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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Veranschaulichung der Durchblutung
des Gehirns eines Patienten basierend auf mit einem C-Bogen-Röntgengerät gewonnenen
2D-Röntgenprojektionen.
Die Erfindung betrifft außerdem
ein C-Bogen-Röntgengerät zur Durchführung des
Verfahrens.
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Für die Diagnostik
zerebraler Erkrankungen wie arteriellvenöser Malformationen (AVM), Krebserkrankungen
sowie insbesondere eines Schlaganfalls spielen Perfusionsmessungen
eine immer größere Rolle.
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 Hirngewebes begrenzt
ist und weiteres akut bedrohtes Hirngewebe durch eine schnelle Therapie
noch gerettet werden kann.
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Perfusionsmessungen
erfolgen zumeist in Form einer Perfusions-CT oder einer Perfusions-MRT,
welche etablierte Untersuchungsverfahren darstellen, mit denen der
kapillare Blutfluss in einem Gewebe quantifiziert werden kann. So
können
durch eine Perfusionsmessung verschiedene funktionale Parameter
der Durchblutung nicht invasiv gemessen werden, z. B. das regionale
zerebrale Blutvolumen (rCBV), der regionale zerebrale Blutfluss
(rCBF) sowie die mittlere Transitzeit eines Stoffes durch das Gewebe
(MTT). Diese Parameter ermöglichen
Rückschlüsse, ob
ein Gewebe hinreichend mit Blut versorgt wird, unterversorgt ist
oder bereits dauerhaft geschädigt
ist, wovon letztendlich die Therapieentscheidung abhängt.
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Ist
die Perfusion in einem Gewebe lediglich verlangsamt, was sich dadurch äußert, dass
der zerebrale Blutfluss reduziert, das zerebrale Blutvolumen aber
normal ist, so ist das Gewebe in der Regel nicht dauerhaft geschädigt. Ist
das zerebrale Blutvolumen in einem Gewebe jedoch reduziert, so ist
das Gewebe im Allgemeinen bereits dauerhaft geschädigt.
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Für eine Perfusionsmessung
wird einem Patienten beispielsweise zur Darstellung der Durchblutung
des Hirngewebes in Bildaufnahmen zunächst ein wohldefiniertes Volumen
eines Kontrastmittels injiziert und anschließend mit einem Computertomographen
(CT) oder einem Magnetresonanzgerät (MR) eine Sequenz von Schnittbildern
oder von Volumenbildern erzeugt, um so den zeitlichen Verlauf der Kontrastmittelkonzentration
und somit die Durchblutung des Hirngewebes bestimmen zu können. Da
viele der erwähnten
Erkrankungen in einem mit einem C-Bogen-Röntgengerät ausgestatteten Angiographie-Labor
behandelt werden, ist es wünschenswert die
für Perfusionsmessungen
erforderliche Perfusionsbildgebung auch mit dem C-Bogen-Röntgengerät durchführen zu können.
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Der
Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und ein
C-Bogen-Röntgengerät der eingangs
genannten Art derart anzugeben, dass die Voraussetzungen geschaffen
werden, funktionelle die Perfusion betreffende Parameter bestimmen
zu können.
