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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Ermitteln eines fluiddynamischen Kennwerts eines elastischen, von einem Fluid pulsierend durchströmten Gefäßbaums. Beispielsweise kann eine Flussgeschwindigkeit oder Flussrate oder auch eine abgeleitete Größe, wie eine fraktionale Flussreserve (FFR - Fractional Flow Reserve) des Gefäßbaums berechnet werden. Zu der Erfindung gehört auch ein C-Bogen-Röntgensystem, mittels welchem die beschriebene fluiddynamische Analyse eines Gefäßbaums eines Körpers eines Patienten durchgeführt werden kann.
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Bei dem Gefäßbaum kann es sich beispielsweise um Koronararterien eines Herzens eines Menschen oder Tieres handeln. Die koronare Herzerkrankung ist eine der häufigsten und teuersten Krankheitsbilder mit dramatischem Verlauf. Zu deren Behandlung hat sich die Stentimplantation bewährt, welche eine der häufigsten Therapien ist und im Herzkatheterlabor durchgeführt wird. Auf diese Weise können Engstellen (Stenosen) aufgeweitet oder zumindest stabilisiert werden. Der Einfluss einer Stenose, und damit die Notwendigkeit von deren Behandlung, hängt allerdings nicht nur vom Grad der Einengung, sondern auch von der Größe des nachfolgenden Perfusionsgebiets ab. Ähnliche Stenosegrade können also unterschiedliche therapeutische Behandlungsstrategien erfordern. Eine Behandlung einer hämodynamisch unbedenklichen Stenose bringt für den Patienten keinen Vorteil, sodass hier aufgrund des Risikos einer Stentimplantation von der Behandlung abgesehen werden kann.
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Um über eine Behandlung entscheiden zu können, ist es deshalb notwendig, einen hämodynamischen Kennwert des durch die Stenose verengten Gefäßbaums zu ermitteln. Daher wurden verschiedene, ergänzende Untersuchungsmethoden eingeführt, die eine Auskunft über die funktionelle Relevanz einer Stenose geben können. Ein solcher hämodynamischer Kennwert ist die fraktionelle Flussreserve. Hierbei wird mittels einer Druckgradmessung der Druckabfall über der Stenose ermittelt. Bei diesem Verfahren muss unter maximaler Durchblutung der Mitteldruck proximal und distal der Stenose gemessen werden und ins Verhältnis gesetzt werden. Wenn der Wert unter einen gewissen Grenzwert sinkt, kann von einer hämodynamisch signifikanten Stenose ausgegangen werden. Nachteilig bei dieser Methode ist, dass sie katheterbasiert ist, also invasiv. Zudem bringt die Messung unter maximaler Vasodilatation, was mittels Gabe von Adenosin erreicht werden kann, eine zusätzliche Belastung für den Patienten.
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Aus der
US 8 311 748 B2 , der
US 8 315 821 B2 und der
US 8 321 152 B2 ist bekannt, dass man auf der Grundlage von 3D-Bilddaten eines Computertomographen (CT) oder eines Magnetresonanztomographen (MRT) oder eines Protonen-Emissions-Computertomographen (PET) ein Modell eines hämodynamisch zu analysierenden Gefäßbaumes erzeugen kann und anhand des Modells computerbasierte fluiddynamische Berechnungen (CFD - Computational Fluid Dynamics) durchführen kann. In einer wissenschaftlichen Untersuchung von Taylor et al (Charles A. Taylor, Timothy A. Fonte, James K. Min, „Computational Fluid Dynamics Applied to Cardiac Computed Tomography for Noninvasive Quantification of Fractional Flow Reserve“, Journal of American College of Cardiology, Published by Elsevier Inc, 2013) wird allerdings festgestellt, dass beim Erzeugen solcher 3D-Bilddaten mittels eines Computertomographen Artefakte in dem Modell des Gefäßbaumes entstehen, die Aussagekraft eines computerbasiert berechneten FFR-Wertes beeinträchtigen.
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Grund für die Artefakte ist die erschwerte Aufnahmebedingung, dass während der Durchführung einer Computertomographie der untersuchte Gefäßbaum im Takt des Herzschlags pulsierend von Blut durchströmt wird und sich die elastischen Wände der Gefäße hierdurch verformen.
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Ein adaptives Verfahren für die CFD-Berechnung, durch welche Unterschiede eines kardiovaskulären Modells von den zugrundegelegten Bilddaten kompensiert werden, ist aus der
US 8 200 466 B2 bekannt. Bei diesem Verfahren steigt die Komplexität des kardiovaskulären Modells, also der Rechenaufwand für dieses Modell, immer weiter an, je mehr Bewegungsartefakte das zugrundegelegte Bildmaterial aufweist.
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Im Zusammenhang mit kardiovaskulären Modellen ist aus der
US 6 236 878 B1 ein Verfahren zur Simulation einer Operation auf der Grundlage eines solchen Modells bekannt. Die Aussagekraft einer solchen Simulation hängt von der Qualität des Modells ab. In dem Dokument wird das Modell auf der Grundlage von CT-Daten oder MR-Daten erzeugt.
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Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, für einen Gefäßbaum einen fluiddynamischen Kennwert auf der Grundlage von Bilddaten des Gefäßbaums zu ermitteln.
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Die Aufgabe wird durch die Gegenstände der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich durch die Merkmale der abhängigen Patentansprüche.
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Das erfindungsgemäße Verfahren geht aus von einem Gefäßbaum, der elastisch ist und von einem Fluid pulsierend durchströmt wird. Beispielsweise kann mittels des Verfahrens also ein Blutgefäßbaum untersucht werden, der durchblutet wird. Insbesondere kann ein Gefäßbaum aus Koronararterien untersucht werden. Das erfindungsgemäße Verfahren eignet sich aber auch für die Untersuchung anderer fluidisch durchströmter Materialien.
