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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung von Flussverteilungen aus Angiographiedaten und/oder DSA-Sequenzen eines Bifurkationen enthaltenden Gefäßsystems.
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Ein Röntgensystem, mit dem zur Ableitung von Perfusionsdaten derartige Angiographiedaten erzeugt und DSA-Sequenzen erstellt werden können, ist beispielsweise in der 1 dargestellt. Die 1 zeigt ein monoplanes Röntgensystem mit einem von einem Ständer 1 in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters gehaltenen C-Bogen 2, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise ein Röntgenstrahler 3 mit Röntgenröhre und Kollimator, und ein Röntgenbilddetektor 4 als Bildaufnahmeeinheit angebracht sind.
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Mittels des beispielsweise aus der
US 7,500,784 B2 bekannten Knickarmroboters, welcher bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist, kann der C-Bogen
2 beliebig räumlich verstellt werden, zum Beispiel indem er um ein Drehzentrum zwischen dem Röntgenstrahler
3 und dem Röntgenbilddetektor
4 gedreht wird. Das erfindungsgemäße angiographische Röntgensystem
1 bis
4 ist insbesondere um Drehzentren und Drehachsen in der C-Bogen-Ebene des Röntgenbilddetektors
4 drehbar, bevorzugt um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 und um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 schneidende Drehachsen.
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Der bekannte Knickarmroboter weist ein Grundgestell auf, welches beispielsweise auf einem Boden fest montiert ist. Daran ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement für den C-Bogen 2 auf, welches um eine fünfte Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste Rotationsachse rotierbar ist.
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Die Realisierung der Röntgendiagnostikeinrichtung ist nicht auf den Industrieroboter angewiesen. Es können auch übliche C-Bogen-Geräte mit einer normalen decken- oder bodenmontierten Halterung für den C-Bogen 2 Verwendung finden. Anstelle des beispielsweise dargestellten C-Bogens 2 kann das angiographische Röntgensystem auch getrennte decken- und/oder bodenmontierte Halterungen für den Röntgenstrahler 3 und den Röntgenbilddetektor 4 aufweisen, die beispielsweise elektronisch starr gekoppelt sind.
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Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt ist. Es können aber auch integrierende und eventuell zählende CMOS-Detektoren Anwendung finden.
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Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich auf einer Tischplatte 5 eines Patientenlagerungstisches ein zu untersuchender Patient 6 als Untersuchungsobjekt. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist eine Systemsteuerungseinheit 7 mit einem Bildsystem 8 angeschlossen, das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt und verarbeitet (Bedienelemente sind beispielsweise nicht dargestellt). Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer Monitorampel 9 betrachtet werden.
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Zahlreiche diagnostische und therapeutische Anwendungen benötigen Informationen hinsichtlich der Gewebeperfusion. Unter diesem Sammelbegriff versteht man quantitative Informationen in Bezug auf die Durchblutung von Geweberegionen, wie beispielsweise Tumoren im Umfeld der Onkologie oder infarktgefährdete Hirnareale im Bereich der Neurologie. Zentrale zerebrale Perfusionsparameter umfassen beispielsweise das Blutvolumen (statisch, typischerweise angegeben in ml/100 g) und den Blutfluss (dynamisch, typischerweise angegeben in ml/100 g/min).
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Derartige Perfusionsparameter können bei einer Verteilung eines Therapeutikums, beispielsweise im Falle einer intraarteriell durchgeführten lokalen Chemotherapie, hilfreich sein. Eine endovaskuläre Verabreichung von Medikamenten erfolgte bislang auf rein empirische und heuristische Weise.
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Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, die relative Verteilung eines per Röntgenbildgebung erkennbaren Mittels beim Durchfluss durch ein Gefäßsystem zu bestimmen, um daraus die Flussdynamik in dem Gefäßsystem näherungsweise zu bestimmen, die hämodynamischen Verhältnisse in einem bestimmten Gebiet besser zu erfassen und somit schließlich eine endovaskuläre Injektion eines Therapeutikums verbessern zu können. Ggf. wird gar nicht erst mit einem Kontrastmittel, sondern nur mit einem durch Röntgenbildgebung erkennbaren Therapeutikum gearbeitet.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß für ein Verfahren der eingangs genannten Art durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausbildungen sind in den abhängigen Patentansprüchen angegeben.