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Nach
der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren zur
Veranschaulichung der Durchblutung des Gehirns eines Patienten basierend auf
mit einem C-Bogen-Röntgengerät gewonnenen 2D-Röntgenprojektionen
sowie durch ein C-Bogen-Röntgengerät, welches
eine Recheneinheit zur Durchführung
des Verfahrens aufweist. Von dem das Gehirn aufweisenden Gewebebereich
des Kopfes des Patienten wird unter Verstellung des C-Bogens des
C-Bogen-Röntgengerätes um den
Gewebebereich wenigstens eine Serie von zeitlich aufeinanderfolgenden
2D-Maskenröntgenprojektionen
aufgenommen, woraus wenigstens ein Maskenvolumenbild von dem Gehirn
erzeugt wird. Nach der Gabe eines Kontrastmittels wird von dem das
Gehirn aufweisenden Gewebebereich des Kopfes des Patienten unter
Verstellung des C-Bogens des C-Bogen-Röntgengerätes um einen bestimmten Winkelbereich
um den Gewebebereich eine weitere Serie von zeitlich aufeinanderfolgenden
2D-Röntgenprojektionen
aufgenommen. Basierend auf in einem ersten, die ersten 2D-Röntgenprojektionen
umfassenden Winkelabschnitt des bestimmten Winkelbereichs aufeinanderfolgend
aufgenommenen 2D-Röntgenprojektionen
wird ein erstes Füllungsvolumenbild
von dem Gewebereich erzeugt. Des Weiteren wird basierend auf in
einem zweiten, die letzten 2D-Röntgenprojektionen
umfassenden Winkelabschnitt des bestimmten Winkelbereichs aufeinanderfolgend
aufgenommenen 2D-Röntgenprojektionen
ein zweites Füllungsvolumenbild
von dem Gewebereich erzeugt.
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Subtrahiert
man voxelwertweise, also Voxelwert für Voxelwert das Maskenvolumenbild
von dem ersten Füllungsvolumenbild
erhält
man ein erstes Ergebnisvolumenbild von dem Gehirn, in dem nicht
interessierendes Gewebe, z. B. Schädelknochen, nicht enthalten
ist. Dieses erste Ergebnisvolumenbild enthält die Dichteverteilung des
Kontrastmittels im Hirngewebe und veranschaulicht somit die Durchblutung des
Gehirns zu einer zeitlich frühen
Phase nach der intra-arteriellen oder intravenösen Gabe des Kontrastmittels,
zu der das Kontrastmittel gerade die ersten Blutgefäße des Gehirns
erreicht hat. Dabei kann man davon ausgehen, dass alle Gewebebereiche
mit kontrastiertem Blut durchströmt
sind, deren Durchblutung zeitlich nicht verzögert ist. Gewebebereiche deren
Durchblutung verzögert
ist, sind zu dieser zeitlich frühen
Phase der Erzeugung des ersten Ergebnisvolumenbild noch von unkontrastiertem
Blut durchströmt
und daher in dem Ergebnisvolumenbild in der Regel nicht oder nur
schwach sichtbar.
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Subtrahiert
man schließlich
das Maskenvolumenbild von dem zweiten Füllungsvolumenbild erhält man ein
zweites Ergebnisvolumenbild von dem Gehirn, welches ebenfalls die
Dichteverteilung des Kontrastmittels im Gewebe enthält und somit
die Durchblutung des Gehirns zu einer zeitlich späteren Phase nach
der intra-arteriellen oder intra-venösen Gabe des Kontrastmittels
veranschaulicht. Zu dieser zeitlich späteren Phase hat das kontrastierte
Blut auch die verzögert
durchbluteten Gewebebereiche erreicht, so dass insbesondere im Vergleich
mit dem ersten Ergebnisvolumenbild verzögert durchblutete Gewebebereiche
zu erkennen oder sogar nicht mehr durchblutete Bereiche zu identifizieren
sind.
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Nach
einer Variante der Erfindung wird in diesem Zusammenhang das erste
Ergebnisvolumenbild von dem zweiten Ergebnisvolumenbild subtrahiert,
um insbesondere die verzögert
durchbluteten Gewebebereiche bildlich darstellen zu können.
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Nach
einer Ausführungsform
der Erfindung wird ein erstes Maskenvolumenbild aus 2D-Maskenröntgenprojektionen
erzeugt, welche vor der Gabe eines Kontrastmittels in dem ersten
Winkelabschnitt des bestimmten Winkelbereichs aufgenommen wurden.
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Eine
weitere Ausführungsform
der Erfindung sieht vor, ein zweites Maskenvolumenbild aus 2D-Maskenröntgenprojektionen
zu erzeugen, welche vor der Gabe eines Kontrastmittels in dem zweiten Winkelabschnitt
des bestimmten Winkelbereichs aufgenommen wurden.
