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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Berechnung von Perfusionsdaten, wie beispielsweise Blutvolumen oder Blutfluss, aus 2-D-Angiographiedaten bzw. DSA-Sequenzen.
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Die Blutversorgung kann unter anderem durch Stenosen in Blutgefäßen beeinträchtigt werden. Diese können entweder medikamentös oder durch eine Angioplastie – mit oder ohne Stent – behandelt oder alternativ durch einen Bypass, beispielsweise von Koronarien, umgangen werden.
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Der Erfolg dieser Behandlungen wird üblicherweise am Durchmesser des Gefäßes sowohl vor als auch nach einer Behandlung festgemacht bzw. nach der subjektiv optischen Verteilung des Kontrastmittels in einer Gefäßaufnahme beispielsweise mittels DSA (Digitale Subtraktions-Angiographie) bestimmt. Insbesondere aber die medikamentöse Behandlung hat keinen Einfluss auf den Gefäßdurchmesser. Bei Perfusionsdefiziten, die durch Spasmen hervorgerufen werden, ist es aber schon so, dass die Gabe von Medikamenten (z. B. Nimodipin) zu einer Aufweitung des Gefäßes führt.
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Ein derartiges Röntgensystem, mit dem derartige DSA-Sequenzen erstellt werden können, ist beispielsweise in der 1 dargestellt, die ein monoplanes Röntgensystem mit einem von einem Ständer 1 in Form eines sechsachsigen Industrie- oder Knickarmroboters gehaltenen C-Bogen 2 zeigt, an dessen Enden eine Röntgenstrahlungsquelle, beispielsweise ein Röntgenstrahler 3 mit Röntgenröhre und Kollimator, und ein Röntgenbilddetektor 4 als Bildaufnahmeeinheit angebracht sind.
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Mittels des beispielsweise aus der
US 7,500,784 B2 bekannten Knickarmroboters, welcher bevorzugt sechs Drehachsen und damit sechs Freiheitsgrade aufweist, kann der C-Bogen
2 beliebig räumlich verstellt werden, zum Beispiel indem er um ein Drehzentrum zwischen dem Röntgenstrahler
3 und dem Röntgenbilddetektor
4 gedreht wird. Das erfindungsgemäße angiographische Röntgensystem
1 bis
4 ist insbesondere um Drehzentren und Drehachsen in der C-Bogen-Ebene des Röntgenbilddetektors
4 drehbar, bevorzugt um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 und um den Mittelpunkt des Röntgenbilddetektors
4 schneidende Drehachsen.
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Der bekannte Knickarmroboter weist ein Grundgestell auf, welches beispielsweise auf einem Boden fest montiert ist. Daran ist drehbar um eine erste Drehachse ein Karussell befestigt. Am Karussell ist schwenkbar um eine zweite Drehachse eine Roboterschwinge angebracht, an der drehbar um eine dritte Drehachse ein Roboterarm befestigt ist. Am Ende des Roboterarms ist drehbar um eine vierte Drehachse eine Roboterhand angebracht. Die Roboterhand weist ein Befestigungselement für den C-Bogen 2 auf, welches um eine fünfte Drehachse schwenkbar und um eine senkrecht dazu verlaufende sechste Rotationsachse rotierbar ist.
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Die Realisierung der Röntgendiagnostikeinrichtung ist nicht auf den Industrieroboter angewiesen. Es können auch übliche C-Bogen-Geräte mit einer normalen decken- oder bodenmontierten Halterung für den C-Bogen 2 Verwendung finden. Anstelle des beispielsweise dargestellten C-Bogen 2 kann das angiographische Röntgensystem auch getrennte decken- und/oder bodenmontierte Halterungen für den Röntgenstrahler 3 und den Röntgenbilddetektor 4 aufweisen, die beispielsweise elektronisch starr gekoppelt sind.
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Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (a-Si) erstellt ist. Es können aber auch integrierende und eventuell zählende CMOS-Detektoren Anwendung finden.
