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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung eines aus dem Durchgang eines Kontrastmittels durch das Gewebe ermittelbaren Gewebeparameters des Gewebes auf der Grundlage einer Serie von zeitlich aufeinanderfolgenden, die zeitliche Ausbreitung des Kontrastmittels in dem Gewebe und einem im Bereich des Gewebes vorliegenden Gefäßsystem zeigenden, zweidimensionalen Röntgenbildern der digitalen Subtraktionsangiographie. Daneben betrifft die Erfindung eine Röntgeneinrichtung und ein Computerprogramm.
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In der Angiographie ist es bekannt, Kontrastmittel zu verabreichen, welches in Bildaufnahmen, beispielsweise Röntgenaufnahmen, deutlich zu erkennen ist und mithin eine Beurteilung des Blutflusses und der Durchblutung im Gefäßsystem eines Patienten und auch im Gewebe erlaubt. Eine klassische Technik, um die Ausbreitung des Kontrastmittels nachverfolgen zu können, ist die digitale Subtraktionsangiographie. Hierbei wird ein Maskenbild ohne Kontrastmittel aufgenommen, wonach, häufig als zeitliche Serie in einem Zeitbereich, in dem das Kontrastmittel das interessierende Zielgebiet bzw. Gefäßsystem durchquert, Rohbilder aufgenommen werden, in denen auch das Kontrastmittel zu sehen ist. Um die bei der Auswertung störende Anatomie zu entfernen, werden Röntgenbilder der digitalen Subtraktionsangiographie erzeugt, indem das Maskenbild von dem Rohbild abgezogen wird, so dass im Wesentlichen lediglich auf das Kontrastmittel bezogene Bildinformationen verbleiben. Um eine bessere Orientierung zu erhalten, wird die zweidimensionale digitale Subtraktionsangiographie häufig aus mehreren Projektionsrichtungen gleichzeitig betrieben, beispielsweise durch Verwendung eines Biplan-Systems. Dann existieren meist Rohbilder und Maskenbilder des Zielgebiets aus insbesondere zueinander senkrechten Projektionsrichtungen, so dass Röntgenbilder für diese zueinander senkrechten Projektionsrichtungen erhalten werden und zur Diagnose betrachtet und ausgewertet können.
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Aus zweidimensionalen Subtraktionsangiographie-Röntgenbildern lassen sich eine Vielzahl von Zeitparametern, die das Verhalten des Kontrastmittels zeigen oder daraus abgeleitet sind, bestimmen, wenn die Zeit-Intensitätskurven (time-intensity curves, TIC) in den Röntgenbildern betrachtet werden. Dabei wird zumindest für manche interessierenden Bildpunkte/Bereiche das Bilddatum (die Intensität) des Röntgenbildes für alle Zeitpunkte der Serie, zu denen ein Röntgenbild vorliegt, gegen die Aufnahmezeiten aufgetragen, so dass eine Zeit-Intensitätskurve entsteht, die oft auch als Kontrastmittelkurve bezeichnet wird. Diese ist klassischen Methoden der Auswertung zugänglich. Beispielsweise kann mithin die Zeit bis zum Maximum der Kontrastmittelkonzentration an dem Bildpunkt betrachtet werden, welche üblicherweise als „time to peak“ (TTP) bezeichnet wird. Ein weiterer, häufig betrachteter Zeitparameter ist die mittlere Transitzeit (mean transit time, MTT), die auf verschiedene Weise definiert sein kann, insbesondere relativ zum Maximalwert der Zeit-Intensitätskurve.
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Besondere Wichtigkeit erhalten Kontrastmittel gestützte Untersuchungen auch hinsichtlich des menschlichen Gehirns, insbesondere, was die Durchblutung des Parenchyms angeht. Um diesbezüglich Untersuchungen anzustellen, werden meist interessierende Bereiche (ROI) in den Subtraktionsangiographie-Röntgenbildern definiert, die möglichst nicht durch größere Gefäße überlagert sind. Die zugrundeliegende Idee hierbei ist es, dass die Integration über die Zeit-Intensitätskurve eine Information zur Menge an Kontrastmittel liefert, die an einem Bildpunkt durchgeflossen ist; betrachtet man die Zeit-Intensitätskurven für einen ganzen interessierenden Bereich, so gilt dies für alle von den Röntgenstrahlen dort durchquerten Strukturen. Hieraus lassen sich das cerebrale Blutvolumen (CBV) und der cerebrale Blutfluss (CBF) ableiten, insbesondere relativ zu einem Referenzbereich. Konkret kann die Vorgehensweise so beschrieben werden, dass zunächst die Fläche A unter der Zeit-Intensitätskurve I(t) bestimmt wird als
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Nun gilt, dass die Kontrastmittelkonzentration C proportional zu A ist. Das cerebrale Blutvolumen CBV ist definiert als proportional zu
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Nimmt man nun einen Referenz-Bereich (Referenz-ROI) hinzu, ergibt sich das relative Blutvolumen rCBV als
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Die Referenz-ROI muss dabei nicht aus dem Röntgenbild selber stammen, wobei auch Vergleiche „links/rechts“ häufig durchgeführt werden, sondern kann auch aus einem vor einer Intervention aufgenommenen Angiographiedatensatz stammen und dergleichen. Mit einer geeigneten Umrechnung kann auch der entsprechende rCBF ermittelt werden.