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Zur
Erzeugung des ersten Ergebnisvolumenbildes von dem Gehirn wird nach
einer Variante der Erfindung das erste Maskenvolumenbild von dem ersten
Füllungsvolumenbild
voxelwertweise subtrahiert. Nach einer anderen Variante der Erfindung
wird zur Erzeugung des zweiten Ergebnisvolumenbildes von dem Gehirn
das erste Maskenvolumenbild von dem zweiten Füllungsvolumenbild voxelwertweise subtrahiert.
Alternativ wird zur Erzeugung des zweiten Ergebnisvolumenbildes
von dem Gehirn das zweite Maskenvolumenbild von dem zweiten Füllungsvolumenbild
voxelwertweise subtrahiert, wobei die zur Rekonstruktion des zweiten
Maskenvolumenbildes verwendeten 2D-Maskenröntgenprojektionen in dem gleichen
zweiten Winkelabschnitt des bestimmten Winkelbereichs wie die für die Rekonstruktion
des zweiten Füllungsvolumenbildes
verwendeten 2D-Röntgenprojektionen
aufgenommen wurden.
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Nach
einer weiteren Ausführungsform
der Erfindung beträgt
der Winkelbereich, um den der C-Bogen zur Aufnahme der 2D-Röntgenprojektionen bzw. der
2D-Maskenröntgenprojektionen
geschwenkt wird, bezogen auf eine bestimmte Ausgangsstellung des
C-Bogens 0° bis
mindestens 360°, so
dass aufgrund der Tatsache, dass zur Rekonstruktion eines Volumenbildes
die Aufnahme von 2D-Röntgenprojektionen
in einem Winkelbereich von 180° plus
dem Öffnungswinkel
des Röntgenstrahlenbündels ausreichend
ist, zwei verschiedene zeitliche Phasen der Kontrastmittelausbreitung
veranschaulichende Volumenbilder, nämlich das erste und das zweite
Füllungsvolumenbild,
erzeugt werden können. Nach
einer Variante der Erfindung beträgt der erste Winkelabschnitt
dabei 0° bis
ca. 200° und
der zweite Winkelabschnitt ca. 160° bis ca. 360°.
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Gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung wird das erste Ergebnisvolumenbild zur Bestimmung
des absoluten oder relativen Blutvolumens im Gehirn auf einen Voxelwert
des ersten Ergebnisvolumenbildes und das zweite Ergebnisvolumenbild
wird zur Bestimmung des absoluten oder relativen Blutvolumens im
Gehirn auf einen Voxelwert des zweiten Ergebnisvolumenbildes normiert.
Wie bereits erwähnt
enthalten das erste und das zweite Ergebnisvolumenbild die Dichteverteilung
des Kontrastmittels im Hirngewebe. Normiert man diese Dichteverteilung im
Hirngewebe auf die Dichte des Kontrastmittels in einem Blut zuführenden
Gefäß des Hirngewebes,
so kann man das Blutvolumen im Hirngewebe bestimmen. Hierbei wird
unterstellt, dass die Kontrastmittelkonzentration im Blut überall konstant
ist. In der Realität
unterscheidet sich die Konzentration des Kontrastmittels in der
Regel in großen
Gefäßen von
der in Kapillargefäßen. Dieser
Unterschied lässt
sich jedoch unter Berücksichtigung
von Erfahrungswerten korrigieren.
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Eine
Variante der Erfindung sieht dabei vor, dass in dem ersten Ergebnisvolumenbild
ein Voxel eines Blut zuführenden
Ge fäßes des
Gehirns ausgewählt
wird und dass alle Voxelwerte des ersten Ergebnisvolumenbildes auf
den Voxelwert des Voxels des Blut zuführenden Gefäßes des ersten Ergebnisvolumenbildes
normiert werden. In gleicher Weise wird in dem zweiten Ergebnisvolumenbild
ein Voxel eines Blut zuführenden
Gefäßes des
Gehirns ausgewählt
und alle Voxelwerte des zweiten Ergebnisvolumenbildes werden auf
den Voxelwert des Voxels des Blut zuführenden Gefäßes des zweiten Ergebnisvolumenbildes
normiert.