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Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich auf einer Tischplatte 5 eines Patientenlagerungstisches ein zu untersuchender Patient 6 als Untersuchungsobjekt. An der Röntgendiagnostikeinrichtung ist eine Systemsteuerungseinheit 7 mit einem Bildsystem 8 angeschlossen, das die Bildsignale des Röntgenbilddetektors 4 empfängt und verarbeitet (Bedienelemente sind beispielsweise nicht dargestellt). Die Röntgenbilder können dann auf Displays einer Monitorampel 9 betrachtet werden.
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Zahlreiche diagnostische und therapeutische Anwendungen benötigen Informationen hinsichtlich der Gewebeperfusion. Unter diesem Sammelbegriff versteht man quantitative Informationen in Bezug auf die Durchblutung von Geweberegionen, wie beispielsweise Tumoren im Umfeld der Onkologie oder infarktgefährdeter Hirnareale im Bereich der Neurologie. Zentrale Perfusionsparameter umfassen das Blutvolumen (statisch, typischerweise angegeben in ml/100 g) und den Blutfluss (dynamisch, typischerweise angegeben in ml/100 g/min).
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Perfusionsmessungen sind etablierte Verfahren in der Computertomographie (CT), in der Magnetresonanztomographie (MRT) und in der Nuklearmedizin. Auch die Ultraschalltechnologie lässt eingeschränkt Aussagen in Bezug auf Perfusionen zu.
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Bislang existiert jedoch noch kein praktischer Ansatz, Perfusionsdaten wie Blutvolumen und Blutfluss aus 2-D-Angiographiedaten oder DSA-Sequenzen zu extrahieren.
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Theoretische Vorarbeiten sind in
"Estimating perfusion using X-ray angiography" von Hrvoje Bogunovic und Sven Loncaric [1] beschrieben. Jedoch weist dieser in Bogunovic et al. [1] beschriebene Ansatz den Nachteil auf, dass die Perfusionsmessungen von dem Injektionsprofil des Kontrastmittelbolus abhängen. Außerdem liefert der Ansatz gemäß Bogunovic et al. [1] lediglich qualitative Aussagen, da Proportionalitätskonstanten ignoriert werden.
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In der Computertomographie, die ein bildgebendes Verfahren in 3-D darstellt, existieren diverse physikalische Modelle und Ansätze, die als Grundlage für die Berechnung von CT-Perfusionsdaten dienen und teilweise auch bereits als Produkt verfügbar sind. Diese Modelle dienen als Ausgangspunkt für vorliegende Ansätze, die auf 2-D-Bildserien basieren.
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Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Verfahren der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass auf einfache Weise relative Perfusionsdaten bzgl. Blutvolumen und Blutfluss aus 2-D-Angiographiedaten bzw. aus 2-D-DSA-Sequenzen extrahierbar sind.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausbildungen sind in den abhängigen Patentansprüchen angegeben.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch folgende Schritte gelöst:
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S1) Aufnahme wenigstens einer Angiographieszene unter bestimmten Akquisitionsparametern zur Erzeugung der 2-D-Angiographiedaten oder DSA-Sequenzen unter Kontrastmittelzugabe mit einer Vielzahl einzelner Angiographiebilder,
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S2) Definierung eines zu Vergleichszwecken geeigneten interessierenden Bereichs,
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S3) Berechnung der durch den interessierenden Bereich definierten Volumensegmente,
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S4) Bestimmung der Zeit/Kontrast-Kurve in den Volumensegmenten,
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S5) Ermittlung von Perfusionsdaten zur Berechnung der relativen Perfusionsdaten,
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S6) Vergleich der Perfusionsdaten,
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S7) Berechnung der relativen Perfusionsdaten und
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S8) Wiedergabe der berechneten relativen Perfusionsdaten.