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Im Stand der Technik wurden bereits Hilfsmittel bekannt, die einen Benutzer bei der Auswertung von zweidimensionalen Subtraktionsangiographie-Röntgenbildern, insbesondere bei Aufnahmen mit einer Biplan-Röntgeneinrichtung, unterstützen sollen. Dabei wird vorgeschlagen, Zeitparameter jeweils für die einzelnen Röntgenbilder aus den Zeit-Intensitätskurven zu ermitteln und beispielsweise farbcodiert oder über eine Grauwertskala zur Anzeige zu bringen. Bekannt sind beispielsweise Farbcodierungssysteme, in denen frühen TTP eine rote Farbe, mittleren TTP eine gelbe bis grüne Farbe und hohen TTP eine blaue Farbe zugeordnet wird. Auch für Gewebeparameter existieren solche Darstellungsoptionen, nachdem es bei bestimmten medizinischen Fragestellungen relevant sein kann, nur die Perfusion oder Durchblutung im Parenchym, insbesondere im Hirnparenchym, zu sehen. Beispiele hierfür sind Untersuchungen nach einem Schlaganfall oder bei einem Vasospasmus. Mit den im Stand der Technik bekannten Möglichkeiten ist die Anzeige von Gewebeparametern jedoch nicht verlässlich bzw. für das gesamte Röntgenbild möglich, da die großen Gefäße des Gefäßbaums das Parenchym überlagern und dort hohe Kontrastmittelkonzentrationen auftreten. Andere Möglichkeiten, um an solche Gewebeparameter zu kommen, sind dreidimensionale Perfusionsaufnahmen, die jedoch aufgrund ihres Aufwands nicht immer erwünscht sind.
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Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunden, eine Möglichkeit zur verbesserten Ermittlung von Gewebeparametern aus zweidimensionalen DSA-Röntgenbildern anzugeben.
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Zur Lösung dieser Aufgabe ist bei einem Verfahren der eingangs genannten Art erfindungsgemäß vorgesehen, dass
- – wenigstens ein Teil der Gefäße des Gefäßsystems durch Segmentierung in den Röntgenbildern lokalisiert wird,
- – segmentierte Gefäße zeigenden Pixeln eine durch Interpolation aus den Intensitäten wenigstens eines Teils der das segmentierte Gefäß umrandenden Pixel ermittelte Interpolationsintensität zugeordnet wird, so dass gefäßbereinigte Röntgenbilder entstehen, und
- – die Gewebeparameter für zumindest einen Teil der Pixel der Serie der gefäßbereinigten Röntgenbilder ermittelt werden.
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Die Gewebeparameter, die dann als Karte vorliegen, können im Folgenden dargestellt werden, beispielsweise als farbkodierte Darstellung. Denkbar sind mithin beispielsweise relative farbkodierte Blutvolumenkarten und relative farbcodierte Blutflusskarten. Mithin werden als Gewebeparameter bevorzugt ein relatives Blutvolumen und/oder ein relativer Blutdurchfluss ermittelt. Die Ermittlung dieser Parameter wurde eingangs bereits ausführlich dargestellt, jedoch liegt ihnen im Rahmen der vorliegenden Erfindung eine um Anteile von Gefäßen wenigstens weitgehend bereinigte Bildserie und mithin Zeit-Intensitätskurve zugrunde.
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Mithin ist es ein Kern der vorliegenden Erfindung, die störenden Anteile großer Gefäße möglichst weitgehend zu entfernen, so dass über die gesamten Röntgenbilder der Serie verlässlicher die Gewebeparameter ermittelt werden können. Auf diese Weise wird der Einfluss der großen Gefäße reduziert und mehr Gewicht auf die Parenchym-Anteile gegeben. Grundsätzlich wird dabei ein ähnliches Vorgehen wie bei der Metallartefaktkorrektur vorgeschlagen, indem die Gefäße segmentiert werden und für die entsprechenden Pixel dann interpoliert wird. Allerdings ist dabei vorliegend die zeitliche Komponente als wesentlicher Unterschied zu sehen: Gefäße sind nur in einigen Röntgenbildern aufgrund des Kontrastmittels deutlich (und störend) zu erkennen, was im Rahmen der vorliegenden Erfindung durch ein auch zeitliches Segmentieren berücksichtigt wird. Relevant ist also weniger, ob an einer bestimmten Stelle ein Gefäß vorliegt, sondern ob dieses mit Kontrastmittel gefüllt ist, mithin störenden Einfluss auf die Ermittlung des Gewebeparameters hat. Es kann also gesagt werden, dass kontrastmittelgefüllte Gefäße des Gefäßsystems segmentiert werden. Entsprechend der Segmentierung ergibt sich auch nicht nur eine 2D-Interpolation, sondern eine (2D + t)-Interpolation. Somit entsteht eine Reduktion des Einflusses der Gefäßfüllung auf das gemessene Blutvolumen, welches genutzt wird, um möglichst überlagerungsfreie Karten des Gewebeparameters zu ermitteln.
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Dabei ist das erfindungsgemäße Verfahren vorteilhaft vollständig automatisch durchführbar und auf jede DSA-2D-Serie anwendbar. Es entsteht eine mit dreidimensionalen Perfusionsaufnahmen korrelierende Darstellung von Gefäßparametern.
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Werden auf einen Bereich in den Röntgenbildern der Serie referenzierte Gewebeparameter ermittelt, ist es zweckmäßig, wenn als Referenzbereich für die Ermittlung der relativen Gewebeparameter ein keine oder möglichst wenige segmentierte Gefäße enthaltender Bereich verwendet wird. Dann ist der Referenzbereich möglichst wenig von der Interpolation betroffen und liefert bereits grundsätzlich äußerst verlässliche Werte.