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Alternativ
wird für
das erste Ergebnisvolumenbild ein Histogramm der Voxelwerte ermittelt
und alle Voxelwerte des ersten Ergebnisvolumenbildes werden auf
den aus dem für
das erste Ergebnisvolumenbild ermittelten Histogramm bestimmten
maximalen Voxelwert oder auf einen aus dem ermittelten Histogramm
bestimmten Voxelwert, der 5–20%
unterhalb des maximalen Voxelwertes liegt, normiert. In gleicher
Weise wird für
das zweite Ergebnisvolumenbild ein Histogramm der Voxelwerte ermittelt
und alle Voxelwerte des zweiten Ergebnisvolumenbildes werden auf
den aus dem für
das zweite Ergebnisvolumenbild ermittelten Histogramm bestimmten
maximalen Voxelwert oder auf einen aus dem ermittelten Histogramm
bestimmten Voxelwert, der 5–20%
unterhalb des maximalen Voxelwertes liegt, normiert.
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Die
normierten Voxelwerte eines Ergebnisvolumenbildes sind proportional
zu der Konzentration des Kontrastmittels und somit dem Volumen des
Blutes in dem jeweiligen Voxel. Multipliziert man Voxelwerte eines
Ergebnisvolumenbildes mit der bekannten Gewebedichte des Hirngewebes,
die ca. 1,05 g/ml beträgt,
kann man das relative Blutvolumen beispielsweise in Milliliter Blut
pro 100 g Hirngewebe berechnen.
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Nach
einer weiteren Variante der Erfindung wird das normierte erste Ergebnisvolumenbild
von dem normierten zweiten Ergebnisvolumenbild subtrahiert, um eine
weitere bildliche Darstellung des verzögert durchbluteten Gewebes
zu erhalten.
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Ein
Ausführungsbeispiel
der Erfindung ist in den beigefügten
schematischen Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:
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1 einen
angiographischen Arbeitsplatz mit einem C-Bogen-Röntgengerät zur Veranschaulichung
der Durchblutung des Gehirns eines Patienten und
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2 eine
Veranschaulichung der Aufzeichnung von 2D-Maskenröntgenprojektionen und 2D-Röntgenprojektionen.
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Der
in 1 gezeigte angiographische Arbeitsplatz umfasst
im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels
eine schematisch dargestellte Patientenliege 1, auf der
ein Patient P gelagert ist, welcher im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels
an einem Schlaganfall leidet und bei dem die Durchblutung des Hirngewebes
ermittelt werden soll.
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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 1 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.
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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 Projekti onsrichtungen 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.
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Zur
Veranschaulichung der Durchblutung des Gehirns des Patienten P werden
zunächst
von dem das Gehirn aufweisenden Gewebebereich 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.
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Hierzu
wird im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels der Erfindung
der C-Bogen 3 um seine Angulationsachse A kontinuierlich
mit konstanter Winkelgeschwindigkeit um einem Winkelbereich von
360° um
den Kopf des Patienten geschwenkt bis er wieder seine in 1 gezeigte
Ausgangsposition erreicht hat, wobei zwischen 100 und 1000 2D-Maskenröntgenprojektionen
gewonnen werden, die in einem an den Bildrechner 8 angeschlossenen
Speicher 10 abgelegt werden. Für die Rotation bzw. den 360°-Schwenk
um den Kopf des Patienten P benötigt der
C-Bogen 3 ca. 10–20
Sekunden.
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Im
Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels
der Erfindung werden zwei Maskenvolumenbilder mit dem Bildrechner 8 rekonstruiert
und in dem Speicher 10 abgelegt. Für die Rekonstruktion des ersten
Maskenvolumenbildes werden 2D-Maskenröntgenprojektionen verwendet,
die in dem in 2 veranschaulichten ersten Winkelabschnitt
von 0° bis 200° des Winkelbereichs
von 360° aufgenommen wurden.