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Die Aufgabe wird für ein Angiographiesystem erfindungsgemäß durch folgende Schritte gelöst:
S1) Aufnahme eines 3-D-Datensatzes zur 3-D-Darstellung des Gefäßsystems mit einem Röntgenstrahlen aussendenden Angiographiesystem,
S2) Auswahl unter Verwendung der 3-D-Darstellung des Gefäßsystems wenigstens einer Angulation des Angiographiesystems, bei der nur minimale Störeinflüsse durch überlappende, kontrastierte Gefäße entstehen und die Röntgenstrahlen auf wenigstens eine der zu betrachtenden Bifurkationen möglichst senkrecht einfallen,
S3) Einstellung des Angiographiesystems auf die gemäß Schritt S2) ausgewählte Angulation,
S4) Akquisition wenigstens einer Angiographieszene mit bestimmten Akquisitionsparametern zur Erzeugung der Angiographiedaten oder DSA-Sequenzen unter Zugabe eines per Röntgenbildgebung erkennbaren, Kontrast gebenden Mittels mit einer Vielzahl einzelner, aufeinanderfolgender Angiographiebilder,
S5) Bestimmung der Massenverteilungen an der betrachteten Bifurkation bzw. Folge von Bifurkationen unter Verwendung des 3-D-Datensatzes als Volumeninformation und wenigstens einer akquirierten DSA-Sequenz aufgrund von aus den Angiographiedaten oder DSA-Sequenzen ermittelten Zeit/Kontrast-Kurven,
S6) Berechnung der relativen Massenverteilungen an Bifurkationen von Gefäßsystemen durch Ermittlung des Verhältnisses der abfließenden Massen des Kontrast gebenden Mittels für wenigstens eine im Gefäßsystem vorhandene Bifurkation und
S7) Ausgabe der relativen Massenverteilung des Flusses für den Beobachtungsort.
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Durch diese Auswertung von Zeit/Kontrast-Kurven, die aus der DSA-Sequenz gewonnen werden können, lässt sich für jede im Gefäßsystem vorhandene Bifurkation auf einfache Weise das Verhältnis der abfließenden Massen eines Kontrast gebenden Mittels berechnen, so dass man eine Quantifizierung der Verteilung des Blutflusses aus Angiographiedaten erhält.
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Die Verteilung von Kontrastmittel kann als Approximation für die Verteilung eines Therapeutikums dienen, beispielsweise im Falle einer lokalen Chemotherapie, welche intra-arteriell durchgeführt wird. Mittels dieses Ansatzes lassen sich die Flussdynamik in einem Gefäßsystem approximativ quantifizieren, die hämodynamischen Verhältnisse in einem bestimmten Territorium besser erfassen und somit schließlich den Prozess der endovaskulären Injektion eines Therapeutikums verbessern.
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Als Eingangsdaten werden ein 3-D-Bild des Gefäßsystems (z. B. aus einer vorausgehenden 3-D-Angiographie) sowie eine DSA-Sequenz verwendet. Bei vielen Körper- und Neurointerventionen liegen derartige Daten schon vor, beispielsweise bei der Embolisation von Angiomen im Gehirn oder bei der Embolisation von Lebertumoren. Bei derartigen Interventionen muss in regelmäßigen Abständen mittels Kontrastmittelgabe überprüft werden, ob bereits ausreichend embolisiert wurde oder noch nicht. Alternativ könnte auch unmittelbar ein bei Röntgenstrahlung Kontrast gebendes Therapeutikum/Embolisat verwendet werden.
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In vorteilhafter Weise kann das per Röntgenbildgebung erkennbare, Kontrast gebende Mittel ein Kontrastmittel und/oder ein Therapeutikum sein.
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Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn zur Aufnahme eines 3-D-Datensatzeses zur 3-D-Darstellung des Gefäßsystems gemäß Schritt S1) ein Biplan-System mit zwei Angiographiesystemen Verwendung findet und wenn gemäß Schritt S2) eine Auswahl der Gefäßregion von wenigstens einer Angulation pro Angiographiesystem erfolgt.
