DE102014206427B4

DE102014206427B4 - Verfahren zur Ermittlung wenigstens eines Angiographiedatums und Bildgebungsmodalität hierfür

Info

Publication number: DE102014206427B4
Application number: DE102014206427.9A
Authority: DE
Inventors: Lukas Havla; Olaf Dietrich
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2014-04-03
Filing date: 2014-04-03
Publication date: 2018-05-30
Anticipated expiration: 2034-04-04
Also published as: DE102014206427A1; DE102014206427A8

Abstract

Verfahren zur Ermittlung wenigstens eines Angiographiedatums, insbesondere eines Angiographiebilddatensatzes (25), aus wenigstens zwei Perfusionsbilddatensätzen (D2, D3, D4, D5, D6, D7) eines Untersuchungsbereiches mit den Schritten:
a) Bereitstellen wenigstens zweier ortsaufgelöster Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7), die zeitlich nacheinander aufgenommen wurden,
b) pixelweise Wavelet-Transformation der Perfusionswerte der Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7) zu wenigstens einem Transformationsdatensatz, wobei wenigstens ein Bereich der Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7) Wavelet-transformiert wird,
c) Ableitung des wenigstens einen Angiographiedatums aus dem wenigstens einen Transformationsdatensatz, wobei das wenigstens eine Angiographiedatum (25) aus einem mit der Wavelet-Transformation als Transformationsdatensatz ermittelten Wavelet-Power-Spektrum (21) ermittelt wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung wenigstens eines Angiographiedatums aus wenigstens zwei ortsaufgelösten Perfusionsbilddatensätzen eines Untersuchungsbereiches.
Angiographie bezeichnet die morphologische Darstellung von Blutgefäßen, also Arterien und Venen. Darunter wird insbesondere die Selektion von Blutgefäßen zur isolierten Darstellung verstanden.
Bei der digitialen Subtraktionsangiographie (DSA) wird zuerst ein natives Röntgen-Bild und danach ein Röntgen-Bild nach Kontrastmittelgabe aufgenommen. Durch Subtraktion des nativen Bildes vom Bild nach Kontrastmittelgabe kann der Hintergrund eliminiert werden.
Bei Verwendung einer Magnetresonanzanlage sind mehrere Verfahren bekannt, wobei diese unter dem Stichwort Magnetresonanzangiographie (MRA) laufen. Auch hier kann ein Kontrastmittel verwendet werden. Zusätzlich ist es bekannt, sogenannte time-of-flight-MRA (TOF-MRA) und phase-contrast-MRA (PC-MRA) zu verwenden. Es handelt sich hierbei um Verfahren, die grundsätzlich zur Bestimmung von Flussgeschwindigkeiten bekannt sind. Auch ohne Quantifizierung der Flussgeschwindigkeiten sind sie zur Unterscheidung von fließenden und stationären Spins geeignet. Bspw. werden bei der PC-MRA mehrere, insbesondere mehr als drei Phasenschritte zur Geschwindigkeitskodierung benötigt, um eine Quantifizierung mit einem genügend geringen Fehler zu erhalten. Bereits mit zwei Phasenkodierschritten kann aber zwischen stationären und bewegten Spins unterschieden werden. Dadurch kann die Messzeit verringert werden.
Auch Computertomographie kann verwendet werden, um Angiographiebilder zu erhalten. Hierbei handelt es sich um computertomographische Angiographie (CTA). Als Kontrastmittel wird ein jodhaltiges Kontrastmittel verwendet.
Die beschriebenen Verfahren weisen den Nachteil auf, dass sie entweder wie die DSA und die CTA die Strahlenbelastung erhöhen und eine Kontrastmittelgabe voraussetzen, was ebenfalls eine Belastung für einen Patienten darstellt. Oder sie benötigen im Falle der MRA eine erhöhte Messzeit.
Um diese Nachteile zu vermeiden ist es bekannt, Angiographiedaten aus anderen Daten, insbesondere Perfusionsdaten, abzuleiten.