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Bei dem Verfahren wird durch eine Projektionseinrichtung, beispielsweise ein Angiographiesystem, aus unterschiedlichen Projektionswinkeln jeweils mindestens eine 2D-Projektion des Gefäßbaums erzeugt. Als Projektionseinrichtung wird ein C-Bogen-Angiographiesystem verwendet, wie es beispielsweise unter dem Produktnamen „DynaCT“® des Unternehmens Siemens AG® erhältlich ist. Die 2D-Projektionen werden als 2D-Projektionsbilddaten an eine Analyseeinrichtung übertragen. Durch die Analyseeinrichtung wird auf der Grundlage der 2D-Projektionen eine digitale 3D-Rekonstruktion des Gefäßbaums erzeugt. Hierbei kann auf ein an sich bekanntes Verfahren zurückgegriffen werden, beispielsweise die gefilterte Rückprojektion. Auf der Grundlage der 3D-Rekonstruktion wird eine Geometrie zumindest eines Gefäßes des Gefäßbaums geschätzt, also beispielsweise ein Durchmesser des Gefäßes. Aus der Geometrie sowie aus vorbestimmten elastischen Eigenschaften des Gefäßbaumes wird zumindest ein Fluidzustand im Gefäßbaum ermittelt, also beispielsweise der Druck des Fluids zu einem bestimmten Zeitpunkt oder eine Durchflussrate. In Abhängigkeit von dem mindestens einen Fluidzustand wird dann der mindestens eine gewünschte fluiddynamische Kennwert berechnet, also ein die Fluiddynamik beschreibender Kennwert des Gefäßbaums.
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Das erfindungsgemäße Verfahren weist den Vorteil auf, dass für die Berechnung des mindestens einen fluiddynamischen Kennwerts Geometriedaten mindestens eines Gefäßes verwendet werden, die auf der Grundlage von 2D-Projektionen des Gefäßbaumes ermittelt werden, sodass der Gefäßbaum schärfer abgebildet ist. Damit kann auch eine präzisere Schätzung der Geometrie und damit eine genauere Berechnung des mindestens einen fluiddynamischen Kennwerts erreicht werden. Bei herkömmlichen Computertomographen sind solche 2D-Projetionsdaten nicht verfügbar.
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Im Zusammenhang mit der fluiddynamischen Analyse eines Blutgefäßbaums, das heißt einer hämodynamischen Analyse, ergibt sich durch die Verwendung eines C-Bogen-Angiographiesystems der besondere Vorteil, dass dieses auch in dem beschriebenen Herzkatheterlabor verwendet werden, sodass ein Patient dort sowohl für die hämodynamische Analyse gelagert als auch für eine Stentimplantation vorbereitet werden kann. Bei einer hämodynamischen Analyse auf Grundlage von CT-Bilddaten sind eine Umlagerung des Patienten und die damit verbundene Zeitverzögerung hinzunehmen.
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Aufgrund von Bewegungsunschärfe kann eine Überschätzung des Volumens des Gefäßbaums verursacht werden. Gemäß einem Verfahrensschritt wird der Gefäßdurchmesser in mindestens einem Projektionsbild ausgemessen und dann die 3D-Rekonstruktion korrigiert.
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Um aus den schärferen Abbildungen der 2D-Projektionen auch eine 3D-Rekonstruktion mit geringem Anteil an Bewegungsartefakten zu erhalten, wird bevorzugt eine bewegungskompensierte Rekonstruktion durchgeführt, wie sie beispielsweise aus den beiden Fachartikeln von Schwemmer et al (C. Schwemmer, C. Rohkohl, G. Lauritsch, K. Müller, J. Hornegger, „Residual motion compensation in ECG-gated interventional cardiac vascular reconstruction“, Institute of Physics and Engineering in Medicine and Biology, Phy. Med. Biol., 58, pages 3717-3737, 2013; UND „Opening Windows - Increasing Window Size in Motion-Compensated ECG-gated Cardiac Vascular Reconstruction“, 12th International Meeting on Fully Three-Dimensional Image Reconstruction in Radiology and Nuclear Medicine, Viterbi School of Engineering, University of Southern California, 2013) bekannt sind. Die beiden Verfahren sind als Bestandteil von Ausführungsformen der Erfindung anzusehen. Die 3D-Rekonstruktion kann z.B. als ein 3D-Bilddatensatz bereitgestellt sein, welcher zu einzelnen Voxeln eine Gewebeeigenschaft oder Stoffeigenschaft, beispielsweise einen HU-Wert (HU - Hounsfield Unit) des Gefäßbaums angibt.
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Anhand der 3D-Rekonstruktion kann dann beispielsweise das mindestens eine Gefäß anhand von Schwellwerten segmentiert werden und dann in dem Gefäß zwischen Gefäßwänden und dem Fluid unterschieden werden. Hieraus kann als Geometrie des wenigstens einen Gefäßes beispielsweise dessen Innendurchmesser geschätzt werden. Mit Schätzung ist insbesondere gemeint, dass davon ausgegangen wird, dass es sich nicht um den exakten Wert des Gefäßes handelt. Da zu dem elastischen Gefäß dessen elastischen Eigenschaft im Voraus ermittelt werden kann, beispielsweise anhand von Untersuchungen anderer Gefäße desselben Typs, kann aus der Geometrie und den elastischen Eigenschaften auf den Fluidzustand in dem mindestens einen Gefäß rückgeschlossen werden. Beispielsweise kann das Fluidvolumen ermittelt werden und/oder ein jeweiliger Fluiddruck zu mindestens zwei unterschiedlichen Zeitpunkten, was beispielsweise an einer Durchmesseränderung erkannt werden kann. Zusätzlich oder alternativ dazu kann ein jeweiliger Fluiddruck an mindestens zwei unterschiedlichen Orten im Gefäßbaum ermittelt werden. Hieraus kann beispielsweise eine Druckänderung ermittelt werden, wie sie zum Berechnen des FFR-Wertes nötig ist.