Für die
Rekonstruktion des zweiten Maskenvolumenbildes werden 2D-Maskenröntgenprojektionen
verwendet, die in dem in 2 veranschaulichten zweiten
Winkelabschnitt von 160° bis
360° des Winkelbereichs
von 360° aufgenommen
wurden.
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Nach
der Aufnahme der 2D-Maskenröntgenprojektionen
wird dem Patienten P ein Kontrastmittel injiziert, um die Durchblutung des
Hirngewebes des Patienten P ermitteln zu können. Die Kontrastmittelinjektion
kann prinzipiell intravenös
oder intraarteriell sowie manuell als auch automatisiert mit Hilfe
eines Perfusors erfolgen. Bevorzugt erfolgt die Injektion mit einem
Perfusor. Nach der Injektion sollen entsprechend der Gewinnung der
2D-Maskenröntgenprojektionen
2D-Röntgenprojektionen
von dem das Gehirn des Patienten P aufweisenden Gewebebereich in dem
Winkelbereich von 360° aufgenommen
werden, wobei der C-Bogen 3 wieder um seine Angulationsachse
A kontinuierlich mit konstanter Winkelgeschwindigkeit geschwenkt
wird. Während
der Schwenkbewegung werden wiederum zwischen 100 und 1000 2D-Röntgenprojektionen
in ca. 10–20
Sekunden aufgenommen.
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Die
Kontrastmittelinjektion sollte dabei möglichst derart erfolgen, dass
insbesondere während der
Aufnahme der 2D-Röntgenprojektionen
in dem zweiten Winkelabschnitt zwischen 160° und 360° eine möglichst konstante Kontrastmittelverteilung
im Blut des Hirngewebes vorliegt, d. h. auch in den verzögert durchbluteten
Bereichen des Hirngewebes, so dass das verzögert durchblutete Hirngewebe
gut darstellbar ist. Hierauf sind auch die Injektionsrate und die
Injektionsdauer des Kontrastmittels abzustimmen. Die Injektionsrate
sollte vorzugsweise so gewählt
werden, dass die Kontrastmittelanreicherung im Hirngewebe in einem
rekonstruierten Volumenbild gut detektierbar ist. Die Injektionsdauer
sollte so gewählt
werden, dass möglichst
während
der gesamten Aufnahmedauer ein konstantes Kontrastmittelniveau im
Hirngewebe erreicht wird. Die Zeit nach der Kontrastmittelgabe,
also die Verzögerungszeit
bis zur Aufnahme der 2D-Röntgenprojektionen
sollte so gewählt
werden, dass zu Beginn der Aufnahme der 2D-Röntgenprojektionen die Füllung der
Hirnvenen mit Kontrastmittel gerade beginnt. Dies kann dadurch realisiert
werden, dass der Kontrastmittelfluss nach der Injektion in Röntgendurchleuchtungsbildern
zunächst
beobachtet wird und bei beginnender Füllung der Hirnvenen mit Kontrastmittel
die Aufnahme der Serie von 2D-Röntgenprojektionen
gestartet wird. Alternativ kann im Vorfeld auch eine Testinjektion
unter Röntgendurch leuchtung
durchgeführt
werden, um die Verzögerungszeit
zu bestimmen und basierend auf der ermittelten Verzögerungszeit
die Aufnahme der Serie der 2D-Röntgenprojektionen
zu starten.
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Ist
nach der Kontrastmittelgabe die Serie von 2D-Röntgenprojektionen unter Schwenkung
des C-Bogens 3 um die Angulationsachse um 360° von dem
das Gehirn aufweisenden Gewebebereich des Kopfes des Patienten aufgenommen
worden, so wird mit dem Bildrechner 8 basierend auf den
im Winkelabschnitt zwischen 0° und
200° aufgenommenen 2D-Röntgenprojektionen
ein erstes Füllungsvolumenbild
erzeugt.
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Des
Weiteren wird mit dem Bildrechner 8 basierend auf den im
Winkelabschnitt zwischen 160° und
360° aufgenommenen
2D-Röntgenprojektionen ein
zweites Füllungsvolumenbild
erzeugt.