Beier et al., 2D- und 3D-Parameterbilder zur Analyse der Kontrastmittelverteilung bei dynamischen CT- und MR-Untersuchungen, Der Radiologe, Vol. 38, S. 832 - 840, 1998 beschreibt, mittels CT oder MR den Signalintensitätsverlauf eines Pixels oder Voxels nach Kontrastmittelgabe zu verfolgen. Aus diesem Zeitverlauf wird die jeweilige Änderung dt ermittelt und deren Maximum bestimmt. So kann für jeden Pixel bzw. Voxel die maximale Kontrastmittelanreicherung dargestellt werden. Dieses Verfahren wird zeitabhängige Maximum-Intensitäts-Projektion (tMIP) genannt.
Smit et al., Timing-Invariant Reconstruction for Deriving High-Quality CT Angiographie Data from Cerebral CT Perfsusion Data, Radiology, Vol. 263 (1), S. 216 - 225, 2012 offenbart eine Weiterentwicklung des tMIP-Verfahrens. Dabei wird der zeitliche Signalintensitätsverlauf entlang der Zeitachse mit einem Gaußfilter gefiltert, um das SNR zu erhöhen.
Aus der DE 10 2007 061 935 A1 geht ein Verfahren zur Qualitätssteigerung von CT-Aufnahmeserien hervor. Dabei werden zeitversetzte Bilddatensätze mittels Wavelet-Transformation in Transformationsdatensätze umgewandelt, um nach einer Korrektur in den Transformationsdatensätzen verbesserte Bilddatensätze zu erhalten.
Ausgehend davon ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Ermittlung wenigstens eines Angiographiedatums anzugeben, mit dem das Signal-Rausch-Verhältnis des Angiographiedatums bzw. des daraus abgeleiteten Angiographiebildes, weiter verbessert ist.
Diese Aufgabe wird mit einem Verfahren der eingangs genannten Art gelöst mit folgenden Schritten:

a) Bereitstellen wenigstens zweier Perfusionsbilddatensätze, die zeitlich nacheinander aufgenommen wurden,
b) pixelweise Wavelet-Transformation der Perfusionswerte der Perfusionsbilddatensätze zu wenigstens einem Transformationsdatensatz, wobei wenigstens ein Bereich der Perfusionsbilddatensätze Wavelet-transformiert wird,
c) Ableitung des wenigstens einen Angiographiedatums aus dem wenigstens einen Transformationsdatensatz,

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.
Als Kern der Erfindung wird es angesehen, dass Perfusionsbilddatensätze in zeitlicher Richtung auf eine neue Art und Weise transformiert werden und dadurch eine verbesserte Angiographieinformation resultiert.
Als Perfusionsbilddatensatz wird dabei jeder ortsaufgelöste Datensatz angesehen, der in irgendeiner Art und Weise eine Perfusionsinformation beinhaltet. Bspw. kann es sich um einen CT-Datensatz nach Kontrastmittelgabe handeln. Alternativ kann es sich um einen MR-Datensatz handeln. Es ist nicht notwendig, dass ein Perfusionsbilddatensatz alleine eine Perfusionsquantifizierung erlaubt.
Die Perfusionsbilddatensätze weisen eine zeitliche Signaländerung in den Blutgefäßen auf. D.h., dass die Perfusionsbilddatensätze, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgenommen wurden, zumindest im Bereich der Blutgefäße eine zeitliche Variation aufweisen. Ansonsten hätten die nach dem ersten Perfusionsbilddatensatz aufgenommenen Perfusionsbilddatensätze auch keine Zusatzinformation.
Die Perfusionsbilddatensätze können 2D-Bilddatensätze und 3D-Bilddatensätze sein. Diese bilden den Untersuchungsbereich jeweils zu einem bestimmten Zeitpunkt ab. Ein mehrmals aufgenommener 3D-Perfusionsbilddatensatz wird auch als 4D-Perfusionsbilddatensatz bezeichnet, mit 3 Orts- und einer zeitlichen Dimension. 4D ist also 3D+t. Anders ausgedrückt wird bevorzugt zur Durchführung des Verfahrens ein 4D-Perfusionsbilddatensatz verwendet.
