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Die Erfindung betrifft ein Verfahren
und ein System zur Verarbeitung von medizinischen Bilddaten zur
Unterstützung
der Feststellung und Diagnose einer Krankheit und mehr im Einzelnen
ein Verfahren und ein System zum Feststellen einer Lungenerkrankung
in medizinischen Bildern, die mit einem Röntgen-Computertomographie-System
(CT) erhalten wurden.
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Ein Röntgen-Brustradiographiesystem
ist das häufig
benutzte Diagnosewerkzeug zum Zwecke der Feststellung von Lungenerkrankungen
bei Menschen. Lungenerkrankungen, wie Bronchitis, Emphysem und Lungenkrebs
können
auch in Brustradiographien und durch CT festgestellt werden. CT-System liefern
aber in der Regel über
80 getrennte Bilder bei einem einzigen CT-Scan, womit sie dem Radiologen eine
erhebliche Menge Information zur Verwendung bei der Auswertung der
Bilder und der Feststellung verdächtiger
Bereiche liefern, die eine Erkrankung anzeigen können.
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Als verdächtige Bereiche sind solche
Bereiche definiert, bei denen ein geübter Radiologe eine Nachprüfung durch
anschließende
diagnostische Bildgebung, Biopsie, funktionelle Lungenprüfung oder
andere Verfahren empfehlen würde.
Die von einem einzigen CT-Scan gelieferte beträchtliche Datenmenge beinhaltet
für Radiologen
einen zeitaufwendigen Vorgang. Die übliche Lungenkrebsdurchleuchtung
erfordert in der Regel eine persönliche
Interpretation von 80 oder mehr Bildern durch den Radiologen. Die
auftretende Ermüdung
ist deshalb ein wesentlicher Faktor, der die Aufmerksamkeit und
Genauigkeit des menschlichen Lesevermögens beeinträchtigt.
Bei anderen Krankheiten, wie einem Emphysem ist es für einen
Radiologen schwierig, durch einfachen Blick auf die CT-Bilder das
Maß des
Fortschritts der Erkrankung richtig einzuordnen. Chronische, obstruktive
Lungenerkrankungen (COPD) werden auf der Grundlage von Symptomen,
einschließlich
Husten, Keuchen und Kurzatmigkeit (Dyspnoe) identifiziert. COPD
umfasst eine Anzahl von respiratorischen Erkrankungen, deren bekannteste
Emphyseme und chronische Bronchitis sind. COPD beeinträchtigt bei
Patienten große
Luftwege, kleine Luftwege und das Parenchym. Die Erkrankungen werden typischerweise
durch Rauchen und Luftverschmutzung hervorgerufen und sind auch
mit einer genetischen Prädisposition
verknüpft,
die einen Alpha-Anti-Elastase Mangel hervorruft. Emphysem oder Beeinträchtigung
des Luftraums ist das auffälligste Merkmal
einer parenchymalen Veränderung
bei COPD Patienten. Emphysem rührt
von dem Verlust an elastischem Zusammenziehvermögen des Lungengewebes her.
Es gibt vier Typen von Emphysemen: zentrilobular, panlobular oder
panacinar, distal acinar oder paraseptal und irregulär. Die ersten
beiden Typen tragen zu der Mehrheit emphysematöser COPD bei. Die Einteilung
beruht auf der anatomischen Verteilung der Luftraumeinengung in
einem Lobulus, der ein Haufen (cluster) acini ist. Augenblicklich
kann ein Emphysem nur durch eine post mortem Untersuchung klassifiziert
werden. Ein Emphysem wird typischerweise durch äußere physiologische Auffälligkeiten,
medizinische Bildgebung und post mortem anatomische Untersuchung
diagnostiziert.
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Chronische Bronchitis verursacht
eine anatomische Luftwegverengung, die die Lungenfunktion reduziert.
Eine Luftwegbeeinträchtigung
beginnt typischerweise mit einer vom Rauchen und/oder von Luftverschmutzung
herrührenden
Irritation und kann durch eine biologische Infektion hervorgerufen
oder verschlimmert werden. Eine chronische Bronchitis tritt klinisch
durch dauernden Husten und dauernde Speichelproduktion während mehr
als drei Monaten über
eine 2-Jahreszeitspanne in Erscheinung. Eine chronische Bronchitis
kann in eine einfache chronische Bronchitis, in eine obstruktive
Bronchitis und eine chronische asthmatische Bronchitis unterteilt werden.