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Die Erfindung betrifft also ein Verfahren zur Bestimmung relativer Perfusionsdaten wie beispielsweise Blutvolumen und Blutfluss. Der Begriff ”relativ” bezieht sich darauf, dass die mittels der erfindungsgemäßen Verfahrensschritte errechneten Perfusionsdaten (Blutvolumen und Blutfluss) nicht in absoluten physikalischen Größen angegeben werden, sondern lediglich Verhältnisse (links/rechts oder vorher/nachher (vor/nach der Behandlung)) bereitgestellt werden.
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Durch die Definierung eines zu Vergleichszwecken geeigneten interessierenden Bereichs lassen sich Aussagen über das zu jeweiligen Zeitpunkten gehörige Massenverhältnis des Kontrastmittels (und damit des Blutes, falls eine ideale Mischung von Blut und Kontrastmittel vorausgesetzt wird) innerhalb der durch den interessierenden Bereich definierten Volumensegmente treffen, so dass das relative Blutvolumen und/oder der relative Blutfluss errechnet werden können.
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Hat man jedoch absolute Perfusionsdaten beispielsweise aus vorhergehenden CT-Perfusionsuntersuchungen (CTP-Untersuchungen) vorliegen, so kann man aus den relativen Perfusionsdaten wieder Approximationen für absolute Perfusionsdaten ableiten.
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Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn eine Angulation des Angiographiesystems gewählt wird, die möglichst wenige störende Überlagerungen der zu untersuchenden Geweberegion durch räumlich davor oder dahinter liegende Blutgefäße aufweist. Je mehr derartige Überlagerungen auftreten, desto ungenauer wird die Abschätzung der relativen Perfusionsparameter.
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Erfindungsgemäß können die Perfusionsdaten gemäß Schritt S5) das Blutvolumen und/oder der Blutfluss sein.
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In vorteilhafter Weise kann der Vergleich gemäß Schritt S6) zu zwei Zeitpunkten im Vorher/nachher-Vergleich und/oder an zwei Orten im Links/rechts-Vergleich erfolgen.
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Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn zum Vergleich gemäß Schritt S6) das Verhältnis von Steigungen, Intensitäten, Flächen zu einem bestimmten Zeitpunkt und/oder der Maxima der Intensitäten der Zeit/Kontrast-Kurven gebildet wird.
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Erfindungsgemäß können Änderungen von Belichtungsparametern aufgrund von Regelungen einer Systemsteuerungseinheit aus den Bildsequenzen mittels eines Bildsystems herausgerechnet werden. Diese Änderungen von Belichtungsparametern können beispielsweise aus einer automatischen Dosisregelung des Angiographiesystems resultieren.
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In vorteilhafter Weise können bei der Definierung eines interessierenden Bereichs (ROI) gemäß Schritt S2) zum Zwecke eines Vorher/nachher-Vergleichs zum jeweiligen Zeitpunkt die Akquisitionsparameter beispielsweise im Falle von Tumorembolisationen konstant gehalten werden, wobei die konstant gehaltenen Akquisitionsparameter erfindungsgemäß die Angulation des C-Bogens, der verwendete Zoom-Faktor und das Injektionsprotokoll sein können.
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Erfindungsgemäß kann bei der Definierung eines interessierenden Bereichs gemäß Schritt S2) zum Zwecke von Links/rechts-Vergleichen ein Injektionsprotokoll gewählt werden, welches keine Körperhälfte per se bevorzugt. Typischerweise ist ein stationärer Zustand für die Bestimmung des Blutvolumens in einer Geweberegion erforderlich.
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Der Links/rechts-Vergleich kann erfindungsgemäß im Gehirn oder bei paarigen Organen, wie beispielsweise den Nieren, erfolgen.
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Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn bei Vorlage von absoluten Perfusionsdaten aus vorhergehenden CT-Perfusionsuntersuchungen aus den relativen Perfusionsdaten wieder Approximationen für absolute Perfusionsdaten abgeleitet werden.