Bevorzugt werden mehr als 10, insbesondere mehr als 50, Perfusionsdatensätze verwendet. Die Anzahl der Perfusionsbilddatensätze kann dadurch begrenzt sein, dass sich bspw. ein gegebenes Kontrastmittel in den Blutgefäßen verteilt hat und keinerlei Bolus mehr detektierbar ist. Dann bieten nach der Verteilung aufgenommene Datensätze keine Perfusionsinformation mehr. Allerdings gibt es Perfusionsquantifizierungsverfahren, die mit zwei Perfusionsbilddatensätzen auskommen. Für das vorliegende Verfahren ist eine größere Anzahl bevorzugt.
Dadurch dass die Perfusionsbilddatensätze sozusagen doppelt genutzt werden, nämlich zur Ermittlung von Perfusionsinformationen sowie wenigstens eines Angiographiedatums, kann Messzeit, Kontrastmitteldosis und je nach Bildgebungsverfahren auch Strahlendosis eingespart werden.
Ein Angiographiedatum ist dabei jede Information über das Gefäßsystem. Bevorzugt wird natürlich eine Mehrzahl an Angiographiedaten ermittelt, insbesondere vollständige Bilddatensätze mit Arterien und Venen. Ein Angiographiedatum ist also ein Zahlenwert, aus dem eine Information darüber, ob an einer bestimmten Stelle bzw. Fläche oder Volumen eines Bildbereichs ein Blutgefäß vorhanden ist oder nicht abgeleitet werden kann oder auch direkt gegeben ist. Ein Angiographiebild bzw. -Bilddatensatz benötigt soviele Angiographiedaten wie er Bildelemente enthält.
Mit besonderem Vorteil wird aus den Perfusionsbilddatensätzen ein Angiographiedatensatz, insbesondere ein 3D-Angiographiedatensatz, ermittelt. Dieser ist wie die Perfusionsbilddatensätze ortsaufgelöst. Bei einer bereichsweisen Verwendung der Perfusionsdaten zeigt der Angiographiedatensatz lediglich diesen Bereich.
Die Auswertung der Perfusionsbilddatensätze zu einem Angiographiedatensatz kann direkt nach der Aufnahme erfolgen, sie kann aber auch beliebig später vorgenommen werden.
Die pixel- oder voxelweise Auswertung von Datensätzen ist allgemein bekannt. Bspw. werden in der Magnetresonanzbildgebung auf diese Art B1-, T1-, T2- und T2*-Karten ermittelt. Damit dies möglich ist müssen die Perfusionsbilddatensätze selbstverständlich denselben Untersuchungsbereich abbilden. Bevorzugt sind die Perfusionsbilddatensätze mit denselben Parametern aufgenommen worden, unterscheiden sich also nur durch den Zeitpunkt der Aufnahme. Es ist aber auch möglich, dass die Perfusionsbilddatensätze bspw. mit unterschiedlichen Auflösungen aufgenommen werden und dann in eine einheitliche Auflösung zur Wavelet-Transformation umgerechnet werden.
Weiterhin ist es selbstverständlich möglich, dass die Perfusionsbilddatensätze vor der Wavelet-Transformation beliebigen Vorverarbeitungsschritten unterzogen wurden. Bei MR-Datensätzen ist bspw. eine Fouriertransformation zum Erhalt von Bilddaten notwendig.
Dabei ist nicht immer der ganze Bildbereich einer Wavelet-Transformation zu unterziehen. Außerhalb des Untersuchungsbereichs wird nur Rauschsignal aufgenommen, auch gibt es Bereiche, in denen das Vorhandensein von Gefäßen ausgeschlossen werden kann. In diesen Bereichen wird zur Einsparung von Rechenzeit dann keine Wavelet-Transformation durchgeführt. Dabei werden sogenannte Regions of Interest (ROI) oder Volumes of Interest (VOI) festgelegt, in denen die Wavelet-Transformation durchgeführt wird, oder Regionen, in denen keine Wavelet-Transformation durchzuführen ist.