Bei einer einfachen chronischen Bronchitis wird kein Speichel produziert.
Chronische asthmatische Bronchitis beinhaltet eine Hyperaktivität der Luftwege.
Bei obstruktiver chronischer Bronchitis wird der Luftstrom durch
eine Luftwegveränderung behindert.
Chronische Bronchitis wird gegenwärtig unter Verwendung des Reid
post mortem Index dargestellt. Eine hochauflösende CT kann es ermöglichen
chronische Bronchitis unter Verwendung des Reid Index in vivo darzustellen.
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Die Querschnittsfläche von
Bronchialwänden
ist ein Schlüsselindikator
bei der Diagnose und Darstellung von COPD. Die Messung einer Luftwegquerschnittsfläche in medizinischen
Bildern (CT) erlaubt es den Ärzten,
den Krankheitsfortschritt zu verfolgen und klinische Versuche zu
beschleunigen. Bronchialdurchgänge
erscheinen auf CT-Bildern als kleine dunkle Gebiete, die von hellen
Gebieten umgeben sind. Das dunkle Gebiet ist das Lumen, während das
helle Gebiet sowohl von der Bronchialwand als auch von ggfs. anhängenden
oder benachbarten Blutgefäßen gebildet
sein kann. In die Messung der Querschnittsfläche der Luftwegwand darf die
Dicke der anhängenden
oder benachbarten Blutgefäße nicht
eingehen.
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Wenn ein Luftweg ohne anhängende oder benachbarte
Blutgefäße isoliert
ist, kann der Luftweg unter Verwendung verschiedenartiger bildgebender Standardverfahren
und Computer betrachtungstechniken vermessen werden. Wenn der abgebildete Luftweg
anhängende
oder benachbarte Blutgefäße aufweist,
besteht eine traditionelle Bearbeitungsweise z.B. darin, dass von
Hand ein Strahl von dem Mittelpunkt des Lumens aus gewählt wird,
der die Luftwegwand an einer Stelle durchdringt, an der keine Blutgefäße vorhanden
sind. Die Messung der Wandstärke
längs dieses
einzigen Strahles wird dazu verwendet, die Querschnittsfläche des
Luftwegs abzuschätzen.
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Was benötigt wird, sind ein robustes
Verfahren und System zum Vermessen von Luftwegen, das die Diagnose
und Verfolgung von verschiedenen COPD Erkrankungen ermöglicht.
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Kurze Zusammenfassung
der Erfindung
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Unter einem ersten Aspekt wird ein
Verfahren zum Messen tubulärer
anatomischen Strukturen, z.B. Lungenluftwegen, geschaffen, das beinhaltet, dass
durch wenigstens einen Segmentationsprozess eine gegebene tubuläre Struktur
isoliert und wenigstens eine kennzeichnende Eigenschaft der interessierenden
Struktur gemessen wird.
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Unter einem zweiten Aspekt wird ein
System zum Vermessen von Lungenluftwegen unter Verwendung gewonnener
Bilddaten geschaffen. Das System enthält eine bildgebende Vorrichtung
zur Gewinnung der Bilddaten und eine Bildverarbeitungsvorrichtung, die
mit der bildgebenden Vorrichtung gekuppelt ist. Die bildverarbeitende
Vorrichtung ist so gestaltet, dass sie durch wenigstens einen Segmentationsprozess
einen vorgegebenen interessierenden Luftweg isoliert, eine innenliegende
Ellipse an eine innere Berandung des vorgegebenen Luftwegs und eine
außenliegende
Ellipse an eine äußere Berandung
der Luftwegstruktur unter Verwendung statistischer Vorgangsweisen
an einer vorbestimmten Stelle des Luftwegs anpasst, wobei sie weiter
so ausgelegt ist, dass sie unter Verwendung der inneren und der äußeren Ellipse
Messwerte des vorgegebenen Luftwegs erzeugt.
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Kurze Beschreibung
der Erfindung
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Die Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung
ergeben sich aus der nachfolgenden detaillierte Beschreibung der
Erfindung, die im Zusammenhang mit der beigefügten Zeichnung zu lesen ist, in
der bedeuten:
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1 ist
eine Blockdiagrammdarstellung eines medizinischen, bildgebenden
Systems, bei das Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung anwendbar sind;
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2 ist
ein Blockdiagramm mit beispielhafter Veranschaulichung von Verfahren,
die die vorliegende Erfindung benutzen.