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Erfindungsgemäß kann das Verfahren zur Ermittlung von Flussverteilungen die Verteilungen des Blutflusses in einem Körper bestimmen.
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Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
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1 ein bekanntes C-Bogen-Angiographiesystem mit einem Industrieroboter als Tragvorrichtung,
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2 eine allgemeine Zeit/Kontrast-Kurve,
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3 eine allgemeine Bifurkation eines Gefäßes und
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4 mehrere aufeinanderfolgende Bifurkationen eines Gefäßsystems.
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Erfindungsgemäß wird vorgeschlagen, mittels Auswertung von Zeit/Kontrast-Kurven, die aus einer DSA-Sequenz gewonnen werden, für jede in einem Gefäßsystem vorhandene Bifurkation das Verhältnis der abfließenden Kontrastmittelmassen oder der Massen eines Kontrast gebenden Therapeutikums zu berechnen.
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Aus
"Estimating Perfusion Using X-Ray Angiography" von Hrvoje Bogunović und Sven Lončaric, Proceedings of the 4th International Symposium an Image and Signal Processing and Analysis (2005), Seiten 147 bis 150, ist bekannt, Zeit/Kontrast-Kurven I(t) aus DSA-Sequenzen zu gewinnen, wie eine in allgemeiner Art in der
2 dargestellt ist.
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Aus der Analyse derartiger Zeit/Kontrast-Kurven I(t) kann man ermitteln, wie die Verteilung des Kontrastmittels oder eines Kontrast gebenden Therapeutikums an einer Bifurkation erfolgt. Voraussetzung für dieses Vorgehen ist, dass eine 3-D-Darstellung oder Repräsentation des betrachteten Gefäßbaums oder Gefäßsystems zur Verfügung steht. Im Falle hinreichend einfach strukturierter Gefäßstrukturen kann eine derartige 3-D-Darstellung auch nur aus Röntgenaufnahmen aus zwei Raumrichtungen errechnet werden. In diesem Fall ist also kein vollständiger 3-D-Scan erforderlich.
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Zur erfindungsgemäßen Analyse der Zeit/Kontrast-Kurven I(t) und Ableitung relativer Massenverteilungen daraus ist eine Vorrichtung 10 zur Flussmessung in der Systemsteuerungseinheit 7 vorgesehen, wie sie in 1 gezeigt ist. Diese bewirkt eine Ausgabe der errechneten relativen Massenverteilung des Flusses für einen Beobachtungsort und eine Einblendung beispielsweise als für die ROI charakteristischen Zahlenwert in das Bild auf einem Display der Monitorampel 9.
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Ausgangspunkt der Betrachtungen ist die Feststellung, dass die Masse des Kontrast gebenden Mittels m(T), beispielsweise die Masse eines Kontrastmittels oder eines Kontrast gebenden Therapeutikums, die im Zeitintervall [0, T] einen Beobachtungspunkt im Gefäßsystem passiert, berechnet werden kann gemäß:
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Hierbei bezeichnet F(t) den Fluss von Blut und eines Kontrast gebenden Mittels, beispielsweise eines Kontrastmittels oder eines Therapeutikums, im Gefäß am Ort der Beobachtung zum Zeitpunkt t (angegeben in ml/s), und C(x, y, z, t) bezeichnet die Orts- und zeitabhängige Konzentration im Gemisch aus Blut und Kontrast gebenden Mittel, dem Kontrastmittel oder Kontrast gebenden Therapeutikum, am Beobachtungspunkt x, y, z zum Zeitpunkt t, d. h. die Masse an Kontrastmittel oder Kontrast gebendem Therapeutikum pro Volumeneinheit (angegeben in g/ml). Zu beachten ist, dass der Zeitparameter T hinreichend groß gewählt werden muss, so dass der passierende Kontrastmittelbolus vollständig erfasst wird. Ggf. kann auch die Korrektur der Rezirkulation erfolgen, um nur den ersten Durchlauf des Kontrastmittels zu erfassen.