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Bei der Segmentierung der Gefäße kann wenigstens ein Intensitätsschwellwert zur Unterscheidung von Gewebeintensitäten und Gefäßintensitäten verwendet werden. Das bedeutet, es werden Intensitätsschwellwerte bestimmt, über die die Gefäßfüllung von der Gewebefüllung unterschieden werden kann. Dabei ist es bevorzugt, wenn der Intensitätsschwellwert wenigstens teilweise, insbesondere vollständig automatisch, und/oder relativ zu einer maximalen Intensität in einer zuführenden Arterie ermittelt wird. Eine zuführende Arterie, beispielsweise im Fall von Aufnahmen des menschlichen Gehirns die Carotis-Arterie, kann leicht automatisch aufgefunden werden und weist die höchste Kontrastmittelkonzentration auf, die vorkommen wird. Mithin kann der Intensitätsschwellwert besonders leicht relativ zur Füllung in der größten Arterie ermittelt werden. Zweckmäßigerweise werden zur automatischen Ermittlung des Intensitätsschwellwerts die über die Zeit auftretenden Intensitäten und die Ausbreitung des Kontrastmittels analysiert, nachdem beispielsweise bekannt ist, dass zunächst in den Arterien noch recht hohe Intensitäten aufgrund des Kontrastmittels auftreten, während beim Abfluss in den Venen geringere Intensitäten gegeben sind, mithin sich dann ein niedrigerer Schwellwert ergibt, um Intensitätsbereiche definieren zu können, die für eine Zuordnung zum Parenchym oder zu einem gefüllten Gefäß verwendet werden können. Insgesamt sieht eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung also vor, dass der Intensitätsschwellwert aus einer zeitlichen Betrachtung der auftretenden Intensitäten, insbesondere aufgrund einer Identifizierung einer arteriellen und einer venösen Phase, automatisch ermittelt wird.
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Eine besonders zweckmäßige Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung sieht vor, dass ein zeitabhängiger Intensitätsschwellwert bestimmt wird, insbesondere unterschiedliche Intensitätsschwellwerte für eine arterielle Phase, eine venöse Phase und eine Gewebephase ermittelt werden. Wie bereits erwähnt wurde, tritt die größte Kontrastmittelkonzentration zu dem Zeitpunkt auf, in dem der Kontrastmittelbolus durch die zuführende Arterie in das aufgenommene Zielgebiet gelangt, woraufhin sich das Kontrastmittel in die kleiner werdenden Arterien verteilt, das Gewebe durchfließt und durch die Venen in deutlich geringerer Intensität wieder abtransportiert wird. Das bedeutet aber, dass über die Zeit unterschiedliche Intensitätsschwellwerte zweckmäßig sein können, um das Gewebe von den Gefäßen, die mit Kontrastmittel gefüllt sind, unterscheiden zu können. Beispielsweise ist eine zeitliche Aufteilung in drei Kategorien denkbar, nämlich eine arterielle Phase, eine Gewebephase und eine venöse Phase. Denkbar sind jedoch auch feinere Aufteilungen, insbesondere die Bestimmung eines Intensitätsschwellwerts für jeden Zeitpunkt, zu dem ein Röntgenbild der Serie vorliegt.
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Konkret kann die Segmentierung und die Interpolation letztendlich so erfolgen, dass für jedes Pixel oder, falls eine andere Aufteilung der Röntgenbilder gewählt ist, Bildsegment ein Maximalzeitpunkt maximaler vorliegender Intensität bestimmt wird, wobei dann, wenn die maximal vorliegende Intensität den Intensitätsschwellwert, bei Verwendung eines zeitabhängigen Intensitätsschwellwerts den dem Maximalzeitpunkt zugeordneten Intensitätsschwellwert, überschreitet, für jeden Zeitpunkt, zu dem ein Röntgenbild vorliegt, innerhalb eines sich um den Maximalzeitpunkt erstreckenden Zeitintervalls, wenigstens zwei dem betrachteten Pixel oder Bildsegment möglichst eng benachbarte Nachbarpixel oder Nachbarbildsegmente, deren Bilddaten unterhalb des Intensitätsschwellwerts, bei Verwendung eines zeitabhängigen Intensitätsschwellwerts des dem Zeitpunkt zugeordneten Intensitätsschwellwerts, liegen, lokalisiert werden und dem betrachteten Pixel oder Bildsegment eine aus den Nachbarpixeln oder Nachbarbildsegmenten interpolierte Intensität zugeordnet wird. Mithin wird für jeden Pixel oder jedes Bildsegment, falls größere Bildsegmente betrachtet werden sollen, die mehrere Pixel enthalten, der Maximalzeitpunkt aufgefunden, zu dem über die gesamte Serie von Röntgenbildern in dem Pixel oder Bildsegment die größte Intensität vorliegt. Dieses Pixel oder Bildsegment gilt dann als Gefäßpixel oder Gefäßbildsegment, wenn die maximale Intensität den Intensitätsschwellwert, gegebenenfalls zum Maximalzeitpunkt, überschreitet. Trifft dies zu, wird für diesen Pixel bzw. dieses Bildsegment eine lokale Umgebungssegmentierung, beispielsweise nach der „Region Growing“-Methode, durchgeführt, wobei wiederum der gegebenenfalls dem Maximalzeitpunkt zugeordnete Intensitätsschwellwert berücksichtigt wird. Sobald wenigstens zwei, gegebenenfalls auch mehr, Pixel oder Bildsegmente aufgefunden wurden, die nicht mehr einem Kontrastmittel gefüllten Gefäß, sondern dem Gewebe zuzuordnen sind, können die Werte dieser Nachbarpixel bzw. Nachbarbildsegmente genutzt werden, um eine 2D-Interpolation durchzuführen und den Wert für das betrachtete Pixel oder Bildsegment zu ersetzen. Nachdem selbstverständlich auch in benachbarten Zeitpunkten der gegebenenfalls diesem benachbarten Zeitpunkt entsprechende Intensitätsschwellwert noch überschritten sein kann, wird das Vorgehen zeitlich auch auf ein Zeitintervall um den Maximalzeitpunkt ausgedehnt, um auch dort korrekt die Ersetzung zu ermöglichen. Somit entsteht eine 2D + t-Interpolation.