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Detaillierte
Beschreibung der Erfindung
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Bezugnehmend auf 1 ist dort ein allgemeines Blockdiagramm
eines Systems 100 zur Erkennung einer Krankheit dargestellt.
Das System 100 enthält
eine bildgebende Vorrichtung 110, die aus einer Zahl medizinischer,
bildgebender Vorrichtungen ausgewählt werden kann, die auf dem
Fachgebiet zur Erzeugung einer Anzahl Bilder bekannt sind. Üblicherweise
werden Computertomographie (CT) und Magnetsresonanz bildgebende
Systeme (MRI) zur Erzeugung einer Anzahl medizinischer Bilder verwendet.
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Bei einer CT-Aufnahmesitzung wird
ein Patient in die bildgebende Vorrichtung eingebracht und mehreren
Röntgenstrahlen
ausgesetzt, die mit einer Reihe Röntgenstrahldetektoren gemessen
werden. Ein Strahl der Röntgenstrahlung
ver läuft
durch einen speziellen dünnen
Querschnitt oder eine „Schicht" des Patienten. Die
Detektoren messen den Betrag der durchgelassenen Strahlung. Diese
Information wird dazu verwendet, den Röntgenstrahlschwächungskoeffizienten
für Messpunkte
in dem Körper zu
berechnen. Basierend auf den berechneten Röntgenstrahlschwächungskoeffizienten
wird ein Grauwertbild konstruiert. Die Grauwerte in dem Bild geben
das Maß der
Röntgenstrahlabsorption
an jedem Punkt innerhalb der Schicht wieder. Die bei einer CT-Sitzung
erhaltenen Schichten können
so rekonstruiert werden, dass sie eine anatomisch korrekte Wiedergabe
des interessierenden Bereichs in dem Körper, der den Röntgenstrahlen
ausgesetzt war ergeben.
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Bei einer MR bildgebenden Sitzung
wird der Patient in ein starkes Magnetfeld verbracht, dass von einem
großen
Magneten erzeugt wird. Magnetisierte Protonen in dem Patienten,
wie Wasserstoffatome, richten sich auf das von dem Magneten erzeugte
Magnetfeld aus. Eine spezielle Schicht des Patienten wird Hochfrequenzwellen
ausgesetzt, die rechtwinklig zu dem Hauptmagnetfeld ein oszillierendes
Magnetfeld erzeugen. Die Schichten können in jeder von dem Arzt
oder Techniker (im Nachfolgenden „Bediener"), der die bildgebende Sitzung durchführt, gewählten Ebene
aufgenommen werden. Die Protonen in dem Körper des Patienten absorbieren
zunächst die
Hochfrequenzstrahlungen und emittieren dann, wenn sie sich aus der
Ausrichtung mit dem Feld heraus bewegen, eine Strahlung. Bei der
Rückkehr
der Protonen in ihren ursprünglichen
Zustand (vor der Erregung) werden, basierend auf der von dem Patientenkörper emittierten
Strahlung, diagnostische Bilder erzeugt. Ähnlich wie CT-Schichtbilder
können MR-Schichtbilder so
rekonstruiert werden, dass sie ein Gesamtbild des interessierenden
Körperbereichs geben.
Teile des Körpers,
die ein starkes Signal erzeugen, sind in einem MR-Bild weiß dargestellt,
während
andere, mit den schwächsten Signalen, schwarz
dargestellt werden. Andere Körperteile,
die zwischen stark und schwach variierende Signalstärken aufweisen,
werden in Form einer grauen Abschattierung dargestellt.
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Sobald die MR- oder CT-Ausgangsbilder
aufgenommen sind, werden die Bilder in der Regel segmentiert. Dieser
Segmentationsvorgang sortiert die Pixel oder Voxel eines Bildes
in eine bestimmte Zahl von Klassen ein, die bezüglich gewisser charakteristischer
Eigenschaften (d.h. Intensität,
Struktur, etc.) jeweils homogen sind. So kann z.B. in einem segmentierten
Bild des Gehirns das Gehirnmaterial in drei Klassen eingeteilt werden:
graue Masse, weiße Masse
und zerebrospinales Fluid. Individuelle Farben können dazu verwendet werden,
Bereiche jeder Klasse nach dem Abschluss der Segmentierung zu markieren.