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Wird nun eine in
3 beispielhaft dargestellte Bifurkation eines Gefäßes
11 betrachtet, zweigt sich das Gefäß
11 in zwei Teilgefäße
12 und
13 auf, wobei sich der Fluss m
total am Eingang der Bifurkation ebenfalls in den Fluss m
1 und den Fluss m
2 an den Ausgängen der Bifurkation aufteilt. Nach dem Prinzip der Massenerhaltung folgt:
mtotal(T) = m1(T) + m2(T) also:
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Die Indizes bezeichnen hier jeweils geeignet gewählte Beobachtungspunkte am Eingang und an den Ausgängen der Bifurkation. Nimmt man vereinfachend an, dass die Flüsse nicht pulsatil, sondern über die Zeit hinweg konstant sind, so erhält man:
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Da außerdem
Ftotal = F1 + F2 (2) gilt, kann man unter Verwendung von Gleichung (1) die beiden Flüsse F
1 und F
2 mittels des Gesamtflusses F
total und den Integralen über die Zeit/Konzentrations-Kurven ausdrücken:
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Daraus folgt unmittelbar, dass sich der Massenquotient m
1(T)/m
2(T) wie folgt berechnen lässt:
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Die Quotientenbildung bedingt also die Elimination des unbekannten Flusses Ftotal. Der Massenquotient m1(T)/m2(T) kann also errechnet werden unter alleiniger Verwendung der Integrale über die Zeit/Konzentrations-Kurven an den Beobachtungspunkten, die der DSA-Sequenz unmittelbar entnommen werden können.
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Voraussetzung für diesen Ansatz ist die Wahl einer geeigneten Angulation des Angiographiesystems, welche bedingt, dass die Quantifizierung der Massenverteilung nicht durch überlappende kontrastierte Gefäße gestört wird, die die Messung beeinträchtigen und verfälschen. Außerdem ist bei der Wahl der Angulation darauf zu achten, dass der zu betrachtende Gefäßabschnitt, also die zu betrachtenden Bifurkationen, möglichst senkrecht von den Röntgenstrahlen durchstrahlt wird. Diese zweite Forderung hat mit der weiter unten getroffenen vereinfachenden Annahme zu tun, dass die Röntgenabsorption entlang eines Strahls im kontrastierten Gefäß nahezu konstant ist.
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Offen ist nun noch, wie man die in der Gleichung (3) benötigten Zeit/Konzentrations-Kurven aus den DSA-Sequenzen erhält, bei denen keine Volumeninformationen erhalten werden, da ja die Tiefeninformation nicht erfasst wird. Nach der Subtraktion (DSA-Bildgebung) enthalten die einzelnen Bilder der Sequenz Grauwerte, die unter idealisierten Bedingungen proportional zu den aufintegrierten Röntgenabschwächungen entlang der jeweiligen Röntgenstrahlen durch die durchstrahlten kontrastierten Gefäßabschnitte sind, d. h., proportional zur Masse an Kontrastmittel oder Kontrast gebendem Therapeutikum, welche der diesem Pixel zugehörige Röntgenstrahl traversiert hat. Man erhält also immerhin Informationen bzgl. Kontrastmittelmasse oder Masse des Kontrast gebenden Therapeutikums aus den 2-D-Bilddaten.
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Unter der vereinfachenden Annahme, dass die im Allgemeinen zeit- und ortsabhängige Röntgenabschwächung μ entlang eines jeden Strahls in einem kontrastierten Gefäß (aber natürlich nicht über die Zeit hinweg) nahezu konstant ist, gilt also für die am Detektor zum Zeitpunkt t gemessene Intensität I(x, y, t) an der Pixelposition (x, y) der folgende Zusammenhang:
wobei d(x, y) den Weg bezeichnet, welchen der jeweilige Röntgenstrahl, der den Detektor an der Pixelposition (x, y) trifft, durch das kontrastierte Gefäß zurücklegt.