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Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
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1 eine bekannte Biplan-C-Bogen-Röntgenanlage für die Neuroradiologie,
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2 einen 3-D-Bereich, der durch eine gewählte interessierende 2-D-Region implizit definiert wird,
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3 eine erste Zeit/Kontrast-Kurve vor der Behandlung,
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4 eine zweite Zeit/Kontrast-Kurve nach der Behandlung,
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5 eine erste vereinfachte Zeit/Kontrast-Kurve,
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6 eine zweite vereinfachte Zeit/Kontrast-Kurve,
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7 eine erste Zeit/Kontrast-Kurve vor der Behandlung,
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8 eine zweite Zeit/Kontrast-Kurve nach der Behandlung,
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9 ein vereinfachtes Modell einer ersten Zeit/Kontrast-Kurve und
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10 ein vereinfachtes Modell einer zweiten Zeit/Kontrast-Kurve.
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Vorausgehend sind erst folgende Begriffe zu klären:
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• Region of Interest (ROI):
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Die Erfindung basiert auf der geeigneten Definition von interessierenden Bereichen (Regions of Interest – ROIs), wie dies anhand der 2 kurz erläutert wird. In einem 2-D-Röntgen- oder Angiographiebild 11 mit beispielsweise Blutgefäßen 12 versteht man ganz allgemein unter einer ROI einen benutzerdefinierten Ausschnitt des Angiographiebildes 11. Infolge der vorausgehenden Subtraktion des Maskenbilds im Falle von DSA-Sequenzen ist die Summe der Grauwerte aller innerhalb der ROI liegenden Pixel in jedem Einzelbild der Sequenz direkt proportional zur Masse des Kontrastmittels, das sich in dem durch die ROI definierten 3-D-Volumensegment VROI befindet.
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Da sich in einem 2-D-Röntgenbild 11 ja keinerlei Tiefeninformationen befinden, erfassen vorliegende Ansätze daher stets das durch die in 2-D definierte ROI ”ausgeschnittene” 3-D-Volumensegment VROI, das sich über die gesamte Objekttiefe erstreckt.
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Wichtig für die Anwendung der hier vorgeschlagenen Ansätze ist, dass eine Angulation des Angiographiesystems gewählt wird, die möglichst wenige störende Überlagerungen der zu untersuchenden Geweberegion durch räumlich davor oder dahinter liegende Blutgefäße 12 aufweist. Je mehr derartige Überlagerungen auftreten, desto ungenauer wird die Abschätzung der relativen Perfusionsparameter.
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• Relatives Blutvolumen aus 2-D-Angiographiedaten:
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Definiert man geeignete ROIs – entweder zum Zwecke von Vorher/nachher-Vergleichen (z. B. im Falle von Tumorembolisationen) oder zum Zwecke von Links/rechts-Vergleichen entweder im Gehirn oder bei paarigen Organen, wie beispielsweise den Nieren –, so kann man Aussagen über das zum jeweiligen Zeitpunkt (bei Links/rechts-Vergleichen) oder zu den jeweiligen zwei Zeitpunkten (bei Vorher/nachher-Vergleichen) gehörige Massenverhältnis des Kontrastmittels (und damit des Blutes, falls eine ideale Mischung von Blut und Kontrastmittel vorausgesetzt wird) innerhalb der durch die ROIs definierten Volumensegmente VROI errechnen.
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Sinnvolle Bestimmungen des relativen Blutvolumens erfordern dabei natürlich, dass im Falle von Vorher/nachher-Vergleichen die Akquisitionsparameter, wie beispielsweise insbesondere die Angulation des C-Bogens und der verwendete Zoom-Faktor, und das Injektionsprotokoll konstant bleiben. Etwaige Änderungen der Belichtungsparameter, die aus der automatischen Dosisregelung des Angiographiesystems resultieren, müssen aus den Bildsequenzen entsprechend herausgerechnet werden, um einen sinnvollen Vergleich zu ermöglichen. Im Falle von Links/rechts-Vergleichen ist natürlich ebenfalls ein sinnvolles Injektionsprotokoll zu wählen, welches keine Körperhälfte per se bevorzugt. Typischerweise ist ein stationärer Zustand für die Bestimmung des Blutvolumens in einer Geweberegion erforderlich.