Nach der Entwicklung des segmentierten Bildes können Chirurgen die segmentierten
Bilder zur Planung von chirurgischen Eingriffen verwenden.
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Allgemein gilt, dass die Erzeugung
eines segmentierten CT- oder MR-Bildes verschiedene Schritte beinhaltet.
Es wird ein Datensatz dadurch hergestellt, dass CT- oder MR-Datenschichten
aufgenommen werden. Durch den Segmentationsprozess wird sodann jedem
Punkt in dem Datensatz ein Grauwert zugeordnet. Jedem Materialtyp
in den Daten wird ein spezieller Wert zugeordnet und deshalb hat
jedes Vorkommen dieses Materials den gleichen Grauwert. So können z.B.
alle auftretenden Knochen in einem speziellen Bild in einer speziellen
hellgrauen Schattierung auftreten. Dieser Farbgebungsstandard erlaubt
es der das Bild betrachtenden Person, die in dem Bild dargestellten
Gegenstände
leicht zu verstehen.
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1 veranschaulicht
ein medizinisches bildgebendes System 100, bei dem Ausführungsformen
der Erfindung anwendbar sind. Das System enthält eine bildgebende Vorrichtung
110,
einen Prozessor 120 und eine Interfaceeinheit 130.
Die bildgebende Vorrichtung 110 kann eine Anzahl Bilddatensätze 240 erzeugen
und ist bspw. ein Computertomographie (CT) oder Magnetresonanz (MR)-Scanner.
Im Zusammenhang mit CT oder MR wird die Akquisition von Bilddaten
allgemein als „Scans" bezeichnet. Bei einer
beispielhaften Ausführungsform
werden die Bilder unter Verwendung einer CT bildgebenden Vorrichtung
aquiriert. Der Prozessor 120 ist so ausgelegt, dass er
im Zusammenhang mit Ausführungsformen
der Erfindung, die in größeren Einzelheiten
unter Bezugnahme auf 2 beschrieben
werden, Berechnungen ausführt.
Der Prozessor 120 ist außerdem dazu eingerichtet, Berechnungen
und Steuerfunktionen für
an sich bekannte bildgebende Verfahren durchzuführen, wie etwa die Rekonstruktion,
die Speicherung von Bilddaten, die Segmentation und dergleichen.
Der Prozessor 120 kann eine zentrale Verarbeitungseinheit
(CPU), etwa eine einzige integrierte Schaltung, wie einen Mikroprozessor,
enthalten oder eine passende Zahl integrierter Schaltungseinrichtungen
und/oder Schaltungsplatinen aufweisen, die zusammenarbeiten, um
die Funktionen einer zentralen Verarbeitungseinheit auszuführen. Der Prozessor 120 enthält zweckmäßigerweise
einen Speicher. Der Speicher in dem Prozessor 120 kann an
sich jede auf dem Fachgebiet bekannte Speichertype enthalten. Dazu
gehören
Dynamik Random Access Memory (DRAM), Static RAM (SRAM), Flash Memory,
Cache Memory, etc.. Wenn auch nicht explizit in 1 dargestellt, kann der Speicher ein
Einzelteil-Speicherbauelement oder aus mehreren verschiedenen Speicherbaulementen
zusammengesetzt sein. Der Prozessor 120 kann auch die in
dem Speicher enthaltenen Programme ausführen und in Abhängigkeit
von diesen Programmen oder anderen Vorgängen, die im Verlauf der Bilderstellung
und Bildbetrachtung auftreten können,
tätig werden.
Im Zusammenhang mit der vorliegenden Beschreibung beziehen sich
Ausdrück
wie „dazu
eingerichtet", „ausgelegt
um" und dergleichen
auf mechanische oder strukturelle Ver bindungen zwischen einzelnen
Elementen, die es den Elementen ermöglichen, zur Erzielung einer
vorbestimmten Wirkung zusammenzuarbeiten. Diese Ausdrücke beziehen
sich auf mögliche
Funktionen und Wirkungen elektrischer Bauelemente, wie Analog- oder
Digitalcomputern oder auf die Anwendung spezieller Vorrichtungen,
wie etwa die Anwendung einer speziellen integrierten Schaltung (ASIC),
die so programmiert ist, dass sie eine bestimmte Schrittfolge ausführt, um
eine bestimmte Ausgangsgröße in Abhängigkeit
von eingegebenen Eingangssignalen zu erzeugen.