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Um diese durchstrahlte Länge d(x, y) im kontrastierten Gefäß zu bestimmen, braucht man die eingangs bereits geforderte Information aus dem 3-D-Bild des Gefäßsystems. Beispielsweise kann daraus mittels eines Ray Casting Algorithmus für jedes Pixel eines DSA-Bildes bestimmt werden, welchen Weg der zugehörige Röntgenstrahl durch ein kontrastiertes Gefäß zurückgelegt hat. Dies ist ein bekanntes und übliches algorithmisches Vorgehen, das ursprünglich aus dem Bereich der Computergraphik stammt. Man kann somit also für jedes Pixel (x, y) in einem DSA-Bild einen zum (mittleren) Röntgenabschwächungskoeffizienten μ (x, y, t) proportionalen Wert bestimmen, indem man den Wert des Linienintegrals durch die zugehörige Weglänge d(x, y) dividiert: μ(x, y, t) ∞ I(x, y, t) / d(x, y)
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Eine genauere Bestimmung der Weglänge d(x, y), die ein Röntgenstrahl in einem Gefäß zurücklegt, lässt sich im Allgemeinen dadurch errechnen, dass die Gefäße vorab per geeigneter Segmentierung im rekonstruierten 3-D-Volumendatensatz identifiziert werden.
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Wenn man nun noch in Betracht zieht, dass die Röntgenabschwächung μ(t) am Ort der Betrachtung wiederum proportional zur Konzentration C(t) am selben Ort ist, so folgt, dass man in der Gleichung (3) anstelle der Konzentrationen Ci(t) die jeweiligen Quotienten als Kontrast-Werte c(x, y, t) := I(x, y, t) / d(x, y) verwenden kann, da sich die Proportionalitätskonstanten bei der Quotientenbildung herauskürzen.
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Die Konzentration Ci(t) ist eine physikalische Größe, die sich auf einen Ort im dreidimensionalen Raum bezieht. Der Kontrast ist eine Information, die sich auf die Grauwerte im zweidimensionalen DSA-Bild bezieht, daher die Bezeichnungen C(x, y, z, t) an einem 3-D-Punkt im Raum und c(x, y, t) an einem 2-D-Punkt im DSA-Bild.
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Die erfindungsgemäße Idee ist nun, dass man durch Umschreibung der Gleichung (3) nicht die Konzentrationen C(x, y, z, t) in 3-D zu berechnen braucht, sondern man näherungsweise mit den Kontrast-Werten c(x, y, t) arbeiten kann. Diese Quantitäten c(x, y, t) erhält man aus den Pixelwerten I(x, y, t), indem man die Längen d(x, y) der durchstrahlten Gefäßabschnitte mit 3-D-Wissen berücksichtigt, um die gewünschte Massenverteilung abschätzen zu können.
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Die Theorie besagt zunächst, dass mit Zeit/Konzentrations-Kurven zu arbeiten ist; aber die erfindungsgemäße Idee umfasst eine Vereinfachung, die Zeit/Kontrast-Kurven verwendet.
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Diese Zeit/Kontrast-Kurven werden unmittelbar aus den DSA-Bildern abgelesen.
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Im Idealfall genügt es, die Werte c(x, y, t) über die Zeit hinweg an isolierten geeigneten Punkten im 2-D-Bild abzugreifen, beispielsweise am Eingang der Bifurkation sowie an deren beiden Ausgängen. Um jedoch ein besseres Signal/Rausch-Verhältnis zu erhalten und um den Effekt etwaiger überlappender kontrastierter Gefäße zu minimieren, wählt man geeignete Umgebungen von Pixeln, beispielsweise am Eingang der Bifurkation sowie an deren beiden Ausgängen, und bestimmt für jeden Zeitpunkt t einen geeigneten Wert c(t) innerhalb der jeweiligen Umgebung. Hierfür bietet sich beispielsweise der Median aller c(x, y, t) oder ein perzentiles Minimum aller c(x, y, t) an.
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Hat man im Falle eines Biplan-Systems sogar DSA-Sequenzen aus zwei Ebenen A und B zur Verfügung, so kann man einen Schritt weitergehen und die zu betrachtende Bifurkation in jeder der beiden Ebenen untersuchen und pro Zeitpunkt t und pro Beobachtungsort am Eingang der Bifurkation sowie an deren beiden Ausgängen das Minimum der innerhalb der in den beiden ROIs gewählten Werte cA(t) und cB(t) wählen.