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Für den Fall, dass bei der 3D-Rekonstruktion Bewegungsartefakte das Ermitteln der Geometrie des mindestens einen Gefäßes erschweren, sieht die Erfindung mehrere vorteilhafte Weiterbildungen zur Kompensation der Bewegungsartefakte vor.
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Gemäß einer Weiterbildung wird zum Schätzen der Geometrie des mindestens einen Gefäßes in der 3D-Rekonstruktion jeweils eine 3D-Verlaufslinie des mindestens einen Gefäßes, beispielsweise eine 3D-Mittellinie oder 3D-Centerline, ermittelt. Die 3D-Verlaufslinie wird auf eine der 2D-Projektionen projiziert. Ausgehend von der projizierten 3D-Verlaufslinie wird in der 2D-Projektion ein Rand des mindestens einen Gefäßes ermittelt. In der 2D-Projektion ist in der bereits beschriebenen Weise dieser Rand schärfer abgebildet, da es hier keine signifikanten Bewegungsartefakte gibt. Der Rand wird dann zurück in die 3D-Konstruktion projiziert. Hierdurch ergibt sich der Vorteil, dass in der 3D-Rekonstruktion ein Bewegungsartefakt erkannt und verringert oder beseitigt werden kann.
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Eine Weiterbildung sieht hier vor, dass nicht direkt von der projizierten 3D-Verlaufslinie ausgegangen wird, sondern in der 2D-Projektion eine 2D-Verlaufslinie des zumindest einen Gefäßes ermittelt wird und die projizierte 3D-Linie und die 2D-Verlaufslinie zueinander registriert werden. Hierdurch ergibt sich der Vorteil, dass die in der 3D-Rekonstruktion dargestellte Pulsphase des Gefäßbaumes, also die momentane Form des elastischen Gefäßbaumes, nicht exakt mit der in der 2D-Projektion abgebildeten Pulsphase übereinstimmen müssen. Ein Unterschied in der Form aufgrund der pulsierenden Bewegung des Gefäßbaums wird durch die Registrierung kompensiert.
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Bevorzugt wird die 3D-Verlaufslinie nicht nur auf eine einzige 2D-Projektion, sondern auf mindestens eine weitere 2D-Projektion projiziert und dann auch in jeder weiteren 2D-Projektion jeweils ein Rand des mindestens einen Gefäßes ermittelt. Da die 2D-Projektionen aus unterschiedlichen Projektionswinkeln erzeugt worden sein können, kann nun auf der Grundlage aller rückprojizierten Ränder in der 3D-Rekonstruktion eine Profillinie des zumindest einen Gefäßes ermittelt werden, also eine Kontur des Gefäßes im Querschnitt. Hierdurch ergibt sich eine genauere Beschreibung der Geometrie des Gefäßes, sodass der Fluidzustand genauer bestimmt werden kann.
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Ein weiterer Vorteil ergibt sich, wenn die 2D-Projektionen, auf welche die 3D-Verlaufslinie projiziert wird, nicht alle zu unterschiedlichen Pulsphasen des Pulszyklus erzeugt werden, also beispielsweise zu unterschiedlichen Phasen des Herztaktes, sondern die 2D-Rekonstruktionen den Gefäßbaum zu möglichst ähnlichen Pulsphasen darstellen. Das heißt, die 3D-Verlaufslinie wird nur auf solche der 2D-Projektionen projiziert, bei welchen eine Differenz der Pulsphasen kleiner als ein vorbestimmter Toleranzwert ist. Hierdurch wird in vorteilhafter Weise vermieden, dass der Durchmesser der Gefäße überschätzt wird. Die Pulsphase kann bei einem Lebewesen z.B. mit einem EKG (Elektrokardiogramm) ermittelt werden.
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Liegt nun eine genaue Geometrie des mindestens einen Gefäßes des Gefäßbaumes vor, so kann in vorteilhafter Weise ausgehend von der Geometrie der zumindest eine Fluidzustand mittels einer Computational-Fluid-Dynamics-Methode (CFD) ermittelt werden. Durch die besonders scharf abgebildeten Ränder der Gefäße, wie sie mittels der 2D-Projektion ermittelt werden können, kann nun diese Methode anders als im Stand der Technik zuverlässig zum Ermitteln von Fluidzuständen genutzt werden.
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Weitere Vorteile ergeben sich durch Überprüfen weiterer Plausibilitätsbedingungen. Hierzu sieht eine Weiterbildung des Verfahrens vor, dass ein Schätzwert für eine pro Pulsschlag fließende Fluidmenge auf einer anderen Grundlage ermittelt wird und die Fluidmenge als Randbedingung für die CFD-Berechnung genutzt wird. Die Fluidmenge wird hierbei bevorzugt auf der Grundlage eines Volumens und/oder einer Masse eines über den Gefäßbaum mit dem Fluid versorgten Organs ermittelt. Beispielsweise kann also bei der Untersuchung von Koronararterien die versorgte Myokardmasse ermittelt werden. Durch Vorsehen dieser Randbedingungen ergibt sich der Vorteil, dass bei mehrdeutigen Lösungen, die sich bei der CFD-Berechnung ergeben können, falsche oder unplausible Lösungen ausgeschlossen werden können.
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Eine weitere Möglichkeit zur genaueren Bestimmung des Fluidzustands ergibt sich, wenn in dem Gefäßbaum und/oder an einem mit dem Gefäßbaum fluidisch kommunizierenden Gefäß ein absoluter Fluiddruckwert ermittelt wird. Beispielsweise kann es sich also um eine Blutdruckmessung handeln. Hierdurch ergibt sich der Vorteil, dass die in der 3D-Rekonstruktion nur auf relativer Basis ermittelbaren Fluidzustände in Absolutwerte umgerechnet werden können und hierdurch in Bezug auf die elastische Eigenschaften auch solche Angaben, die auf absoluten Größen beruhen, genutzt werden können.