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Eine effiziente Variante der vorliegenden Erfindung sieht vor, dass auch für zwischen dem betrachteten Pixel oder Bildsegment und den Nachbarpixeln oder Nachbarbildsegmente liegende Gefäßpixel oder Gefäßbildsegmente die Interpolation durchgeführt wird, wobei bei der Auswertung des nächsten zu betrachtenden Pixels oder Bildsegments die interpolierten Werte verwendet werden. Auf diese Weise erfolgt also immer eine Interpolation zumindest in der lokalen Umgebung eines aufgefundenen Gefäßpunktes, die eine Einzelbetrachtung der übrigen Pixel im späteren Verlauf vermeidet, nachdem diese ja bereits gemeinsam mit einem zuvor betrachteten Pixel oder Bildsegment bearbeitet wurden und nun den Intensitätsschwellwert nicht mehr überschreiten sollten. Eine Region-Growing-Segmentierung, wie bereits angesprochen wurde, erweist sich dabei als äußerst nützlich, um Pixel oder Bildsegmente, für die interpoliert werden soll, aufzufinden. Nichtsdestotrotz wird in jedem Fall zweckmäßigerweise mitprotokolliert, welche Pixel oder Bildsegmente im Verlauf der Segmentierung und Interpolation als zu (kontrastmittelgefüllten) Gefäßen gehörig detektiert wurden.
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Eine besonders vorteilhafte Wahl des Zeitintervalls ist gegeben, wenn das Zeitintervall als eine aus der Zeit-Intensitätskurve des betrachteten Pixels oder Bildsegments ermittelte Transitzeit des Kontrastmittels oder als alle Zeitpunkte, zu denen die Intensität des betrachteten Pixels oder Bildsegments den Intensitätsschwellwert, bei Verwendung eines zeitabhängigen Intensitätsschwellwerts des den Zeitpunkt zugeordneten Intensitätsschwellwerts, überschreitet, definiert wird. Auf diese Weise werden alle Zeitpunkte erfasst, in denen das Pixel oder Bildsegment als ein Kontrastmittel gefülltes Gefäß abbildenden identifiziert werden können. Somit wird die Segmentierung letztlich in der Zeitdimension erweitert, was dann auch für die Interpolation gilt.
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Dabei sei an dieser Stelle angemerkt, dass grundsätzlich auch eine Segmentierung nach der TTP (die dem Maximalzeitpunkt entspricht) denkbar ist, jedoch weniger bevorzugt wird, nachdem es durchaus Überlappbereiche gibt, in denen die Arterien teilweise das Kontrastmittel schon dem Gewebe zugeführt haben, entfernter liegende Arterien jedoch noch selbst Kontrastmittel tragen und dergleichen.
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Ferner wird darauf hingewiesen, dass auch andere Segmentierungsverfahren, beispielsweise am Gefäßbaum orientierte Segmentierungsverfahren, einen mit den Röntgenbildern registrierten dreidimensionalen Bilddatensatz berücksichtigende Segmentierungsverfahren, wenigstens teilweise manuelle Segmentierungsverfahren und dergleichen grundsätzlich denkbar sind, um Gefäßpixel oder Gefäßbildsegmente zu lokalisieren, woraufhin dann die Interpolation erfolgen kann.
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Die Interpolation kann linear oder unter Verwendung einer Spline-Funktion, insbesondere einer Thin-Plate-Spline-Funktion, erfolgen. Es sind jedoch auch andere Interpolationsarten denkbar, die zumindest teilweise versuchen können, auch komplexere Zusammenhänge und Strukturen möglichst korrekt zu ergänzen.
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Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, dass aus als ein Gefäß abbildend segmentierten Pixeln ein Gefäßmodell erstellt wird, welches insbesondere bei einer Darstellung der Gewebeparameter gemeinsam mit diesen zur Orientierung dargestellt wird. Auf diese Weise ist eine Nutzung der Identifikation von Gefäßpixeln (bzw. Gefäßbildsegmenten) nicht nur für die Interpolation und somit „Gefäßbereinigung“ vorgesehen, sondern, nachdem Gefäße ja identifiziert werden, auch zur Erstellung eines Gefäßmodells. Hierzu können während des Interpolationsvorgangs alle Pixel bzw. Bildsegmente, die zu zumindest einem Zeitpunkt als zu einem Gefäß gehörig identifiziert wurden, mitprotokolliert werden und das Gefäßmodell bilden. In einem weiteren Bearbeitungsschritt ist es beispielsweise denkbar, Begrenzungen von Gefäßen und/oder deren Mittellinien zu bestimmen, um eine zweckmäßige Darstellung des Gefäßmodells zu ermöglichen. Vorteilhaft ist dabei im Übrigen, dass aufgrund der zeitlichen Segmentierung auch eine Unterscheidung unterschiedlicher Gefäße in dem Gefäßmodell denkbar ist, indem beispielsweise die TTP in einer lokalen Nachbarschaft auf Sprünge untersucht wird und dergleichen.