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Im
Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels
der Erfindung wird das ersten Maskenvolumenbild von dem ersten Füllungsvolumenbild
voxelwertweise mit Hilfe des Bildrechners 8 subtrahiert, um
ein erstes Ergebnisvolumenbild zu erhalten, aus dem nicht interessierende
Gewebe des Kopfes des Patienten, wie Schädelknochen etc. entfernt sind.
In entsprechender Weise wird das zweite Maskenvolumenbild von dem
zweiten Füllungsvolumenbild
voxelwertweise subtrahiert, um ein zweites Ergebnisvolumenbild zu
erhalten, aus dem ebenfalls nicht interessierende Gewebe des Kopfes
des Patienten entfernt sind. Alternativ könnte zur Erzeugung eines adäquaten zweiten
Ergebnisvolumenbildes auch das erste Maskenvolumenbild von dem zweiten
Füllungsvolumenbild
voxelwertweise subtrahiert werden. In diesem Fall wäre es ausreichend
die 2D-Maskenröntgenprojektionen
nur in dem ersten Winkelabschnitt zwischen 0° und 200° des Winkelbereiches aufzunehmen.
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Sollte
sich der Patient P zwischen der Aufnahme der 2D-Maskenröntgenprojektionen und der Aufnahme
der 2D-Röntgenprojektionen
bewegt haben, sind vor der Subtraktion des jeweiligen Maskenvolumenbildes
von dem jeweiligen Füllungsvolumenbild
das Maskenvolumenbild und das Füllungsvolumenbild beispielsweise
anhand anatomischer oder künstlicher
Marker miteinander zu registrieren.
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Das
erste Ergebnisvolumenbild zeigt basierend auf dem Kontrastmittel
die Durchblutung des Hirngewebes zu einer frühen Phase nach der Kontrastmittelgabe,
zu der man davon ausgehen kann, dass alle Gewebebereiche mit kontrastiertem
Blut durchströmt
sind, deren Durchblutung zeitlich nicht verzögert ist. Gewebebereiche des
Hirngewebes, deren Durchblutung verzögert ist, sind zu dieser frühen Phase
noch von unkontrastiertem Blut durchströmt und somit im ersten Ergebnisvolumenbild
nicht oder nur schlecht zu erkennen.
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Das
zweite Ergebnisvolumenbild zeigt basierend auf dem Kontrastmittel
die Durchblutung des Hirngewebes zu einer späteren Phase nach der Kontrastmittelgabe,
zu der man davon ausgehen kann, dass das Kontrastmittel auch die
verzögert
durchbluteten Gewebebereiche erreicht hat, d. h. das Hirngewebe
bzw. die Hirngefäße, welches
bzw. welche nun von im Wesentlichen gleichmäßig kontrastiertem Blut durchströmt werden
sollte, ist bzw. sind gut kontrastiert im zweite Ergebnisvolumenbild
abgebildet.
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Subtrahiert
man das erste Ergebnisvolumenbild vom zweiten Ergebnisvolumenbild
mit Hilfe des Bildrechners 8, erhält man ein auf dem Sichtgerät 9 darstellbares
Volumenbild, in dem die verzögert durchbluteten
Gewebebereiche abgebildet sind, also die Gewebebereiche, die noch
nicht vollständig
von der Blutversorgung ausgenommen sind.
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Das
erste und das zweite Ergebnisvolumenbild enthalten jeweils die Dichteverteilung
des Kontrastmittels im Hirngewebe zu unterschiedlichen zeitlichen
Phasen. Normiert man diese Dichteverteilung im Hirngewebe auf die
Dichte des Kontrastmittels in einem Blut zuführenden Gefäß des Hirngewebes, so kann
man das Blutvolumen im Hirngewebe bestimmen. Wie bereits eingangs
erwähnt,
wird hierbei unterstellt, dass die Kontrastmittelkonzentration im
Blut überall
konstant ist. In der Realität
unterscheidet sich die Konzentration des Kontrastmittels in der
Regel jedoch in großen
Gefäßen von
der in Kapillargefäßen. Wie
ebenfalls bereits eingangs erwähnt,
lässt dieser Unterschied
sich jedoch unter Berücksichtigung
von Erfahrungswerten korrigieren.