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Liegen nun die Geometrie und die Fluidzustände vor, so kann eine Vielzahl unterschiedliche fluiddynamischer Kennwerte für den Gefäßbaum ermittelt werden. Eine Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass als der fluiddynamische Kennwert ein in dem Fluid durch eine Gefäßverengung des Gefäßbaums verursachter Druckabfall ermittelt wird. Alternativ oder zusätzlich hierzu kann ein Wert ermittelt werden, der mit einer fraktionelle Flussreserve korreliert, also diese beschreibt. Die eigentliche fraktionelle Flussreserve kann ansonsten nur durch eine invasive Druckdrahtmessung ermittelt werden.
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Die mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens erzeugte 3D-Rekonstruktion lässt sich aber in vorteilhafter Weise noch weiter nutzen. Eine Weiterbildung des Verfahrens sieht vor, dass in der 3D-Rekonstruktion eine Manipulation des Gefäßbaums simuliert wird, also beispielsweise eine Implantation eines Stents. Anhand der Simulation wird dann ein manipulationsbedingter fluiddynamischer Kennwert prädiziert, also die Veränderung des fluiddynamischen Kennwerts für einen Benutzer vorhergesagt. Hierdurch ergibt sich der Vorteil, dass beispielsweise ein Arzt eine Operation besser planen kann.
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Wie bereits ausgeführt, ist es besonders vorteilhaft, als Projektionseinheit diejenige eines C-Bogen-Röntgensystems zu nutzen, um hierdurch die hämodynamische Analyse eines Blutgefäßbaums, insbesondere von Koronagefäßen, interventional, das heißt im Rahmen einer Operation oder deren Vorbereitung, durchführen zu können. Hierzu sieht die Erfindung ein C-Bogen-Röntgensystem mit einer Projektionseinheit vor, die eine Röntgenquelle zum Durchstrahlen eines Gefäßbaums in einem Körper und einen Röntgendetektor zum Erzeugen von 2D-Projektionsdaten von 2D-Projektionen des durchstrahlten Gefäßbaums aufweist. Erfindungsgemäß ist bei dem C-Bogen-Röntgensystem eine Analyseeinrichtung zum Ermitteln zumindest eines fluiddynamischen Kennwerts auf der Grundlage der 2D-Projektionen bereitgestellt, also beispielsweise eine Prozessoreinrichtung, wie beispielsweise ein Computer, oder ein DSP (Digital Signal Processor), und das C-Bogen-Röntgensystem ist dazu ausgelegt, eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens durchzuführen.
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Im Folgenden ist ein Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben. Hierzu zeigt:
- 1 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen C-Bogen-Röntgensystems,
- 2 ein Flussdiagramm zu einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, wie es durch das C-Bogen-Röntgensystem gemäß 1 durchgeführt werden kann, und
- 3 eine Skizze zur Veranschaulichung eines Korrekturschrittes, welcher Bestandteil des Verfahrens von 2 sein kann.
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Bei dem im Folgenden erläuterten Ausführungsbeispiel handelt es sich um eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung. Bei dem Ausführungsbeispiel stellen aber die beschriebenen Komponenten der Ausführungsform jeweils einzelne, unabhängig voneinander zu betrachtende Merkmale der Erfindung dar, welche die Erfindung jeweils auch unabhängig voneinander weiterbilden und damit auch einzeln oder in einer anderen als der gezeigten Kombination als Bestandteil der Erfindung anzusehen sind. Des Weiteren ist die beschriebene Ausführungsform auch durch weitere der bereits beschriebenen Merkmale der Erfindung ergänzbar.
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1 zeigt eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen C-Bogen-Angiographiesystems oder kurz Angiographen 10, der ein C-Bogen-Röntgensystem 12, eine Analyseeinrichtung 14 und eine Anzeigeeinrichtung 16, beispielsweise einen Bildschirm, aufweisen kann. Der Angiograph 10 kann beispielsweise in einem Katheterlabor zur Untersuchung von Infarktpatienten bereitgestellt sein.
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Das C-Bogen-Röntgensystem 12 kann einen um eine Rotationsachse R rotierbar gelagerten C-Bogen 18 aufweisen, an welchem an einem Ende eine Röntgenquelle 20 und an einem gegenüberliegenden Ende ein Röntgendetektor 22, beispielsweise ein Röntgenflachdetektor, angeordnet sein kann. Die Analyseeinrichtung 14 kann beispielsweise eine Prozessoreinrichtung, wie beispielsweise ein Digitalrechner oder Computer, sein. Die Anzeigeeinrichtung 16 kann beispielsweise durch einen Bildschirm realisiert sein. Der Angiograph 10 kann z.B. auf dem bereits beschriebenen System DynaCT basieren, das erfindungsgemäß weitergebildet werden kann.
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Mittels des Angiographen 10 kann beispielsweise ein Körper eines Patienten untersucht werden. In dem gezeigten Beispiel ist zur Veranschaulichung ein Brustkorb 24 des Patienten mit einem darin befindlichen Herz 26 dargestellt. Das durchstrahlte Objekt kann aber auch dem nicht-humanen Bereich entstammen. Es können z.B. Bauteile oder Materialien oder Chemikalien durchstrahlt und dargestellt werden.
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Mit dem C-Bogen-Röntgensystem 12 kann aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen oder Projektionswinkeln jeweils eine Röntgenaufnahme durch Betreiben der Röntgenquelle 20 und Empfangen der Projektion des Brustkorbs 24 mittels des Röntgendetektors 22 gewonnen werden. Hierzu kann der C-Bogen 18 zum Bewegen der Röntgenquelle 20 entlang einer Verfahrwegs oder einer Trajektorie W und zum Ansteuern der Projektionswinkel um die Rotationsachse R in einer Rotationsbewegung 28 in einem gewünschten Winkelintervall von beispielsweise 0 Grad bis 200 Grad gedreht werden und an den passenden Winkelpositionen eine jeweilige Aufnahme des Brustkorbs 24 erzeugt werden.