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Es kann vorgesehen sein, dass die gefäßbereinigten Röntgenbilder zur Ermittlung der Gewebeparameter unter Verwendung eines Rasters in Bildsegmente aufgeteilt werden, für die der Gewebeparameter bestimmt wird. Um lokale Rauschschwankungen herauszumitteln und/oder sonstige Messfehler für einzelne Punkte möglichst der Auswertung zu entziehen, ist es im Stand der Technik bereits bekannt, Gewebeparameter für größere Bereiche (ROIs) zu bestimmen. Dabei sind im Stand der Technik beispielsweise Vorgehensweisen bekannt, in denen manuell ROIs ausgewählt werden, die nach Ansicht des Benutzers möglichst wenig Beeinflussung durch überlagerte Blutgefäße mit sich bringen. Nachdem das hier beschriebene Verfahren eine deutliche Reduzierung des Einflusses der Blutgefäße über das gesamte Bild erlaubt, kann es zweckmäßig sein, die Aufteilung in Bereiche anhand eines über die gefäßbereinigten Röntgenbilder zu legenden Rasters als Bildsegmente zu definieren, die beispielsweise quadratisch sein können und eine bestimmte Anzahl von Pixeln enthalten. Dabei sei jedoch angemerkt, dass es durchaus auch denkbar ist, bereits zur Interpolation, wie dort angedeutet, Bildsegmente zu verwenden, die ebenso über ein solches Raster, gegebenenfalls dasselbe Raster, definiert sein können.
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Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ergibt sich, wenn die Ermittlung von Gewebeparametern für unterschiedliche Positionen des Rasters erfolgt, wobei der einem Pixel zugeordnete endgültige Gewebeparameter durch Kombination, insbesondere Mittelwertbildung, aus den in unterschiedlichen Rasterpositionen bestimmten Gewebeparametern bestimmt wird. Es ist mithin denkbar, verschiedene Rasterpositionen, mithin verschieden definierte Bildsegmente, zu ermitteln, die entsprechend wenigstens teilweise überlappen. Werden nun in den Überlappungsbereichen Mittelwerte der dort beitragenden Bildsegmente eingesetzt, ergibt sich ein geglättetes, von statistischen Schwankungen weniger beeinflusstes Endergebnis für die Gewebeparameter. Die Rasterbewegung zwischen unterschiedlichen Rasterpositionen kann dabei in einer bestimmten Richtung erfolgen, denkbar sind jedoch auch verschiedene Bewegungsrichtungen mit jeweiligen Rasterpositionen. Jedes Bildsegment bildet in dieser Ausgestaltung letztlich eine Art gleitendes Fenster („sliding window“), so dass insgesamt von einer ein gleitendes Raster verwendenden Technik gesprochen werden kann.
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Neben dem Verfahren betrifft die Erfindung auch eine Röntgeneinrichtung, umfassend eine zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildete Steuereinrichtung. Sämtliche Ausführungen bezüglich des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich analog auf die erfindungsgemäße Röntgeneinrichtung übertragen. Bei der Röntgeneinrichtung handelt es sich dabei bevorzugt um eine Angiographie-Röntgeneinrichtung, beispielsweise eine Röntgeneinrichtung mit einem C-Bogen, der bezüglich des Patienten in eine bestimmte Angulation gebracht werden kann, um die den Röntgenbildern der digitalen Subtraktionsangiographie zugrunde liegenden Masken- und Rohbilder aufzunehmen. Besonders zweckmäßig ist auch die Verwendung sogenannter Biplan-Röntgeneinrichtungen, bei denen zwei Aufnahmeanordnungen mit jeweils einem Röntgendetektor und einem Röntgenstrahler vorgesehen sind, die in unterschiedlichen Angulationen angeordnet werden können, beispielsweise jeweils einem eigenen C-Bogen zugeordnet sind. So lassen sich Röntgenbilder unterschiedlicher Projektionsrichtungen erzeugen, wobei beide auf diese Art entstehenden Serien von Röntgenbildern mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ausgewertet werden können.
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Die Steuereinrichtung kann in konkreter Ausgestaltung mithin eine Segmentierungseinheit zur Segmentierung von Gefäßen des Gefäßsystems in den Röntgenbildern, eine Interpolationseinheit zur Interpolation bei Gefäßpixeln bzw. Gefäßsegmenten und eine Gewebeparameterermittlungseinheit zur Ermittlung der Gewebeparameter umfassen. Weitere Funktionseinheiten, die denkbar sind, sind Aufnahmeeinheiten zur konkreten Aufnahme der Röntgenbilder und eine Anzeigeeinheit, die eine Darstellung der Gewebeparameter, insbesondere überlagert mit einem Gefäßmodell, anzeigen kann.
