wenn der Schwenkwinkel 180° plus Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels beträgt, so dass sich der Schwenkwinkel auf ca. 200° beläuft.
Die 2D-Maskenröntgenprojektionen und die 2D-Röntgenprojektionen können im Übrigen auch durch eine entsprechende Verstellung des C-Bogens 3 um seine Orbitalachse O aufgenommen werden, wobei der C-Bogen 3 für die Aufnahme der 2D-Röntgenprojektionen eine Pendelbewegung um die Orbitalachse O vollzieht.

Claims

Verfahren zur Bestimmung der arteriellen Inputfunktion C_a(t) für Perfusionsmessungen basierend auf mit einem C-Bogen-Röntgengerät (2) gewonnenen 2D-Röntgenprojektionen (P₁–P₂₄), bei dem – von einem einen interessierenden arteriellen Gefäßbaum (20) aufweisenden Gewebe eines Patienten (P) unter Verstellung des C-Bogens (3) des C-Bogen-Röntgengerätes (2) um das Gewebe eine Serie von zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Maskenröntgenprojektionen (M₁–M₈) aufgenommen und daraus ein Maskenvolumenbild von dem Gewebe erzeugt werden, wobei jeder 2D-Maskenröntgenprojektion (M₁–M₈) ein Aufnahmeort (w₁–w₈) zugeordnet ist, – nach der Gabe eines Kontrastmittels von dem den interessierenden arteriellen Gefäßbaum (20) aufweisenden Gewebe des Patienten (P) unter Verstellung des C-Bogens (3) des C-Bogen-Röntgengerätes (2) um das Gewebe wenigstens eine weitere Serie von zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Röntgenprojektionen (P₁–P₈, P₉–P₁₆, P₁₇–P₂₄) aufgenommen und daraus wenigstens ein weiteres Volumenbild von dem Gewebe erzeugt werden, wobei jeder 2D-Röntgenprojektion (P₁–P₈, P₉–P₁₆, P₁₇–P₂₄) eine Aufnahmezeit (t₁–t₂₄) und ein Aufnahmeort (w₁–w₈) zugeordnet ist, – bei dem durch Subtraktion des Maskenvolumenbildes von dem wenigstens einen weiteren Volumenbild ein Volumenbild des arteriellen Gefäßbaums (20) erzeugt wird, – ein Punkt (T) einer Arterie (21) des arteriellen Gefäßbaumes (20) anhand des Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaumes (21) ausgewählt wird, für den die arterielle Inputfunktion C_a(t) zu bestimmen ist, – basierend auf den bekannten Projektionsgeometrien des C-Bogen-Röntgengerätes (3) der ausgewählte Punkt (T) in die einzelnen unter Anwesenheit des Kontrastmittels gewonnenen 2D-Röntgenprojektionen (P₁–P₂₄) projiziert und in jeder der 2D-Röntgenprojektionen (P₁–P₂₄) jeweils der entsprechende Pixelwert (PW₂) bestimmt werden, – von dem jeweils so ermittelten Pixelwert (PW₂) einer 2D-Röntgenprojektion (P₁–P₂₄) der korrespondierende Pixelwert (MPW₂) der 2D-Maskenröntgenprojektion (M₂) zur Ermittlung eines Subtraktionswertes (SPW₂) subtrahiert wird, deren Aufnahmeort (w₂) mit dem Aufnahmeort (w₂) der jeweiligen 2D-Röntgenprojektion (P₂) korrespondiert, – für jede 2D-Röntgenprojektion (P₁–P₂₄) jeweils die Länge (L₂) eines Strahls (S₂) durch den ausgewählten Punkt (T) in der den Punkt (T) umgebenden Arterie (21) bestimmt wird, – jeder einer bestimmten 2D-Röntgenprojektion (P₁–P₂₄) zugeordnete Subtraktionswert (SPW₂) auf die jeweilige der bestimmten 2D-Röntgenprojektion (P₂) zugeordnete Länge (L₂) des Strahls (S₂) durch den ausgewählten Punkt (T) in der den Punkt (T) umgebenden Arterie (21) normiert wird, und – bei dem die derart ermittelten normierten Subtraktionswerte (SPW₂) der zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Röntgenprojektionen (P₁–P₂₄) die Konzentrationswerte der arteriellen Inputfunktion C_a(t) über der Zeit darstellen.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Gefäßbaum (21) segmentiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem nach der Gabe eines Kontrastmittels von dem den interessierenden arteriellen Gefäßbaum (21) aufweisenden Gewebe des Patienten (P) unter Verstellung des C-Bogens (3) des C-Bogen-Röntgengerätes (2) um das Gewebe weitere Serien von zeitlich aufeinanderfolgenden 2D-Röntgenprojektionen (P₉–P₁₆, P₁₇–P₂₄) aufgenommen und daraus weitere Volumenbilder von dem Gewebe erzeugt werden, wobei jeder 2D-Röntgenprojektion (P₉–P₁₆, P₁₇–P₂₄) eine Aufnahmezeit (t₉–t₂₄) und ein Aufnahmeort (w₁–w₈) zugeordnet wird.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem von jedem erzeugten Volumenbild das Maskenvolumenbild subtrahiert wird.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem aus den weiteren Volumenbildern ein Volumengesamtbild derart erzeugt wird, dass diejenigen Voxel der Volumenbilder mit den jeweils höchsten Voxelwerten das Volumengesamtbild bilden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die ermittelte arterielle Inputfunktion C_a(t) derart modifiziert wird, dass sie durch den Voxelwert des ausgewählten Punktes (T) eines Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaums (21) verläuft, wobei als Zeitpunkt für die Ermittlung des Voxelwertes der Mittelwert aus den Aufnahmezeiten (t₁–t₈, t₉–t₁₆, t₁₇–t₂₄) der 2D-Röntgenprojektionen (P₁–P₈, P₉–P₁₆, P₁₇–P₂₄) bestimmt wird, die für die Rekonstruktion des Volumenbildes verwendet wurden, von dem das Maskenvolumenbild zur Erzeugung des Volumenbildes des arteriellen Gefäßbaums (21) subtrahiert wurde.
C-Bogen-Röntgengerät mit einer Recheneinheit (8), mit denen eines der Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6 durchgeführt wird.