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Da
das erste Ergebnisvolumenbild die Kontrastmittelverteilung zu einer
frühen
zeitlichen Phase zeigt, muss der anhand des ersten Ergebnisvolumenbildes
ermittelte Wert des Blutvolumens zwangsläufiger geringer als der Wert
des tatsächlichen
Blutvolumens sein.
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Das
tatsächliche
Blutvolumen wird daher bevorzugt anhand des zweiten Ergebnisvolumenbildes ermittelt,
welches die Kontrastmittelverteilung zu der zweiten, späteren Phase
zeigt, zu der das kontrastierte Blut auch die verzögert durchbluteten
Bereiche erreicht hat.
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Zunächst wird
daher in dem zweiten Ergebnisvolumenbild ein Voxel eines Blut zuführenden
Gefäßes des
Gehirns ausgewählt.
Anschließend
werden alle Voxelwerte des zweiten Ergebnisvolumenbildes auf den
Voxelwert des Voxels des Blut zuführenden Gefäßes des zweiten Ergebnisvolumenbildes normiert.
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Alternativ
wird für
das zweite Ergebnisvolumenbild ein Histogramm der Voxelwerte ermittelt
und es werden alle Voxelwerte des zweiten Ergebnisvolumenbildes
auf den aus dem für
das zweite Ergebnisvolumenbild ermittelten Histogramm bestimmten
maximalen Voxelwert oder auf einen aus dem ermittelten Histogramm
bestimmten Voxelwert, der 5–20% unterhalb
des maximalen Voxelwertes liegt, normiert. Die Normierung auf einen
Voxelwert der 5–20%
unterhalb des maximalen Voxelwertes liegt, erfolgt dann, wenn der
maximale Voxelwert mit einem Fehler behaftet erscheint.
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Die
normierten Voxelwerte des zweiten Ergebnisvolumenbildes sind proportional
zu der Konzentration des Kontrastmittels bzw. des Volumen des Blutes
in den jeweiligen Voxeln. Multip liziert man Voxelwerte des zweiten
Ergebnisvolumenbildes beispielsweise mit der bekannten Gewebedichte
des Hirngewebes, erhält
man das relative Blutvolumen beispielsweise in Milliliter Blut pro
100 g Hirngewebe.
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Das
Blutvolumen des Hirngewebes kann in entsprechender Weise auch anhand
des ersten Ergebnisvolumenbildes ermittelt werden. Wie bereits erwähnt, ergibt
sich dabei aber ein geringerer Wert des Blutvolumens, da das Blutvolumen
der verzögert durchbluteten
Gewebebereiche mangels Kontrastierung dabei noch nicht erfasst wird.
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Das
normierte erste Ergebnisvolumenbild kann im Übrigen noch von dem normierten
zweiten Ergebnisvolumenbild voxelwertweise subtrahiert werden, um
eine weitere bildliche Darstellung der verzögert durchbluteten Bereiche
des Hirngewebes des Patienten zu erzeugen.
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Die
Berechnungen des erfindungsgemäßen Verfahrens
erfolgen im Falle des vorliegenden Ausführungsbeispiels mit dem Bildrechner 8.
Alternativ kann aber auch wenigstens ein weiterer Rechner vorhanden
sein, um die erforderlichen Berechnungen durchzuführen.
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Im
Unterschied zu dem beschriebenen Ausführungsbeispiel können 2D-Maskenröntgenprojektionen
und/oder 2D-Röntgenprojektionen
auch in einem kleineren oder größeren Winkelbereich
als 360° aufgenommen
werden. Der erste und der zweite Winkelabschnitt, die kleiner oder
größer als
200° gewählt werden
können,
müssen
sich dabei nicht notwendigerweise überlappen.