Vorteilhafterweise können als Perfusionsbilddatensätze 3D-Perfusionsbilddatensätze verwendet werden. Die Auswertung wenigstens eines Bereiches der Perfusionsbilddatensätze erfolgt dann voxelweise. Allgemeiner gesagt erfolgt die Auswertung bildelementweise und je nachdem, ob 2D- oder 3D-Datensätze verwendet werden ist dies pixelweise oder voxelweise. Alternativ können auch 2D-Multislice-Perfusionsbilddatensätze verwendet werden.
Vorzugsweise kann eine in den Perfusionsbilddatensätzen abgebildete zeitliche Signaländerung in den Blutgefäßen durch eine Kontrastmittelgabe erzielt werden. Alternativ kann dies auch durch intrinsische Signalmarkierung wie bspw. Spin Labeling in der Kernspintomographie erfolgen.
Mit besonderem Vorteil kann die Wavelet-Funktion zur Wavelet-Transformation auf 1 normalisiert sein. Dann sind die Transformationsergebnisse zu unterschiedlichen Skalierungen s vergleichbar.
Das wenigstens eine Angiographiedatum wird wie beschrieben aus einem mit der Wavelet-Transformation als Transformationsdatensatz ermittelten Wavelet-Power-Spektrum ermittelt. Verwendet man als Wavelet das Paul-Wavelet $Ψ_{0} (t) = \frac{2^{m} i^{m} m!}{\sqrt{π (2 m)!}} {(1 - i t)}^{- (m + 1)}$
und sind N Signalwerte in Zeitrichtung gegeben, so ist der Zahlenwert eines Voxels v an der Stelle (x,y,z) zur Zeit n gegeben als $v_{n} = v_{n (x, y, z)}$
wobei n = 0, 1, ..., N-1 ist.
Die Wavelet-Funktion eines diskreten Zeitsignals v_n ist dann gegeben als Faltung von v_n mit einer skalierten und verschobenen Version von Ψ₀(t): $W_{n} (s) = \sum_{ń}^{N - 1} v_{ń} ψ * [\frac{(ń - n) δ t}{s}]$
Dabei ist □* die komplex Konjugierte von □, s die Skalierung und □t der Zeitabstand der Signalwerte. Dieser ist aus dem Aufnahmeprotokoll bekannt.
Durch Variation der Skalierung s und durch „Entlangwandern“ in Zeitrichtung entlang der Werte v_n kann das Verhalten gegenüber der Zeit wie auch der Skalierung s dargestellt werden. Das Wavelet-Power-Spektrum ist dann gegeben über ${| W_{n (x, y, z)} (s) |}^{2}$
Dies gilt unabhängig vom konkret verwendeten Wavelet □ bzw. der konkret verwendeten Wavelet-Funktion.
Für jede Signalkurve in Zeitrichtung und dementsprechend jeden Pixel bzw. jedes Voxel erhält man also ein Wavelet-Power-Spektrum. Dies gilt allgemein für jeden Transformationsdatensatz.
Vorzugsweise kann als ein Angiographiedatum der Maximalwert des Wavelet-Power-Spektrums verwendet werden. Das Angiographiedatum eines Voxels A_(x,y,z) ergibt sich demnach zu $A_{(x, y, z)} = m a x ({| W_{n (x, y, z)} (s) |}^{2})$
Analog unter Weglassen der Dimension z erhält man das Angiographiedatum A_(x,y) eines Pixels.
Vorteilhafterweise kann als ein Angiographiedatum ein statistischer Wert, insbesondere der Mittelwert und/oder Median und/oder die Standardabweichung, des Wavelet-Power-Spektrums verwendet werden. Es kann auch der Mittelwert und/oder Median und/oder die Standardabweichung nur zu einer einzigen vorgebbaren oder ermittelbaren Skalierung s herangezogen werden.