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Die Interfaceeinheit 130 ist
mit dem Prozessor 120 gekuppelt und erlaubt es menschlichen
Benutzern mit dem System 100 zu kommunizieren. Der Prozessor
kann außerdem
Rechnungen ausführen, die
der Interfaceeinheit 130 in kohärenter Weise zugeführt werden,
so dass ein menschlicher Benutzer in der Lage ist, die übermittelte
Information zu verstehen. Die übermittelte
Information kann Bilder in 2D oder 3D, farbige oder schwarzweiß (grey
scale) Bilder und Textnachrichten enthalten, die eine Diagnose-
und Befundinformation enthalten. Die Interfaceeinheit 130 kann
ein PC, eine Bildbearbeitungsstation, ein in der Hand haltbare Bilddisplayeinheit
oder irgendeine gebräuchliche
Bilddisplayplattform sein, wie sie üblicherweise als Teil eines
CT oder MRI-Systems eingeordnet ist.
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Alle von mehrfachen Scans des Patienten
erhaltenen Daten werden als ein Datensatz betrachtet. Jeder Datensatz
kann in kleinere Einheiten, entweder Pixel oder Voxel aufgeteilt
werden. Ist der Datensatz zweidimensional, besteht das Bild aus
Einheiten, die Pixel genannt werden. Ein Pixel ist ein Punkt in
einem zweidimensionalen Raum, der durch Verwendung von zwei Raumkoordinaten,
normalerweise x und y, festgelegt werden kann. Jedes Pixel in einem Bild
ist von acht anderen Pixeln umgeben, wobei die neun Pixel ein 3 × 3 Qua drat
bilden. Die acht anderen Pixel, die das zentrale Pixel umgeben,
werden als die acht verbundenen Nachbarn des zentralen Pixel betrachtet.
Ist der Datensatz dreidimensional, wird das Bild in Einheiten, die
Voxel genannt werden dargestellt. Ein Voxel ist ein Punkt in einem
dreidimensionalen Raum, der unter Verwendung von drei Raumkoordinaten
nämlich
x, y und z festgelegt werden kann. Jedes Voxel ist von 26 anderen
Voxeln umgeben. Die 26 Voxel werden als die 26 verbundenen Nachbarn
des ursprünglichen
Voxel betrachtet.
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Als Teil der Bilddatenakquisition
wird bekanntlich ein zweckdienliches Patientenscanningprotokoll
benötigt.
So muss z.B. bei Brustuntersuchungen unter Verwendung von CT oder
MRI der Patient (Objekt) typischerweise seinen Atem anhalten, um von
der Patientenatmung herrührende
Bewegungsartifakte in den Bilddaten zu vermindern. CT- oder MRI-Untersuchungen
werden normalerweise bei voller Einatmung oder voller Ausatmung
durchgeführt. Außerdem können Kontrastmittel
verwendet werden, um die Röntgenstrahlung
in speziellen Gebieten des Körpers
abzuschwächen.
Kontrastmittel tragen dazu bei, die Unterscheidung zwischen Geweben,
die von dem Kontrastmittel beeinflusst sind und Geweben die nicht
davon beeinflusst sind, zu unterscheiden. In dem CT-Bild ist der
CT-Werteunterschied zwischen kontrastierten und nicht kontrastierten
Geweben größer als
normal. Kontrastmittel werden dem Patienten oral, intravenös oder rektal
verabreicht.
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Sobald mit den oben beschriebenen
bildgebenden Verfahren Bilddaten aquiriert sind, kann der Bildprozessor 120 diese
verarbeiten, um gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, die im Weiteren in ihren Einzelheiten
beschrieben werden wird, Querschnittsflächen der Bronchialwand zu messen.
Wie bereits im Zusammenhang mit dem technischen Hintergrund beschrieben,
ist die Bronchialwandquerschnittsfläche ein Schlüsselindikator bei
der Diagnose und Darstellung chronischer obstruktiver Lungenkrankheiten
(COPD), insbesondere bei chronischer Bronchitis. Die Messung der
Querschnittsfläche
von Bronchialwänden
(oder alternativ auch als „Luftwege" bezeichnet) auf
medizinischen Bildern (z.B. CT-Bilddaten), erlaubt es Ärzten den Krankheitsfortschritt
zu verfolgen und klinische Versuche zu beschleunigen. Bronchialdurchgänge erscheinen
auf CT-Bildern typischerweise als kleine Dunkelbereiche, die von
hellen Bereichen umgeben sind. Der Dunkelbereich ist dann jeweils
das Lumen während
der helle Bereich aus sowohl der Bronchialwand als auch aus etwaigen
anhängenden
oder benachbarten Blutgefäßen zusammengesetzt
ist. Zum Messen der Querschnittsfläche der Luftwegwand ist es
notwendig den jeweiligen Luftweg von den anhängenden oder benachbarten Blutgefäßen zu isolieren, so
dass der Dickemesswert nicht derartige Gefäße beinhaltet.