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Der Theorie zufolge (siehe Gleichung (5) in
Konstas et al. [2]) kann man das Blutvolumen V in einem Volumensegment allerdings auch aus dynamischen Daten wie folgt berechnen:
C
tissue(t) bezeichnet die mittlere Kontrastmittelkonzentration in der betrachteten Geweberegion, C
artery (t) bezeichnet die Summe der mittleren Kontrastmittelkonzentrationen in den zuführenden Arterien. Die obere Integrationsgrenze T ist hierbei geeignet zu wählen, so dass der transportierte Kontrastmittelbolus vollständig erfasst werden kann. Jedoch sollte die Integration nur die Zeit einschließen, in der der Kontrastmittelbolus einen erstmaligen Durchfluss durch das Gewebe (”first pass”) unternimmt, damit Verfälschungen der Werte durch Rezirkulation des Bolus vermieden werden.
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Bei Vorher/nachher-Vergleichen mit konstantem Injektionsprotokoll und konstanten Akquisitionsparametern sowie bei Links/rechts-Vergleichen mit geeignet gewähltem Injektionsprotokoll darf man vereinfachend annehmen, dass der arterielle Input links und rechts bzw. vorher und nachher übereinstimmt, so dass man im Falle von Vorher/nachher-Vergleichen den Zusammenhang
und im Falle von Links/rechts-Vergleichen den analogen Zusammenhang
erhält. Zu beachten ist, dass eine Änderung des Blutflusses (angegeben in ml/100 g/min) im Falle von Vorher/nachher-Vergleichen bzw. ein unterschiedlicher Blutfluss links/rechts im Falle von Links/rechts-Vergleichen keine Rolle spielt, da der Fluss bereits im Zuge der Herleitung von Gleichung (1) eliminiert wurde. Die Gleichung (1) enthält nur noch die zeitabhängigen Kontrastmittelkonzentrationen.
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Unter Berücksichtigung, dass die Konzentration des Kontrastmittels proportional zur Masse des Kontrastmittels ist (Konzentration = Masse/Volumen), und unter der Annahme, dass die betrachteten Volumensegmente mit zumindest annähernd gleicher Größe (sowohl bei Vorher/nachher- als auch bei Links/rechts-Vergleichen) vorliegen, so entfallen die Proportionalitätskonstanten (1/Volumen) in den obigen Formeln, und man kann die entsprechenden relativen Blutvolumen mittels der Kontrastmittelmassen ausdrücken. Wie bereits weiter oben erwähnt sind die Kontrastmittelmassen wiederum proportional zu den Summen der Grauwerte aller innerhalb der ROIs liegenden Pixel (in jedem Einzelbild der Sequenz).
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Demzufolge können die relativen Blutvolumen wie folgt bestimmt werden:
und analog dazu
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In den beiden vorhergehenden Formeln stehen also jeweils im Zähler und im Nenner die zeitlichen Integrale über die ROI-spezifischen Zeit/Kontrast-Kurven.
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Anhand der 3 bis 6 wird der allgemeine Fall der Berechnung der relativen Blutvolumenänderung näher erläutert. Zur erfindungsgemäßen Bestimmung relativer Perfusionsdaten ist eine Vorrichtung 10 zur Perfusionsmessung in der Systemsteuerungseinheit 7 vorgesehen, wie sie in 1 gezeigt ist. Diese bewirkt als Ausgabe der errechneten Perfusionsdaten auch eine Einblendung beispielsweise als für die ROI charakteristischen Zahlenwert in das Bild auf einem Display der Monitorampel 9.