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Durch jede Aufnahme erzeugt der Röntgendetektor 22 jeweilige 2D-Röntgenbilddaten von den 2D-Projektionen P1, P2, P3 (und weiteren, nicht visualisierten 2D-Projektionen), die an die Analyseeinrichtung 24 übertragen werden. Die Aufnahmen, das heißt die 2D-Projektionen P1, P2, P3 und die zu den weiteren Projektionswinkeln erzeugten Röntgenbilddaten gehören, werden durch die Analyseeinrichtung 24 zu einem 3D-Volumenmodell 30 kombiniert, welches zu einzelnen Volumenelementen des Brustkorbs 24 z.B. dessen Absorptionseigenschaft oder Dämpfungseigenschaft bezüglich der Röntgenstrahlung der Röntgenquelle 20 angibt. Eine Einheit für einen solchen Dämpfungswert ist beispielsweise HU (Hounsfield Unit).
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In dem gezeigten Beispiel soll ein Gefäßbaum 32 des Herzens 26, d.h. die Koronargefäße einer Herzseite, untersucht werden. Das Volumenmodell 30 weist eine 3D-Rekonstruktion 34 des Gefäßbaumes 32 auf. In dem Gefäßbaum 32 kann sich z.B. eine Stenose 36 befinden, zu der durch die Analyseeinrichtung anhand des Volumenmodells 30 nicht-invasiv ein hämodynamischer Kennwert FFRx ermittelt werden soll. Der Kennwert FFRx kann z.B. eine computerbasiert ermittelter FFR-Wert sein. Einem (nicht dargestellten) Benutzer des Angiographen 10 kann der Kennwert FFRx z.B. mittels der Anzeigeeinrichtung 16 angezeigt werden.
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Ein solcher FFR-korrelierter Wert FFRx wird bisher mittels Aufnahmen des Herzens 26 in der Computertomographie berechnet. Dies hat den Vorteil, dass keine Kathetermessung und auch keine Gabe von Adenosin notwendig sind. Da allerdings Computertomographen nicht im Herzkatheterlabor bereitgestellt werden können, zielt man mit dem Angiographen 10 darauf ab, Patienten bereits vor der Herzkatheteruntersuchung zu selektieren und so diese teure invasive Untersuchung für Patienten mit funktionellen, nicht relevanten Stenosen zu ersparen. Bisher muss also ein Patient zunächst in einen Computertomographen verbracht werden, um dann entscheiden zu können, ob er in das Herzkatheterlabor verlegt werden soll. Ideal wäre also ein Verfahren, welches im Herzkatheterlabor erlaubt, die Berechnung beispielsweise des Druckverhältnisses FFR oder einen anderen hämodynamischen Kennwert zu ermitteln, mittels welchem entschieden werden kann, ob die Stenose 36 einen invasiven Eingriff erfordert.
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Ein wesentliches Problem stellt die Bewegung des Herzens 24 durch den Herzschlag und die Atmung dar. Die Vielzahl von 2D-Aufnahmen oder 2D-Projektionen P1, P2, P3 stellen entsprechend das Herz 24 zu unterschiedlichen Herzphasen war. Ausgehend von den 2D-Projektionen P1, P2, P3 muss nun durch die Analyseeinrichtung eine Berechnung des FFR-äquivalenten hämodynamischen Kennwerts FFRx durchgeführt werden.
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Das Volumenmodell 30 weist bei dem Angiographen 10 einen besonders geringen Anteil an Bewegungsartefakten auf, so dass der Kennwert FFRx besonders genau bestimmt wird. Hierzu kann die Analyseeinrichtung 14 das im Folgenden anhand von 2 und 3 erläuterte Verfahren durchführen.
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Gemäß dem in 2 veranschaulichten Verfahren werden in einem Schritt S10 die 2D-Projektinen P1, P2, P3 auf der vorgegebenen Trajektorie R erzeugt.
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In dem darauffolgenden Schritt S12 wird eine bewegungskompensierte Modellrekonstruktion durchgeführt, um die beschriebene 3D-Rekonstruktion 34 des Gefäßbaumes 32 zu erhalten.
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In einem Schritt S14 erfolgt die Berechnung des Volumenflusses und/oder einer Druckänderung auf der Grundlage der 3D-Rekonstruktion 34, beispielsweise mittels einer CFD-Methode.
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Aus den hierdurch berechneten Größen kann in einem Schritt S16 die Berechnung hämodynamischer Größen wie des beschriebenen hämodynamischen Kennwerts FFRx erfolgen.
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In einem Schritt S18 kann optional eine Therapieplanung, zum Beispiel ein virtuelles Stenting, durchgeführt werden, das heißt eine Simulation SIM einer Stentimplantation.
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Das Verfahren gliedert sich in zwei Methoden, die sich in der Schätzung der Randbedingungen in Schritt S14 zur Berechnung der hämodynamischen Größen unterscheiden. Eine erste Methode A, die in 3 veranschaulicht ist, berechnet Flüsse und Drücke ausschließlich aus der Morphologie der Blutgefäße. Eine Methode B ermittelt Flüsse und Drücke unter Berücksichtigung der Myokardmasse der Herzseite des Herzens 26, die von dem Blutgefäß 32 versorgt wird. Besonders gute Resultate sind aus einer Kombination beider Methoden A, B erhältlich.
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Die in dem Schritt S10 und S12 durchgeführte Akquisition der Vielzahl von 2D-Angiographien oder 2D-Projektionen P1, P2, P3 zumindest einer Koronarie und gegebenenfalls des versorgten Myokards kann beispielsweise auf der Grundlage der bereits beschriebenen Verfahren, die in den Fachartikeln von Schwemmer et al beschrieben sind, erhalten werden.