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Schließlich betrifft die Erfindung auch ein Computerprogramm, welches die Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens durchführt, wenn es auch einer Recheneinrichtung ausgeführt wird. Bei der Recheneinrichtung kann es sich beispielsweise um die Steuereinrichtung einer erfindungsgemäßen Röntgeneinrichtung handeln. Sämtliche Ausführungen zum erfindungsgemäßen Verfahren lassen sich auch analog auf das erfindungsgemäße Computerprogramm übertragen. Das Computerprogramm kann auf einem nicht transienten Datenträger, beispielsweise einer CD-ROM, gespeichert vorliegen.
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Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
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1 eine Zeichnung zur Biplan-Aufnahme,
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2 ein Röntgenbild mit einer zugeordneten Zeit-Intensitätskurve in einer Projektionsrichtung,
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3 einen Ablaufplan des erfindungsgemäßen Verfahrens,
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4 eine Prinzipskizze zur Segmentierung von Gefäßpixeln,
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5 eine Skizze zur Interpolation,
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6 eine Aufteilung eines Röntgenbildes in einem Raster,
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7 eine unterschiedliche Rasterpositionen darstellende Skizze,
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8 eine mögliche Darstellung der Gewebeparameter, und
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9 eine erfindungsgemäße Röntgeneinrichtung.
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Bei dem im Folgenden zu diskutierenden Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens geht es um die Bestimmung von Gewebeparametern im menschlichen Gehirn, konkret eines relativen cerebralen Blutvolumens und eines relativen cerebralen Blutflusses (rCBV und rCVF). Mithin wird vorliegend eine Untersuchung des Kopfes eines Patienten betrachtet, wobei das Untersuchungsziel das Parenchym ist. Als Grundlage benötigt das erfindungsgemäße Verfahren eine Serie von Röntgenbildern der digitalen Subtraktionsangiographie, wobei, insbesondere bereits vor der Gabe des Kontrastmittels bei positioniertem Patienten, zunächst ein Maskenbild für jede betrachtete Projektionsrichtung (beispielsweise zwei Projektionsrichtungen bei Biplan-Untersuchungen) aufgenommen wird. Nach der Verabreichung des Kontrastmittels erfolgt die Aufnahme einer Zeitserie von Rohbildern, die die Ausbreitung des Kontrastmittels im Gefäßsystem, hier dem Gefäßsystem des Gehirns, sowie im Gewebe zeigen. In der digitalen Subtraktionsangiographie ist zur Ermittlung der Röntgenbilder vorgesehen, von jedem Rohbild der Zeitserie das in derselben Projektionsrichtung aufgenommene Maskenbild abzuziehen, so dass der Anteil der Anatomie zumindest größtenteils herausfällt und lediglich die vom Kontrastmittel stammenden Anteile verbleiben, mithin die kontrastmittelgefüllten Gefäße bzw. das kontrastmittelgefüllte Gewebe deutlich zu erkennen sind.
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Eine mögliche Geometrie zur Aufnahme von derartigen Röntgenbildern zeigt 1. Aufgenommen werden soll dort ein Objekt 1, konkret das interessierende Gefäßsystem und Gewebe als Zielgebiet, wobei beispielhaft ein kontrastmittelgefülltes Gefäß 2 hervorgehoben dargestellt ist. Die hier beispielhaft verwendete Biplan-Röntgeneinrichtung umfasst zwei Aufnahmeanordnungen, die jeweils einen Röntgenstrahler 3, 4 und einen Röntgendetektor 5, 6 aufweisen, deren Projektionsrichtungen für den hier dargelegten Zweck vorzugsweise senkrecht aufeinander stehen. Wie durch die Pfeile 7 dargestellt wird, wird das Gefäß 2 auf verschiedene Stellen des jeweiligen Röntgendetektors 5, 6 projiziert, wo es mithin auch im Röntgenbild auftaucht.
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2 zeigt als grobe Prinzipskizze die grundsätzliche Struktur eines Röntgenbildes 9, wobei die mögliche äußere Umrandung 8 des Schädels eines Patienten nur zur Orientierung eingezeichnet ist, nachdem das entsprechende Signal durch die Vornahme der digitalen Subtraktionsangiographie im Röntgenbild 9 nicht mehr enthalten ist. In dem Röntgenbild 9 ist sowohl das Parenchym 11, in dem das Kontrastmittel verteilt, mithin in niedrigerer Konzentration vorliegt, als auch das bei 12 angedeutete Gefäßsystem zu erkennen. Betrachtet man einen bestimmten Punkt bzw. ein bestimmtes Pixel 13 bzw. die dort gemessene Intensität über die Zeitserie hinweg, ergibt sich eine Zeit-Intensitäts-Kurve 14, die auf Zeitparameter hin ausgewertet werden kann, aber auch der Ermittlung von Gewebeparametern zugrunde liegen kann. Beispiele für Zeitparameter sind die Zeit 15 bis zur größten Kontrastmittelkonzentration (TTP) sowie die mittlere Transitzeit 16, die auf verschiedene Art und Weise definiert werden kann, vorliegend über die Hälfte der Intensität bei der TTP 15, die im Folgenden für ein Pixel 13 auch als Maximalzeitpunkt bezeichnet werden wird. Die Methoden, für Bereiche im Parenchym Gewebeparameter wie das relative cerebrale Blutvolumen und den relativen cerebralen Blutfluss zu bestimmen, wurden bereits eingangs dargelegt.
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Das erfindungsgemäße Verfahren, das im Folgenden mit Bezug auf 3 näher erläutert werden soll, gibt eine Möglichkeit an, die Gewebeparameter möglichst über die gesamten Röntgenbilder zu bestimmen und dabei Einflüsse von kontrastmittelgefüllten Gefäßen, die das Gewebe überlagern, zu reduzieren/-minimieren.