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Die 3 zeigt eine erste Zeit/Kontrast-Kurve 13 I/t vor der Behandlung und die 4 eine zweite Zeit/Kontrast-Kurve 14 I/t nach der Behandlung. Die Fläche AUC (area under the curve) unter den Gesamtkurven 13 und 14 bilden die zeitlichen Integrale. Deren Verhältnis gibt eine relative Blutvolumenänderung wieder. Zur Berechnung der relativen Blutvolumenänderung können nun die Flächen unter den Gesamtkurven 13 und 14 ins Verhältnis AUCnachher/AUCvorher gesetzt werden.
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Vereinfachend kann man hier auf die Berechnung der Integrale gemäß den anhand der 3 und 4 erläuterten Beispielen verzichten und stattdessen jeweils das Maximum der zugehörigen Zeit/Kontrast-Kurve verwenden, wie dies anhand der 5 und 6 gezeigt wird (siehe dazu auch in Konstas et al. [2]). Diese Vereinfachung beruht auf der Annahme, dass es plateauförmige Maxima der Zeit/Kontrast-Kurven gibt, bei denen ein gesättigter Zustand der Kontrastmittelkonzentration angenommen werden kann. Der Vorteil dieser Vereinfachung besteht darin, dass man nicht über einen längeren Zeitraum integrieren muss und so Überlagerungseffekte durch den Kontrastmittelfluss in drainierenden Venen, die ja ebenfalls im Projektionsbild sichtbar sein könnten, vermeidet. Jedoch erfordert diese vereinfachende Abschätzung des relativen Blutvolumens die Gabe einer größeren Kontrastmittelmenge, um den stationären Zustand zu erreichen, was nicht immer erwünscht oder machbar ist.
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Erfindungsgemäß lässt sich nun die Berechnung dadurch vereinfachen, dass, wie in den 5 und 6 dargestellt, die Steigungen 15 und die Maxima 16 der ersten vereinfachten Zeit/Kontrast-Kurve vor der Behandlung und der zweiten vereinfachten Zeit/Kontrast-Kurve nach der Behandlung als Geraden angenommen werden. Dann lassen sich auf einfache Weise die maximale Intensität 17 Imax,v vor der Behandlung und die maximale Intensität 18 Imax,n nach der Behandlung ermitteln.
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Zur Berechnung der vereinfachten relativen Blutvolumenänderung werden nun die beiden maximalen Intensitäten ins Verhältnis Imax,nachher/Imax,vorher gesetzt.
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Beispiel:
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Im Falle einer Tumorembolisation kann man in den beiden DSA-Sequenzen (vor und nach der Behandlung (vorher/nachher)) den Tumor jeweils mittels einer ROI charakterisieren und dann das Verhältnis der zeitlichen Integrale über die beiden Zeit/Kontrast-Kurven bestimmen. Deren Quotient repräsentiert gemäß obiger Betrachtung das Verhältnis der Blutvolumen vor und nach der Intervention. Idealerweise sammelt sich nach der Embolisation keinerlei Kontrastmittel mehr im Tumor an, so dass das Verhältnis Vnachher/Vvorher ~ 0 resultiert. Wie bereits erwähnt, ist für eine derartige Betrachtung eine geeignete Angulation zu wählen, so dass keine großen Blutgefäße durch das mittels der ROI definierte Volumensegment verlaufen, da diese das Ergebnis verfälschen würden.