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Die in dem Schritt S12 durchgeführte bewegungskompensierte Modellrekonstruktion nutzt die Aufnahmedaten aus dem Schritt S10 und schätzt die Herzbewegung, um in der Bildrekonstruktion des Modells 30 diese Bewegung zu kompensieren, um ein 3D-Bild der Koronararterien, das heißt die 3D-Rekonstruktion 34, zu einer vorbestimmten Herzphase zu berechnen. Herzgefäße sind dünne Strukturen, die aufgrund der direkten Kontrastierung, wie sie durch Injizieren von Kontrastmittel ausschließlich im Bereich des Gefäßbaumes 32 erreicht werden kann, sehr röntgendicht dargestellt sind. Es genügt eine Rotationsaufnahme von beispielsweise 5 Herzschlägen, um multisegmental die 3D-Struktur des Gefäßastes des Gefäßbaumes 32 zu berechnen. Hier kann beispielsweise auf zwei Verfahren zurückgegriffen werden, von denen das erste in der Druckschrift
EP 2 242 023 B1 beschrieben ist. Dieses schätzt ein 3D-Bewegungsfeld in der Zeit, das zur Bewegungskompensation verwendet werden kann. Hierbei kann es sein, dass das Volumen der Gefäße des Gefäßbaumes 32 überschätzt wird. Ein weiteres Verfahren, das zur zusätzlichen Kompensation der Atembewegung mit Vorkorrektur dient, ist aus der
DE 10 2010 022 791 A1 bekannt. Dieses Verfahren schätzt ein 2D-Bewegungsfeld in der Zeit, das zur Bewegungskompensation verwendet wird.
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Hier muss abgewogen werden, welches der beiden Verfahren verwendet werden soll. Einfache Versuche mit dem zu realisierenden Angiographen geben hier Aufschluss über die Eignung der beiden Verfahren.
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In dem Modell 30 können die Gefäße des Gefäßbaumes 32, das heißt die 3D-Rekonstruktion 34, durch ein Schwellwertverfahren segmentiert werden. Es gibt verschiedene Möglichkeiten der Schwellwertsegmentierung. Ein erster Ansatz ist ein globaler Schwellwert, der für jeden Datensatz angewendet wird. Ein automatisch festgelegter Schwellwert kann Varianzen berücksichtigen. Beispielsweise kann der Schwellwert so gesetzt werden, dass nur ein fest definierter Bruchteil des Bildes segmentiert wird, beispielsweise 0,5 % aller Voxel.
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Die Genauigkeit der Darstellung des Volumens kann bei Bedarf durch ein weiteres Verfahren erhöht werden, wie es in 3 veranschaulicht ist.
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In 3 ist veranschaulicht, wie in dem Modell 30 die 3D-Rekonstruktion 34 zunächst aufgrund von beispielsweise Bewegungsartefakten den Gefäßbaum 34 mit einem zu großen Volumen oder Durchmesser darstellt. Die verwendeten gestrichelten Linien deuten an, dass die Überschätzung des Volumens aufgrund von Bewegungsunschärfe verursacht wurde. Gemäß dem Verfahrensschritt wird der Gefäßdurchmesser nun in mindestens einem Projektionsbild, beispielsweise der 2D-Projektion P1, ausgemessen und dann die 3D-Rekonstruktion 34 zu einer 3D-Rekonstruktion 34' korrigiert. Dies kann vollautomatisch durchgeführt werden, das heißt selbsttätig durch die Analyseeinrichtung 14. Aus dem segmentierten Gefäßbaum, das heißt der 3D-Rekonstruktion 34, wird beispielsweise eine 3D-Centerline 42 berechnet. Diese 3D-Centerline 42 wird auf die Detektorbilder durch eine Vorwärtsprojektion 40 gemäß der zugehörigen Aufnahmegeometrie projiziert. In 3 ist dies für die 2D-Projektion P1 veranschaulicht. Bevorzugt werden Detektorbilder ausgesucht, die zu einer Herzphase aufgenommen wurden, die ähnlich der Herzphase des rekonstruierten 3D-Bildes 34 ist. Die vorwärts projizierte 3D-Centerline 42 ist eine wichtige Hilfe für die 2D-Segmentierung des Projektionsbildes P1. Das Projektionsbild P1 der Koronarie liegt in der Nähe der vorwärts projizierten 3D-Centerline 42. Aus der 2D-Segmentierung der Koronarie im Detektorbild P1 wird die 2D-Centerline 44 berechnet. Die 2D-Centerline 44 wird zu der vorwärts projizierten 3D-Centerline 42 durch eine Registrierung 46 registriert. Eine Zuordnung eines Punktes auf der 2D-Centerline 44 zu einem Punkt auf der 3D-Centerline 42 ist dann gegeben durch die Vorwärtsprojektion 40, die 2D-2D-Registrierung 44 im Detektorbild P1 und einer Rückprojektion 48 in das Volumenbild, das heißt das Modell 30.
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Aus der Segmentierung des 2D-Detektorbildes P1 kann der Durchmesser 50 der Koronarie gemessen werden. Aus den in wenigen 2D-Projektionsbildern P1, P2, P3 gemessenen Durchmessern 50 kann ein 3D-Modell eines Randes 52 entlang der 3D-Centerline 38 erstellt werden, also der Rand 54 im Modell 30 ermittelt werden. An einem bestimmten Punkt 56 auf der 3D-Centerline 38 kann so der Durchmesser entlang einer Profillinie 58 parallel zu einem 2D-Projektionsbild modelliert werden als der Durchmesser 50, der an der korrespondierenden Stelle der 2D-Centerlinie 44 gemessen wurde, wobei die Magnifizierung durch Strahlenaufweitung herausgerechnet werden kann. Die Profillinie 58 ergibt sich hierbei durch Rückprojizieren der Ränder 52 aus unterschiedlichen 2D-Projektionen P1, P2, P3.
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Alle besprochenen Verfahren berechnen bevorzugt eine statisches 3D-Rekonstruktion der Koronargefäße 32 zu einem optimalen Zeitpunkt mit wenig Bewegung. Das geschätzte Bewegungsfeld kann zur 4D-Animation des Gefäßbaumes 34 verwendet werden. Aufgrund der Projektionsgeometrie fehlt in dem 3D-Bewegungsfeld aus dem erstgenannten Verfahren die Komponente entlang des Projektionsstrahls. Durch eine Periodisierung der Herzbewegung und Verwendung mehrerer Projektionswinkel bei gleicher Herzphase kann diese Komponente ermittelt werden. Ebenfalls durch Periodisierung der Herzbewegung und Verwendung mehrerer Projektionswege bei gleicher Herzphase kann dem 2D-Bewegungsfeld des letztgenannten Verfahrens eine dritte Komponente hinzugefügt werden.