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Damit erhält man also aus der Gleichung (3) die folgende Abschätzung zur Bestimmung des Massenverhältnisses an einer Bifurkation, wobei also nun im Gegensatz zu der Gleichung (3) nicht die Konzentrationen C
i(t) sondern die wie vorab beschrieben aus den ROIs ermittelten Werte c
i(t) verwendet werden:
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Dieses Verfahren kann auf einfache Weise erweitert werden, um die relativen Massenverteilungen über mehrere aufeinanderfolgende Bifurkationen hinweg zu bestimmen, wie dies anhand der 4 beispielhaft gezeigt ist. Am Eingang einer ersten Bifurkation 16 eines Gefäßsystems 14 liegt eine Katheterspitze 15 an. Nach einem Ausgang der ersten Bifurkation 16 folgt eine zweite Bifurkation 17, deren einer Ausgang sich in einer dritten Bifurkation 18 verzweigt. An einem Beobachtungsort 19 soll die Katheterspitze 15 verschoben werden.
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Dadurch lassen sich die Kontrastmittelverteilung am Beobachtungsort 19 in dem Gefäßsystem 14 bestimmen, die hämodynamischen Verhältnisse in einem bestimmten Gebiet besser erfassen und somit schließlich die Wirkung einer endovaskulären Injektion eines Therapeutikums an dem Beobachtungsort 19 besser vorhersagen. Alternativ kann anstelle eines Kontrastmittels unmittelbar ein Kontrast gebendes Therapeutikum verwendet werden.
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Als klinischen Workflow wählt zur Ermittlung von Blutflussverteilungen aus Angiographiedaten und/oder DSA-Sequenzen eines Bifurkationen enthaltenen Gefäßsystems der Anwender zunächst unter Verwendung der 3-D-Repräsentation bzw. 3-D-Darstellung des Gefäßbaums oder Gefäßsystems 14 eine für die gewünschte Gefäßregion geeignete Angulation des Angiographiesystems 1 bis 4, welche – wie bereits oben erwähnt – primär Störeinflüsse durch überlappende kontrastierte Gefäße minimiert und außerdem einen möglichst senkrechten Einfall der Röntgenstrahlen auf wenigstens eine der zu betrachtenden Bifurkationen 14, 16 und/oder 17 ermöglicht. Im Falle eines Biplan-Systems hat der Anwender die erweiterte Möglichkeit, die Gefäßregion aus zwei Angulationen gleichzeitig aufzunehmen und wie oben beschrieben vorzugehen.
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Nach der Wahl einer geeigneten Angulation beim Monoplan-System oder zweier geeigneter Angulationen beim Biplan-System erfolgen die entsprechende Einstellung des Angiographiesystems 1 bis 4 und die anschließende Akquisition der DSA-Sequenzen.
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Unter Verwendung der 3-D-Volumeninformation und wenigstens einer akquirierten DSA-Sequenz erfolgt dann wie oben beschrieben die Bestimmung der Massenverteilungen an der betrachteten Bifurkation bzw. Folge von Bifurkationen.
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Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren können ausgehend vom Prinzip der Massenerhaltung relative Massenverteilungen an Bifurkationen 16 bis 18 von Gefäßsystemen 14 bestimmt werden. Die Idee der Quotientenbildung sowie der Zusammenhang gemäß Gleichung (2) bedingen, dass die unbekannten Flussraten elegant eliminiert werden können und sich die relative Massenverteilung gemäß Gleichung (3) ausschließlich auf Grundlage der gemessenen Zeit/Kontrast-Kurven bestimmen lässt.
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Mittels dieser Auswertung von Zeit/Kontrast-Kurven, die aus der DSA-Sequenz gewonnen werden können, lässt sich somit für jede im Gefäßsystem 14 vorhandene Bifurkation 16 bis 18 das Verhältnis der abfließenden Kontrastmittelmassen oder der Massen eines Kontrast gebenden Therapeutikums berechnen.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- ”Estimating Perfusion Using X-Ray Angiography” von Hrvoje Bogunović und Sven Lončaric, Proceedings of the 4th International Symposium an Image and Signal Processing and Analysis (2005), Seiten 147 bis 150 [0025]