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Relativer Blutfluss aus 2-D-Angiographiedaten:
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Vergleichbar zur Bestimmung des relativen Blutvolumens kann eine Bestimmung des relativen Blutflusses erfolgen. Hier kann die sogenannte ”maximum slope method” verwendet werden, siehe Gleichung (10) in
Konstas et al. [2]. Trotz vereinfachender Annahmen kommt dieses Verfahren auch in der CT zur Messung des Blutflusses zum Einsatz. Diese Methode liefert eine einfache Rechenvorschrift zur Bestimmung des als über die Zeit konstant angenommenen Flusses F:
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Hier bezeichnet m(t) die zum Zeitpunkt t im betrachteten Gewebevolumen befindliche Masse an Kontrastmittel und Cartery(t) bezeichnet die Kontrastmittelkonzentration zum Zeitpunkt t in der zuführenden Arterie. Der Einfachheit halber wird angenommen, dass im Betrachtungszeitraum kein venöser Abfluss erfolgt, und dass genau eine Arterie das betrachtete Gewebevolumen versorgt. Der Fluss F kann gemäß diesem Zusammenhang also bestimmt werden, indem man den maximalen Anstieg der Kontrastmittelmasse im Gewebe durch die maximale Kontrastmittelkonzentration in der zuführenden Arterie dividiert.
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Anhand der 7 und 8 wird der allgemeine Fall der Berechnung der relativen Blutflussänderung näher erläutert. Die 7 zeigt dabei eine erste Zeit/Kontrast-Kurve 19 vor der Behandlung. An den aufsteigenden Ast dieser ersten Zeit/Kontrast-Kurve 19 ist eine erste maximale Steigung 20 angelegt. In der 8 ist eine zweite Zeit/Kontrast-Kurve 21 nach der Behandlung dargestellt, an deren aufsteigendem Ast eine zweite maximale Steigung 22 angelegt ist.
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Wie auch im Falle der Bestimmung des relativen Blutvolumens aus 2-D-Angiographiedaten sind bei geeigneter Angulation des C-Bogens geeignete ROIs in 2-D zu definieren, welche dann wieder 3-D-Volumensegmente charakterisieren, die sich über die gesamte Objekttiefe erstrecken. Unter der Annahme, dass der arterielle Zufluss links/rechts bzw. vorher/nachher gleich ist, kann man den relativen Blutfluss im Falle von Links/rechts-Vergleichen wie folgt gemäß der Formel
und im Falle von Vorher/nachher-Vergleichen gemäß der Formel
approximieren.
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Das bedeutet, dass – infolge der direkten Proportionalität von Kontrastmittelmasse und der Abschwächung entlang der Röntgenstrahlen – die Quotienten aus den maximalen Steigungen 20 und 22 der Zeit/Kontrast-Kurven 19 und 21 gebildet werden müssen, um die entsprechenden Abschätzungen des relativen Blutflusses zu erhalten.
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Der ”Trick” besteht also wie schon bei der Bestimmung der relativen Blutvolumen darin, die relativen Flüsse (links/rechts bzw. nachher/vorher) zu bestimmen, da dann die Proportionalitätskonstanten, die man infolge der fehlenden Tiefeninformation nicht kennt, bei der Quotientenbildung entfallen.
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Anhand der 9 und 10 wird nachfolgend der vereinfachte Fall der Berechnung der relativen Blutflussänderung näher erläutert. Anstelle der maximalen Steigungen 20 und 22, die anhand der 7 und 8 erläutert wurden, können auch alternative Parameter zur Blutflussbestimmung gewählt werden, wenn man vereinfachend ein bestimmtes Modell der Zeit/Kontrast-Kurven I/t annimmt.
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In diesem vereinfachten Modell wird ein linearer Anstieg einer ersten Zeit/Kontrast-Kurve 23 bis zum Erreichen der Sättigung vorausgesetzt, wie dies die 9 und 10 offenbaren. Es ist einfach zu zeigen, dass die Steigung 24 der ersten vereinfachten Zeit/Kontrast-Kurve 23 in dieser Anstiegsphase proportional zu zwei anderen Parametern ist. Der erste Parameter ist der Intensitätswert I'v zu einem Zeitpunkt t', der so gewählt sein muss, dass er vor dem Erreichen der maximalen Kontrastierung liegt. Der zweite Parameter ist das erste Integral 25 (area under the curve, AUC) der ersten Zeit/Kontrast-Kurve 23 bis zum Zeitpunkt t'.