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In einem Schritt S1 wird zunächst für die Zeitserie von Röntgenbildern ein zeitabhängiger Intensitätsschwellwert bestimmt. Der Intensitätsschwellwert soll für die Zeitpunkte, zu denen Röntgenbilder vorliegen, eine Unterscheidung zwischen Intensitäten, wie sie in Gefäßen vorliegen, und Intensitäten, wie sie im Gewebe vorliegen, ermöglichen. Ein solcher Intensitätsschwellwert kann für jeden Zeitpunkt, zu dem Röntgenbilder vorliegen, bestimmt werden, oder aber für bestimmte Zeitbereiche, beispielsweise für eine arterielle Phase, eine venöse Phase und eine Gewebephase. Die größte Kontrastmittelkonzentration tritt zu dem Zeitpunkt auf, in dem der Kontrastmittelbolus durch die zuführende Arterie in das aufgenommene Zielgebiet gelangt. Daraufhin verteilt sich das Kontrastmittel in die kleiner werdenden Arterien, durchfließt das Gewebe und wird durch die Venen in geringerer Intensität wieder abtransportiert. Dieser Verlauf der Ausbreitung des Kontrastmittels kann automatisch, ausgehend von der Ankunft des Kontrastmittelbolus in der zuführenden Arterie, hier beispielsweise der Carotis-Arterie, analysiert werden. Hieraus gehen über die Zeit unterschiedliche Intensitätsschwellwerte hervor, die es ermöglichen, das Gewebe von den Gefäßen, die mit Kontrastmittel gefüllt sind, zu unterscheiden.
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In einem Schritt S2 wird nun ein erstes Pixel (oder gegebenenfalls auch mehrere Pixel umfassendes Bildsegment, falls eine derartige Aufteilung gewählt wird) der Röntgenbilder der Serie gewählt und es wird die entsprechende Zeit-Intensitätskurve 14 betrachtet, um den Maximalzeitpunkt, also den Zeitpunkt 15 der maximalen Kontrastmittelkonzentration, aufzufinden. In einem Schritt S3 wird die Intensität zum Maximalzeitpunkt mit dem dem Maximalzeitpunkt zugeordneten Intensitätsschwellwert, wie er in Schritt S1 bestimmt wurde, verglichen. Wird in diesem Vergleich festgestellt, dass es sich um ein Gewebepixel handeln dürfte, wird mit dem nächsten Pixel in Schritt S2 fortgefahren; wird jedoch ein Gefäßpixel identifiziert, wird das Verfahren in Schritt S4 fortgesetzt.
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Die nun folgenden Schritte S4 und S5 werden für jedes Röntgenbild in einem Zeitintervall um den Maximalzeitpunkt durchgeführt. Das Zeitintervall definiert sich dadurch, dass es alle Zeitpunkte, zu denen die Intensität des betrachteten Pixels den Intensitätsschwellwert, der dem Zeitpunkt zugeordnet ist, überschreitet, umfasst. Mithin betrifft das Zeitintervall alle Zeitpunkte, zu denen das Pixel als Gefäßpixel klassifiziert werden würde.
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In einem Schritt S4 wird eine Region-Growing-Segmentierung ausgehend von dem als Gefäßpixel identifizierten betrachteten Pixel durchgeführt, bis wenigstens zwei in möglichst geringem Abstand zu dem betrachteten Pixel liegende Nachbarpixel aufgefunden werden, die dem Gewebe zugeordnet sind, mithin den dem Zeitpunkt zugeordneten Intensitätsschwellwert nicht überschreiten. Dies sei im Hinblick auf 4 näher erläutert, die einen Ausschnitt 17 eines Röntgenbildes 9 zu einem betrachteten Zeitpunkt zeigt. Das aktuell betrachtete Pixel 18 ist mit einem „X“ markiert, es liegt innerhalb eines durch gestrichelte Linien 19 angedeuteten Gefäßverlaufs. Ausgehend von dem betrachteten Pixel 18 werden nun weitere Gefäßpixel in der Umgebung im Region-Growing-Algorithmus aufgefunden, die ebenso den entsprechenden Intensitätsschwellwert überschreiten und welche in 4 schraffiert dargestellt sind. Nicht schraffiert dargestellte Pixel sind als Nachbarpixel in Frage kommende Gewebepixel, in denen der Intensitätswert folglich den Intensitätsschwellwert für den Zeitpunkt des Ausschnittes 17 unterschreitet.
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Beispielsweise können als Nachbarpixel zur in Schritt S5 folgenden Interpolation am betrachteten Pixel 18 die in 4 mit einem Kreis markierten Pixel herangezogen werden. Der Intensitätswert des betrachteten Pixels 18 wird dann aus den Intensitätswerten der Nachbarpixel interpoliert, vorliegend durch eine Interpolation über Thin-Plate-Splines. Selbstverständlich sind auch andere Interpolationsarten denkbar.
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Es kann im Übrigen vorgesehen sein, dass auch für die anderen im Schritt S4 aufgefundenen Gefäßpixel (schraffiert in 4) die Interpolation bereits jetzt vorgenommen wird, um eine effektivere Vorgehensweise zu erhalten, wobei dann selbstverständlich auch weitere Nachbarpixel herangezogen werden können. Jedes Pixel, das zu irgendeinem Zeitpunkt als Gefäßpixel identifiziert wurde, wird zudem markiert und in ein Gefäßmodell eingefügt, das den Verlauf der Gefäße beschreibt.