Vorzugsweise kann die Position des Zahlenwertes, aus dem das Angiographiedatum bestimmt wird, zur Festlegung des Gefäßes als Arterie oder Vene verwendet wird. Insbesondere kann ein Positionsschwellenwert vorgegeben werden. Wird bspw. der Maximalwert des Wavelet-Power-Spektrums verwendet so hat dieser im Wavelet-Power-Spektrum eine bestimmte Position. Das Wavelet-Power-Spektrum hat die Größe N x S, wobei N wie beschrieben die Anzahl der Signalwerte in Zeitrichtung und damit die Anzahl der Perfusionsbilddatensätze darstellt und S die Anzahl der Skalierungen s. Hat man 25 Perfusionsbilddatensätze und 15 Skalierungen umfasst das Wavelet-Power-Spektrum eine 25 x 15-Matrix. Man kann nun sowohl in Zeit- und/oder in Skalenrichtung einen Schwellenwert vorgeben. Alle Werte darunter werden als arteriell oder venös angesehen und alle Werte darüber als venös oder arteriell. Welche Zuordnung wann zutrifft hängt von konkreten Aufnahmeparametern wie der Wartezeit nach Kontrastmittelgabe u.a. ab und kann pauschal nicht angegeben werden.
In einer Weiterbildung können jeweils in einem Perfusionsbilddatensatz mehrere, benachbarte Pixel oder Voxel zu einem Mittelwert gemittelt werden und die Wavelet-Transformation auf den Mittelwerten durchgeführt werden. Die Art der Mittelwertbildung ist dabei für alle Perfusionsbilddatensätze die gleiche und kann in Abhängigkeit von Randbedingungen wie dem SNR eines oder mehrerer Perfusionsbilddatensätze festgelegt werden.
Wie oben bereits beschrieben kann als Wavelet-Funktion eine Funktion mit einem Paul-Wavelet verwendet werden. Auch andere Wavelet-Funktionen sind möglich. Das Wavelet, also die Basisfunktion, muss lediglich die Bedingung erfüllen, dass der Mittelwert gleich 0 ist und es sowohl im Zeit- als auch Frequenzraum definiert ist.
Vorteilhafterweise können die Perfusionsbilddatensätze vor der Wavelet-Transformation bewegungskorrigiert werden. Die Perfusionsbilddatensätze sollen sich wie bereits beschrieben optimalerweise nur im Aufnahmezeitpunkt unterscheiden. Durch Bewegungen des Untersuchungsbereichs kann es jedoch auch bei sonst konstanten Aufnahmeparametern zu Verschiebungen kommen. Dadurch entsprechen Bildelemente mit identischen Positionen im Bilddatensatz nicht mehr den gleichen Volumina im Untersuchungsbereich. Diese Bewegung kann durch Registrierung der Perfusionsdatensätze miteinander und daraus abgeleiteter Bewegungskorrektur herausgerechnet werden. Zur Registrierung und Bewegungskorrektur können alle bekannten Verfahren der rigiden und elastischen Registrierung verwendet werden.
Bevorzugt werden die Perfusionsbilddatensätze mittels einer Magnetresonanzanlage oder einer Computertomographieanlage oder einer Ultraschallanlage aufgenommen. Mit jeder dieser Bildgebungsmodalitäten sind Verfahren zur Erzeugung qualitativer wie auch quantitativer Perfusionsbilddatensätze bekannt.
Die der vorliegenden Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird auch gelöst mit einer Bildgebungsmodalität. Diese umfasst eine Steuerungseinrichtung zur Durchführung der Verfahren wie beschrieben.
Die Implementierung der vorgenannten Verfahren in der Steuervorrichtung kann dabei als Software oder aber auch als (fest verdrahtete) Hardware erfolgen.
Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Bildgebungsmodalität korrespondieren zu entsprechenden Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Verfahren. Zur Vermeidung unnötiger Wiederholungen wird somit auf die entsprechenden Verfahrensmerkmale und deren Vorteile verwiesen.
Weitere Vorteile, Merkmale und Besonderheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung vorteilhafter Ausgestaltungen der Erfindung.
Dabei zeigen

1 eine Computertomographieeinrichtung,
2 ein Protokoll zur Aufnahme von Perfusionsbilddatensätzen,
3 ein Ablaufschema eines Verfahrens zur Ermittlung eines Angiographiebilddatensatzes,
4 ein Wavelet-Power-Spektrum, und
5 einen Angiographiebilddatensatz.