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Soll ein spezieller FFR-Wert zu einer definierten Phasenlage des Herzschlages ermittelt werden, wie es beispielsweise bei dem aus der Literatur bekannten Kennwert iFR der Fall sein kann, ist es besonders vorteilhaft, die Wahl des Zeitpunktes in die spezielle Herzphase zu legen. Die 4D-Animation bietet die Möglichkeit einer Bewegungsanalyse und eine Bewegungskompensation in der 2D-3D-Überlagerung mit der Fluoroskopie. Generell bietet sich damit auch die Möglichkeit, zeitabhängige Druckwerte und weitere hämodynamische Größen in angepasster Gefäßgeometrie zu berechnen.
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In dem Schritt S14 erfolgt die Berechnung des Volumenflusses und/oder einer Druckänderung.
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Gemäß der genannten Methode A erfolgt die Bestimmung der Gefäßdurchmesser am Einlass und an multiplen Auslässen des Gefäßbaumes 32 auf Grundlage der 3D-Rekonstruktion 34. In einem gesunden Gefäßabschnitt ist der Blutfluss im Gefäß proportional zur dritten Potenz des Lumendurchmessers. Kann an einem Modell der beispielsweise mittlere Durchmesser an einem gesunden Gefäßsegment gemessen oder berechnet werden, kann damit eine Abschätzung des Blutflusses gemacht werden. Gegebenenfalls muss die Korrelation zwischen Gefäß und Lumendurchmesser anhand von einfachen Experimenten angepasst werden. Es kann auch vorgesehen sein, eine mittlere, maximale und minimale Flussrate zu berechnen oder zu schätzen, um dann Toleranzintervalle bei der Berechnung des Kennwerts FFRx bereitzustellen. Hier ist es besonders vorteilhaft, eine Aufnahmemethode mit guter Ortsauflösung zu verwenden, um die Gefäßdurchmesser am Einlass und am Auslass beziehungsweise an den Auslässen so genau wie möglich zu bestimmen. Hierbei kann auf die in 3 veranschaulichte Methode zurückgegriffen werden. Zudem wird auch die Genauigkeit der Berechnung hämodynamischer Kennwerte maßgeblich von der Genauigkeit der verwendeten Beschreibung der Gefäßgeometrie bestimmt. Der Lumendurchmesser kann auch ein effektiver Durchmesser, also auf Grundlage eines einfach zu ermittelten doppelten Radius, sein, der sich bei nicht runden Gefäßdurchschnitten zum Beispiel über die Querschnittsfläche berechnen lässt. Es können auch andere Randbedingungen errechnet werden. Ein Beispiel hierfür ist die Flussgeschwindigkeit, die über den Gefäßdurchmesser und dem Puls mit dem Volumenfluss korreliert.
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In der Methode B gibt es im Unterschied zur Methode A eine Schätzung des Flusses, die auf der Rekonstruktion und Bestimmung der vom Gefäß versorgten Myokardmasse beruht. Der Einsatz verwendet eine Messung der vom Gefäß versorgten Myokardmasse. Aus der Schätzung des Perfusionsbedarfs einer typischen, gesunden Myokardmasse, wie man sie einem Lehrbuch auch für unterschiedliche Geschlechter und Altersgruppen entnehmen kann, kann der notwendige Blutfluss abgeleitet werden. Dazu notwendig können weitere Informationen, wie beispielsweise die Herzrate und eventuell der Blutdruck sein, die parallel gemessen werden können. Die Information der Myokardmasse kann aus vorhandenen Vorinformationen, beispielsweise einer zuvor erstellten CT- oder MR-Aufnahme, stammen oder ebenfalls mittels der vorhandenen oder einer weiteren Aufnahme mit angepasstem Akquisitionsprotokoll ermittelt werden. Mit anderen Worten kann beispielsweise das ebenfalls in dem Modell 30 abgebildete Herz 26 vermessen werden.
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Eine weitere verbesserte Möglichkeit bietet sich, da durch die direkte Kontrastierung der Koronargefäße, also durch das lokal begrenzte Injizieren von Kontrastmittel lediglich in dem zu untersuchenden Blutgefäß 32, auch nur das Myokardgewebe, das von dem kontrastierten Gefäßast versorgt wird, selektiv dargestellt wird. Daher ist über eine einfache Segmentierung auf der Grundlage des Modells 30 die Vermessung des versorgten Myokardteils möglich. Zusätzlich kann mit dieser Methode das Risikoprofil ermessen werden, eine Unterversorgung dargestellt oder Narbengewebe identifiziert werden. In der Regel reicht eine Bildrekonstruktion ohne Bewegungskompensation, um den Myokardbereich als sogenannten 3D-Blush darzustellen. Um Bildartefakte der stark kontrastierten Koronare, also die das Myokard umgebenden Gefäße des Gefäßbaums 32, auszublenden oder zu unterdrücken, können beispielsweise Algorithmen zur Metallartefaktreduktion (MAR) verwendet oder das Aufnahmeprotokoll verändert werden.