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Um anzuzeigen, dass die Segmentierung und Interpolation auch in zeitlicher Richtung erfolgt, sind in 4 auch zeitlich benachbarte Bildausschnitte 17' und 17" gezeigt.
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5 zeigt als weitere Prinzipskizze das Ergebnis der Interpolation im Schritt S5, woraus sich erkennen lässt, dass keines der Pixel mehr schraffiert dargestellt ist, mithin der Intensitätsschwellwert überall unterschritten ist und die Überlagerung durch das Gefäß weitgehend beseitigt wurde.
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Nachdem für alle Röntgenbilder im Zeitintervall diese Interpolation vorgenommen wurde, wird im Schritt S6 überprüft, ob bereits alle Pixel der Röntgenbilder durchgegangen wurden; ist dies nicht der Fall, wird für das nächste Pixel in Schritt S3 fortgefahren.
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Nachdem auf diese Weise alle Gefäßpixel aufgefunden und eine Interpolation durchgeführt wurde, werden im Schritt S7 die Gewebeparameter ermittelt. Dies erfolgt nicht grundsätzlich pixelweise, sondern die Ermittlung erfolgt zumindest als Zwischenschritt über größere Bildsegmente (oft auch Sektoren genannt). Eine Aufteilung in Bildsegmente erfolgt vorliegend, indem ein Raster 20, wie in 5 dargestellt, über das dort wiederum nur grob skizzierte Röntgenbild 9 gelegt wird. Das Raster definiert Bildsegmente 21, die eine bestimmte Anzahl von Pixeln enthalten. Eines der Bildsegmente 21, vorliegend das Bildsegment 21a, wird als Referenzbildsegment für die Bestimmung der Gewebeparameter, hier der rCBV und der rCBF, herangezogen. Das Bildsegment 21a ist dabei so gewählt, dass es möglichst keine Gefäße enthält, mithin möglichst wenig von der Interpolation beeinflusst ist.
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In 6 ist bereits das gefäßbereinigte Röntgenbild 9 gezeigt, das bedeutet, es ist als kontrastmittelgefüllt letztlich nur das Parenchym 11, also das interessierende Gewebe, zu erkennen.
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Für jedes Bildsegment 21 lässt sich nun also, wie im Stand der Technik grundsätzlich bekannt, das rCBV und der rCBF über die Fläche unter der Zeit-Intensitätskurve 14 für das betrachtete Bildsegment und das Referenz-Bildsegment 21a ermitteln.
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Vorliegend wird im Schritt S7 jedoch auch eine örtlich genauer aufgelöstere Bestimmung der Gewebeparameter vorgenommen, indem ein gleitendes Raster 20 verwendet wird, wie in 7 dargestellt ist, die neben dem Raster 20 in der bereits in 6 gezeigten Position (hier gestrichelt dargestellt) auch das Raster 20' in einer demgegenüber verschobenen, mithin mit mehreren Bildsegmenten 21 überlappende Bildsegmente bildenden Position gezeigt ist. Dies lässt sich für eine Vielzahl möglicher Positionen und mithin Vielzahl möglicher Bildsegmente, die auf verschiedene Art und Weise überlappen, durchführen, so dass für jedes Pixel beispielsweise durch Mittelwertbildung der dieses Pixel enthaltenden Bildsegmente der verschiedenen Rasterpositionen ein verbesserter Wert für den Gewebeparameter bestimmt werden kann.
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In einem Schritt S8 lässt sich der Gewebeparameter sodann als zweidimensionale Darstellung, beispielsweise farbcodiert, anzeigen. Einen Ausschnitt 22 aus einer solchen Darstellung zeigt 8. Dort sind, wie durch die unterschiedlichen Schraffuren dargestellt, Pixel unterschiedlicher Gewebeparameter in unterschiedlichen Farben dargestellt. Zur Orientierung nach Art einer „Landkarte“ enthält die Darstellung auch Begrenzungen 23 der segmentierten Gefäße, die als Gefäßmodell im Schritt S4 abgespeichert wurden. Nachdem auch eine zeitliche Information vorliegt, lassen sich zusammenhängende Gefäße identifizieren und mithin auch deren Begrenzungen und/oder Mittellinien ermitteln. Auf diese Weise kann die Darstellung des Gewebeparameters zweckmäßig erweitert werden.
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9 zeigt schließlich eine erfindungsgemäße Röntgeneinrichtung 24. Dabei handelt es sich um eine Biplan-Röntgeneinrichtung, die zwei C-Bögen 25, 26 aufweist, an denen sich gegenüberliegend, wie dargelegt wurde, jeweils ein Röntgenstrahler 3, 4 und ein Röntgendetektor 5, 6 angeordnet sind. Die C-Bögen 25, 26 sind über eine Schwenklagerung 27 in einer Ebene 28 um die Rotationsachse 29 drehbar. Gehalten werden die C-Bögen 25, 26 von einer hier nur andeutungsweise dargestellten Halterung 30. Zur Lagerung eines Patienten ist eine Patientenliege 31 vorgesehen.
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Gesteuert wird der Betrieb der Röntgeneinrichtung 24 durch eine Steuereinrichtung 32, die zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet ist, auf der mithin beispielsweise ein erfindungsgemäßes Computerprogramm vorliegt.
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Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