1 zeigt eine Bildgebungsmodalität in Form einer Röntgen-C-Bogen-Vorrichtung 1. Diese umfasst eine Ständervorrichtung 2 und einem C-Arm 3. Der C-Arm 3 ist über eine Aufhängung 4 mit der Ständervorrichtung 2 verbunden. Zur Datenaufnahme ist der C-Arm 3 in Richtung der Pfeile 5 und 6 mittels eines in der Aufhängung 4 befindlichen Motors 7 bewegbar. In der Ständervorrichtung 2 befindet sich eine Steuerungsvorrichtung 8 zur Ansteuerung des Motors 7 in der Aufhängung 4 sowie zur Steuerung der Röntgenquelle 9 und des Detektors 10, die an den Enden des C-Arms 3 angeordnet sind. Weiterhin ist in der Ständervorrichtung 2 ein Generator 11 für die Hochspannung untergebracht.
Selbstverständlich umfasst die Steuerungsvorrichtung 8 auch eine Speichereinheit zur Abspeicherung der aufgenommenen Daten. Sie kann auch eine Recheneinrichtung zur Weiterverarbeitung der aufgenommenen Daten und eine Anzeigevorrichtung aufweisen. Die aufgenommenen Daten können jedoch auch auf einer externen Recheneinrichtung weiterverarbeitet werden.
Neben den gezeigten Rotationsrichtungen in Richtung der Pfeile 5 und 6 ist der C-Arm 3 noch in der Vertikalen sowie um weitere Achsen bewegbar, um eine exakte Positionierung des Patienten im Isozentrum zu ermöglichen.
Mit der Röntgen-C-Bogen-Vorrichtung 1 sind sowohl einfache Durchleuchtungsbilder wie auch CT-Bilder aufnehmbar. Insbesondere können mit der Röntgen-C-Bogen-Vorrichtung 1 Perfusionsbilddatensätze aufgenommen werden.
Alternativ können als Bildgebungsmodalitäten eine Magnetresonanzanlage, eine Röntgenanlage oder eine Ultraschallanlage verwendet werden. Voraussetzung ist lediglich, dass mit der Bildgebungsmodalität ortsaufgelöste Perfusionsbilddatensätze aufnehmbar sind.
Perfusion ist die Durchblutung bzw. Versorgung mit Blut von Organen oder Organteilen. Diese kann bspw. auch über die Gabe von Kontrastmittel sichtbar gemacht werden. Bei einem Verfahren zur Erzeugung eines Perfusionsbilddatensatzes kann es sich also auch um ein übliches Bildgebungsverfahren handeln, das nach einer Kontrastmittelgabe zur Bilderzeugung verwendet wird. Übliche Bildgebungsverfahren sind bei CT herkömmliche Projektionsbilder, bei MRT bspw. Gradientenecho- oder Spinechobilder, etc. Es ist bei den einzelnen Bildgebungsmodalitäten jeweils bekannt, wie sich perfusionsgewichtete Datensätze zur Erzeugung wenigstens qualitativer Perfusionsinformationen erstellen lassen.
2 zeigt ein Ablaufschema zur Aufnahme von Perfusionsdatenbildsätzen mithilfe der Röntgen-C-Bogen-Vorrichtung 1. Dabei zeigt die Achse 12 den Zeitverlauf. Zum Zeitraum 13 wird ein nativer 3D-Bilddatensatz D1 aufgenommen. Die im Folgenden gezeigte Abfolge macht keine Angabe über Pausen, gewollte oder ungewollte Wartezeiten, etc. Es geht also um die reine Abfolge.
Danach wird im Zeitraum 14 Kontrastmittel gegeben. In der Abfolge werden in den Zeiträumen 15, 16, 17, 18, ..., 19 und 20 3D-Bilddatensätze D2, D3, D4, D5, ..., D6 und D7 aufgenommen. Dabei werden dieselben Aufnahmeparameter wie beim 3D-Bilddatensatz D1 verwendet. Unterschiede in den 3D-Bilddatensätzen D1 und D2 bis D7 ergeben sich also nur durch den Aufnahmezeitpunkt bzw. Aufnahmezeitraum. Dabei werden der Übersichtlichkeit halber nur einige 3D-Bilddatensätze nach der Kontrastmittelgabe dargestellt. Selbstverständlich können mehr als sechs 3D-Bilddatensätze nach Kontrastmittelgabe aufgenommen werden.