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Das Gleiche gilt auch für den in 10 dargestellten nachher-Fall, bei dem ebenfalls ein linearer Anstieg einer zweiten vereinfachten Zeit/Kontrast-Kurve 26 bis zum Erreichen der Sättigung vorausgesetzt wird. Auch hier gilt, dass die Steigung 27 der zweiten vereinfachten Zeit/Kontrast-Kurve 26 in dieser Anstiegsphase proportional zu dem Intensitätswert I'n zu dem Zeitpunkt t' ist. Als zweiter Parameter kann auch hier wieder das zweite Integral 28 der zweiten vereinfachten Zeit/Kontrast-Kurve 26 bis zum Zeitpunkt t' herangezogen werden.
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Da diese beiden Parameter proportional zur maximalen Steigung sind, können sie ebenfalls zur relativen Flussberechnung durch Quotientenbildung der Werte vor und nach einer Behandlung (bzw. natürlich auch bezogen auf einen Links/rechts Vergleich) verwendet werden.
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Es lässt sich also vereinfachend die relative Blutflussänderung folgendermaßen berechnen: I'nachher/I'vorher = AUCnachher/AUCvorher ≈ mnachher/mvorher wobei m die maximale Steigung und AUC die Fläche unter der Zeit/Kontrast-Kurve I/t sind.
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Zu beachten ist, dass diese vereinfachende Annahme eines linearen Anstiegs und die damit verbundene vereinfachte Abschätzung des relativen Blutflusses nichts zu tun hat mit der oben erläuterten Annahme eines stationären Zustands, welcher zu einer vereinfachten Abschätzung des relativen Blutvolumens führt.
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Die Erfindung betrifft ein bildgebendes Verfahren zur Berechnung und Herleitung relativer Perfusionsdaten, wie beispielsweise Blutvolumen oder Blutfluss, aus 2-D-Angiographiedaten, beispielsweise 2-D-DSA-Sequenzen. Zur Klarstellung: Per se sind diese Perfusionsdaten absolute Größen (z. B. wenn von CT-Perfusion die Rede ist). Im Falle einer 2-D-Bildserie muss diese Einschränkung auf relative Perfusionsdaten erfolgen, da keinerlei Tiefeninformation vorliegt. Dadurch, dass die Forderung nach absoluten Daten aufgegeben und per Quotientenbildung relative Daten betrachtet werden, kann auf die Tiefeninformation verzichtet werden, die ja in den 2-D-Bildsequenzen nicht enthalten ist. Genauer gesagt wird dadurch auf die Kenntnis der Proportionalitätskonstante verzichtet, welche die Masse des Kontrastmittels entlang eines Röntgenstrahls mit der Konzentration des Kontrastmittels entlang dieses Röntgenstrahls in Beziehung setzt.
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Referenzen:
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- [1] Hrvoje Bogunovic und Sven Loncaric Estimating perfusion using X-ray angiography, Proc. IEEE ISPA, 2005, Seiten 147 bis 150
- [2] Konstas A. A., Goldmakher G. V., Lee T.-Y. & Lev M. H. Theoretic Basis and Technical Implementations of CT Perfusion in Acute Ischemic Stroke, Part 1: Theoretic Basis, AJNR Am J Neuroradiol 30, 2009, Seiten 662 bis 668
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- ”Estimating perfusion using X-ray angiography” von Hrvoje Bogunovic und Sven Loncaric [0013]
- Konstas et al. [0055]
- Konstas et al. [0062]
- Konstas et al. [0066]
erhält. Zu beachten ist, dass eine Änderung des Blutflusses (angegeben in ml/100 g/min) im Falle von Vorher/nachher-Vergleichen bzw. ein unterschiedlicher Blutfluss links/rechts im Falle von Links/rechts-Vergleichen keine Rolle spielt, da der Fluss bereits im Zuge der Herleitung von Gleichung (1) eliminiert wurde. Die Gleichung (1) enthält nur noch die zeitabhängigen Kontrastmittelkonzentrationen.
approximieren.