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Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung
wird ein Verfahren zum Messen einer tubulären Struktur geschaffen. Wie
hier verwendet, ist mit einer „tubulären Struktur" eine beliebige Zahl
anatomischer Strukturen gemeint, die jeweils durch einen Hohlraum
mit einem Innendurchmesser und einem Außendurchmesser und einer kreisförmigen oder
elliptischen Gestalt beschrieben werden können, wie Bronchialwände oder
Luftwege. Zu vermerken ist allerdings, dass das Ausmessen von anderen
anatomischen Strukturen, wie etwa Arterien oder anderen größeren oder
bedeutenden Blutgefäßen auch
von den hier beschriebenen messtechnischen Verfahrensweisen profitieren
kann. In ähnlicher
Weise können
auch andere, nichtanatomische rohrförmige Strukturen im industriellen
oder nichtzerstörenden Testumfeld
von dieser Messtechnik Gebrauch machen. Ein Verfahren zum Vermessen
tubulärer,
anatomischer Strukturen aus erfassten Bilddaten beinhaltet, dass
zunächst
mit wenigstens einem Segmentationsprozess eine interessierende,
vorgegebene, tubulären,
anatomische Struktur isoliert und anschließend wenigstens ein kennzeichnendes
Merkmal der interessierenden Struktur gemessen wird. Bezugnehmend
auf 2 beinhaltet das
Verfahren zum Messen der tubulären
anatomischen Strukturen einen ersten Schritt des Akquirierens von
Bilddaten der Struktur durch die oben beschriebenen bildgebenden Vorrichtungen
und Verfahren, bspw. mit CT oder MRI. Die Bilddaten werden in homogene
Bereiche segmentiert, die in den Schritten 210, 220 und 230 dargestellt
sind (210 Segmentation durch eine von mehreren bekannten technischen
Verfahrensweisen, 220 detektieren ähnlicher Strukturen, bspw.
durch Intensitätswerte
und 230 Gruppierung ähnliche
Strukturen) und die Luftweglumina werden detektiert. Der Messschritt 240 beinhaltet
zunächst
die Identifizierung des Zentrums des Lumens 250. Das Zentrum des
Lumens kann ohne Beeinflussung durch das Vorhandensein von Blutgefäßen identifiziert
werden.
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Für
diese Ausführungsform
wird nun die örtliche
Bestimmung des Zentrums des Lumens beschrieben. Zunächst wird
bei diesem Verfahren eine innenliegende Ellipse an eine innere Berandung
des Lumens und eine äußere Ellipse
an eine äußere Berandung
des Lumens an verschiedenen Stellen längs des Luftwegs angefügt. Später werden
die Ellipsenmesswerte dazu verwendet, kennzeichnende Eigenschaften
der tubulären
Struktur zu messen. Das Problem besteht darin, zwei konzentrische
Ellipsen so aufzubringen, dass sie einen Mittelpunkt haben, der mit
dem Zentrum des Lumens zusammenfällt.
Die innere Ellipse wird unter Verwendung eines M-Estimators eingefügt, weil
die Lumenbegrenzung längs
ihrer Berandung nur wenige Ausreißer aufweist. Die äußere Ellipse
wird unter Verwendung einer Kombination einer Muse genannten robusten
Abschätztechnik,
einer an sich bekannten Technik und einer Reihe von M-Estimatoren
aufgepasst. Muse wird dazu verwendet, einen Kreis auf die Außenberandung
des Luftwegs aufzupassen. Dies ergibt eine robuste Abschätzung der
kleinen Achse der äußeren Luftwegberandung
und eine robuste Abschätzung
des Rauschens bei der Lage der äußeren Berandung.