Aus den 3D-Datensätzen D1 und D2 bis D7 können quantitative Perfusionsdaten ermittelt werden, ohne den 3D-Datensatz D1 nur qualitative Perfusionsdaten.
3 zeigt ein Ablaufschema zur Ermittlung eines Angiographiedatensatzes aus den Perfusionsbilddatensätzen wie den 3D-Bilddatensätzen D2 bis D7.
In Schritt S1 werden Perfusionsbilddatensätze, insbesondere 3D-Bilddatensätze D2 bis D7, bereitgestellt. In diesen wird optional in Schritt S2 ein interessierender Bereich, also ein ROI oder VOI, ausgewählt. Durch diese Maßnahme kann Rechenzeit eingespart werden. Als Schritt S3, der zeitlich auch vor Schritt S1 oder S2 durchgeführt werden kann, werden die Perfusionsbilddatensätze bewegungskorrigiert. Hierzu kann insbesondere eine elastische Registrierung verwendet werden. Diese Bewegungskorrektur kann selbstverständlich entfallen, wenn der Untersuchungsbereich nicht bewegt ist.
Im nächsten Schritt S4 werden die Perfusionsbilddatensätze bildelementweise, also voxelweise, einer Wavelet-Transformation unterzogen. Aufgrund der Bewegungskorrektur und bei Verwendung identischer Aufnahmeparameter zeigen Voxel mit identischer Position dasselbe Untersuchungsteilvolumen zu unterschiedlichen Zeitpunkten. Als Zeitpunkt wird dabei entweder der Beginn oder das Ende einer Messung verwendet, da zur Auswertung lediglich der relative zeitliche Abstand maßgeblich ist. Auf diese Art und Weise kann für jeden Voxel ein Wavelet-Power-Spektrum gewonnen werden.
Als Schritt S5 wird jeweils der Maximalwert eines Wavelet-Power-Spektrums ermittelt und als Wert eines entsprechenden Voxels eines Angiographiedatensatzes gespeichert. Der Angiographiedatensatz hat also dieselbe Auflösung bzw. Größe wie die einzelnen Perfusionsbilddatensätze.
Durch die Wavelet-Transformation können so Gefäße darstellende Bildelemente und nicht darstellende Bildelemente sicher getrennt werden. Damit kann eine morphologische Darstellung in Form eines Bilddatensatzes der Blutgefäße eines Untersuchungsbereiches erhalten werden.
Weiterhin kann als Schritt S6 aus der Position des Maximalwerts im Wavelet-Power-Spektrum bestimmt werden, ob das Bildelement eine Vene oder Arterie abbildet. Dies kann anhand eines Schwellenwertes in Skalen- oder Zeitrichtung des Wavelet-Power-Spektrums geschehen. Als abschließender Schritt S7 kann ein weiterer Schwellenwert vorgegeben werden, wobei Werte unterhalb als kein Gefäß und Werte oberhalb als Gefäß eingeordnet werden.
4 zeigt rein exemplarisch ein Wavelet-Power-Spektrum 21. Dieses hat in Skalierungsrichtung 22 vier Zeilen und in zeitlicher Richtung 23 fünf Spalten.
Die Anzahl der Zeilen entspricht dabei der Anzahl der verwendeten Skalierungen und die Anzahl der Spalten der Anzahl der Signalwerte in zeitlicher Richtung, also der Anzahl der Perfusionsbilddatensätze. Die genannten Zahlenwerte sind rein exemplarisch. Das Feld 24 hat den höchsten Zahlenwert. Da es in der dritten Spalte liegt und als Schwelle die vierte Spalte vorgegeben wurde wird der entsprechende Zahlenwert im Angiographiebilddatensatz einer Arterie zugeordnet bzw. als Arterie dargestellt. Liegt ein Maximalwert in der vierten Spalte oder in der fünften Spalte, so gelten die entsprechenden Bildelemente als Vene. Alternativ ist eine Unterscheidung zwischen Arterie und Vene entlang der Skalierungsrichtung 22 möglich. Die Form der Signalkurven unterscheidet sich zwischen schmal (arteriell) und breit (venös). Das wird mithilfe der Skalierung s sichtbar.