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Das Verfahren eignet sich vorteilhafter Weise für eine Vielzahl von Aufnahmeprotokollen. Die Bildaufnahme kann so gefahren werden, dass sowohl Koronargefäße als auch das zugehörige Myokard kontrastiert sind. Zur Vermeidung von Bildartefakten von stark kontrastierten Koronaren können auch zwei Rotationen hintereinander gefahren werden. In der ersten Rotation ist das Koronargefäß kontrastiert. Die zweite Rotation ist so abgestimmt, dass der Kontrastbolus vollständig in das Myokardgewebe gewandert ist, und die Koronargefäße kontrastmittelfrei sind. Zur Kontrastierung der Gefäße gibt es mehrere Möglichkeiten: Eine Kontrastierung kann lokale auf den einzelnen Gefäßast der Stenose beschränkt sein, mehrere Gefäßsegmente ausfüllen oder den gesamten linken oder rechten Koronarbaum erfassen. Es können auch beide Koronarbäume kontrastiert werden, entweder jeder Baum selektiv oder beide zusammen systemisch durch eine Kontrastgabe z.B. in die Aortenwurzel. Bei selektiver Gabe in die Koronarbäume können beide Bäume gleichzeitig oder zeitlich hintereinander kontrastiert werden. Eine gleichzeitige, selektive Kontrastierung ist stärker invasiv, da zwei Katheter eingeführt werden müssen, und somit zwei Punktionen notwendig sind. Bei zeitlich versetzter Kontrastierung können beide Koronarbäume und das zugehörige Myokardgewebe über Bildfusion vereinigt werden. Als eine weitere prinzipielle Option ist auch eine intravenöse Injektion denkbar.
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In dem Schritt S16 kann für die Berechnung der hämodynamischen Kennwerte, wie des Kennwerts FFRx, eine Vielzahl aus dem Stand der Technik bekannten Methoden verwendet werden. Die Erfindung ist hier also besonders flexibel. Bevorzugte hämodynamische Parameter sind dabei beispielhaft der lokale Blutfluss, Flussgeschwindigkeiten, die Flussrate, Drücke und Druckunterschiede, aber auch abgeleitete Größen, wie mit der im FFR-Wert korrelierte Kennwerte FFRx. Zur Berechnung von FFRx sind besonders die Drücke distal und proximal zur Stenose 36 geeignet. Die Berechnung der Drücke distal und proximal der Stenose 36 oder im gesamten Gefäßsegment des Gefäßbaumes 32 erfolgen mittels bekannter Simulationstechniken. Die Simulation kann dabei an einem vollen Modell erfolgen, aber auch mittels reduzierter Modelle, die lediglich den Gefäßbaum nulldimensional, eindimensional oder zweidimensional repräsentieren oder an Kombinationen von Ansätzen. Besonders vorteilhaft ist eine Behandlung von Randbedingungen mittels 0D- und 1D-Modellen, die das strömungstechnische Verhalten am Einfluss oder Ausfluss beispielsweise als zeitliche Kenngrößen abbilden. Die Ergebnisse werden dann als Randbedingungen in der eigentlichen zwei- oder dreidimensionalen Berechnung im relevanten Bereich des Gefäßes mit Stenose 36 angewendet. Auch eine iterative Berechnung und Anpassung an die gegebenen oder berechneten oder geschätzten Randbedingungen ist möglich.
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Zur Berechnung des Kennwerts FFRx ist auch eine Anpassung der Drücke an den systemischen Blutdruck des Patienten vorteilhaft. Die Berechnung des distalen und proximalen Druckes über die Stenose 36 liefert zunächst nur den notwendigen Druckunterschied, der notwendig ist, den vorgegebenen Blutfluss zu ermöglichen. Hier kann zur Ermittlung eines absoluten Blutdruckwerts beispielsweise eine Druckmanschette am Oberarm benutzt werden. Besonders vorteilhaft ist jedoch, wenn der Patient im Herzkatheterlabor liegt, den Blutdruck mittels einer invasiven Druckmessung zum Beispiel in der Aorta zu ermitteln.
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In einem weiteren Schritt kann eine Berechnung des Kennwerts FFRx durchgeführt werden, wie er einer realen FFR-Messung entsprechen würde, das heißt eine Korrektur wird durchgeführt, da sich der Patient bei der Akquisition in Ruhe befindet und nicht im für die FFR-Messung geforderten Zustand der Hyperämie, wie es durch Gabe von Adenosin erreicht werden kann. Es kann auch vorgesehen sein, dass alle Daten oder nur ein Teil auch unter Hyperämie gewonnen werden. Dann kann dies auch in der Berechnung des Kennwerts FFRx berücksichtigt werden.
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Der Schritt S18 stellt eine optionale Therapieplanung bereit. Die hochgenaue Rekonstruktion der Geometrie des Gefäßbaumes 32 kann auch für weitere Planungsschritte verwendet werden. Dazu gehört zum Beispiel die Implantation eines virtuellen Stents. Der Anwender kann damit die Platzierung des Implantates visuell angezeigt bekommen, es können aber auch die veränderten hämodynamischen Größen nach Implantation berechnet werden. Interessant ist hier die Berechnung der Wand-ScherKräfte, die einen möglichen Hinweis auf zukünftige Erkrankung liefern können und sich zum Beispiel nach Stentimplantation verändert haben können. Hier kann die Verwendung der 4D-Rekonstruktion verbesserte Ergebnisqualität liefern.
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Mit dem beschriebenen Verfahren und den beschriebenen Algorithmen ist es möglich, einen dem FFR-korrelierten hämodynamischen Kennwert FFRx zu berechnen, der im Vergleich zu anderen Ansätzen direkt im Herzkatheterlabor zur Verfügung steht und aufgrund der Integration der speziell entwickelten, bewegungskompensierten Modellrekonstruktion eine wesentlich verbesserte Genauigkeit bringt.
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In Kombination mit den aufgezeigten Akquisitions- und Injektionsprotokollen ist eine einfache Integration in den klinischen Arbeitsablauf möglich, und es können weitere Verbesserungen in der Genauigkeit erreicht werden. Weitere Vorteile gegenüber einer CT-basierten Methode sind der wesentlich geringere Bedarf an Kontrastmittel bei gleichzeitig wesentlich höherer Kontrastierung der Gefäße.
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Insgesamt zeigt das Beispiel, wie durch die Erfindung wie eine virtuelle FFR-Messung auf der Grundlage von bewegungskompensierten DynaCT-Bildern gewonnen werden kann.