Da auf diese Art und Weise jedes Bildelement des Angiographiedatensatzes entweder Arterie oder Vene wäre wird ein weiterer Schwellenwert bezogen auf die Höhe des Maximalwertes verwendet. Dabei werden alle Bildelemente mit Zahlenwerten unterhalb des Schwellenwertes nicht als Gefäß angesehen und dann üblicherweise zur Darstellung mit dem Zahlenwert Null belegt.
5 zeigt einen Angiographiedatensatz 25 mit einer Vielzahl an Angiographiedaten. Zu einem Bildelement 26 in Gewebe und einem Bildelement 27 in einem Gefäß sind die Signalverläufe 28 und 29 über die Zeit dargestellt. Aus diesen Signalverläufen wird ein NxS großes Wavelet-Power-Spektrum berechnet. In diesem kann als Angiographiedatum z.B. der Maximalwert bestimmt werden. Es handelt sich dabei um eine Zeile eines Wavelet-Power-Spektrums, also mit einer einheitlichen Skalierung. Die Maximal-Zahlenwerte zwischen den Wavelet-Power-Spektren der Linien 28 und 29 können sich um einen Faktor 1000 unterscheiden. Mit einem Schwellenwert kann also zwischen Bildelementen, die ein Gefäß abbilden und solchen, die Gewebe oder anderes abbilden, unterschieden werden.

Claims

Verfahren zur Ermittlung wenigstens eines Angiographiedatums, insbesondere eines Angiographiebilddatensatzes (25), aus wenigstens zwei Perfusionsbilddatensätzen (D2, D3, D4, D5, D6, D7) eines Untersuchungsbereiches mit den Schritten: a) Bereitstellen wenigstens zweier ortsaufgelöster Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7), die zeitlich nacheinander aufgenommen wurden, b) pixelweise Wavelet-Transformation der Perfusionswerte der Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7) zu wenigstens einem Transformationsdatensatz, wobei wenigstens ein Bereich der Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7) Wavelet-transformiert wird, c) Ableitung des wenigstens einen Angiographiedatums aus dem wenigstens einen Transformationsdatensatz, wobei das wenigstens eine Angiographiedatum (25) aus einem mit der Wavelet-Transformation als Transformationsdatensatz ermittelten Wavelet-Power-Spektrum (21) ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass als Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7) 3D-Perfusionsbilddatensätze verwendet werden.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Wavelet-Funktion zur Wavelet-Transformation auf 1 normalisiert ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass als ein Angiographiedatum der Maximalwert des Wavelet-Power-Spektrums (21) verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Maximalwert aus den Betragswerten des Wavelet-Power-Spektrums (21) gebildet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass als ein Angiographiedatum (25) ein statistischer Wert, insbesondere der Mittelwert und/oder Median und/oder die Standardabweichung, des Wavelet-Power-Spektrums (21) verwendet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Position des Zahlenwertes, aus dem das Angiographiedatum (25) bestimmt wird, zur Festlegung des Gefäßes als Arterie oder Vene verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass ein Positionsschwellenwert vorgegeben wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass jeweils in einem Perfusionsbilddatensatz (D2, D3, D4, D5, D6, D7) mehrere, benachbarte Pixel oder Voxel zu einem Mittelwert gemittelt werden und die Wavelet-Transformation auf den Mittelwerten durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass als Wavelet ein Paul-Wavelet verwendet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7) vor der Wavelet-Transformation bewegungskorrigiert werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Perfusionsbilddatensätze (D2, D3, D4, D5, D6, D7) mittels einer Magnetresonanzanlage oder einer Computertomographieanlage (1) oder einer Ultraschallanlage aufgenommen werden.
Bildgebungsmodalität (1), umfassend eine Steuerungsvorrichtung (8), dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerungsvorrichtung (8) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche ausgebildet ist.