Zusammen mit diesen robusten Schätzungen
markiert Muse jeden Punkt längs
der äußeren Berandung
als innenliegend (inlier) bezüglich
der äußeren Luftwegberandung oder
als Ausreißer
(outlier) bezüglich
der Luftwegberandung (z.B. Blutgefäße). Auf die innerhalb des Musekreises
liegenden Punkte wird dann unter Verwendung eines M-Estimators eine
Ellipse aufgepasst. In den M-Estimator wird der Musekreis eingeimpft
und eine Muse Abschätzung
der Streuung (Rauschen). Der M-Estimator wird dazu verwendet, die
Parameter der Ellipse zu berechnen, er wird aber nicht dazu verwendet,
eine neue Abschätzung
der Streuung (Rauschen) zu berechnen. Sobald der M-Estimator konvergiert,
wird aus dem ursprünglichen
Satz Berandungspunkten (nicht nur den in dem Musekreis liegenden)
unter Verwendung der Museskala als Distanzkriterium ein neuer Satz
von inliers zu der Ellipse berechnet. Ein neuer Satz von inliers
wird dann in einen M-Estimator eingegeben, der mit den vorhergehenden
Ellipsenparametern und der Museskalaschätzung geimpft wird. Dieser
zweite M-Estimator schätzt
die Ellipse von Neuem ab, er schätzt
aber nicht mehr von Neuem die Streuung ab. Dieser Prozess wird so
lange wiederholt bis der Satz inliers und der Ellipsensitz konvergieren.
Durch Anwendung der beschriebenen Vorgangsweise wird ein robustes
Verfahren geschaffen, bei dem benachbarte Blutgefäße nicht
in die Luftwegmessungen eingehen.
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Die Behandlung des Lumenmittelpunkts
als Invariante hat das Ellipseneinpassproblem von sechs auf vier
Parameter reduziert. Die Daten sind hier so zentriert, dass der
Lumenmittelpunkt (Zentrum) der Ausgangspunkt ist und die Ortsparameter
der Ellipse nicht abgeschätzt
zu werden brauchen. Die Lumenerfassungsdarstellung identifiziert
dunkle Bereiche, die vollständig
von hellen Bereichen umgeben sind. Der Mittelpunkt des hellen Bereiches
wird berechnet und von dem Mittelpunkt des Lumens aus werden Strahlen 260 ausgesandt.
Die Strahlen sind so verteilt, dass sie die Lumenbegrenzung (Innenwand)
in fixen Abständen
oder Bogenlängen
schneiden. Für jeden
Strahl werden zwei Schnittpunkte aufgezeichnet, der Schnittpunkt
mit der Lumenbegrenzung (Innenwand) und der Schnittpunkt mit dem
Luftweg (Außenwand).
Die zweitgenannten Schnittpunkte können an sich auf der Luftwegwand
oder auf benachbarten Gefäßen liegen.
Diese beiden Schnittpunktsätze
werden dann zum Einpassen der Ellipsen verwendet. Zur Verbesserung
der numerischen Stabilität werden
die Daten maßstäblich so
skaliert, dass sie in das Einheitsquadrat (-1,1) passen. Muse wird dann dazu benutzt,
robust die kleine Achse einer Ellipse für die äußere Luftwegberandung (Radius
des Musekreises) zu schätzen
und das Rauschen bezüglich der
Lage der äußeren Luftwegbegrenzung
robust abzuschätzen.
Muse identifiziert auch einen Anfangssatz von inlier (Punkte, die
zu dem Luftweg gehören im
Gegensatz zu Punkten, die zu Blutgefäßen gehören). Das Impfen eines M-Estimators
mit diesen inlier, der Musekreis und die Museskala (und den M-Estimator
nicht die Skala abschätzen
lassen) verhindert, dass der M-Estimator
auf eine Mindestquadratanpassung an die gesamte Begrenzung (Luftwege
und Blutgefäße) degradiert.
Dadurch, dass Muse lediglich zur Abschätzung eines Kreises verwendet
wird, wird die Zahl der Parameter zur Abschätzung auf 1 reduziert. Damit
wird der Schätzprozess
wesentlich beschleunigt. Iteratives „Eingrenzen" eines M-Estimators
auf diese Weise gestattet es diesem robust und schnell zu bleiben.
Der oben beschriebene Vorgang wird iterativ ausgeführt.
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Sobald die innere und die äußere Begrenzung
mit der oben beschriebenen Vorgangsweise bestimmt sind, kann die
Wandstärke
dadurch bestimmt werden, dass die Flächendifferenz zwischen der
Luftwegbegrenzungsellipse und der Lumenbegrenzungsellipse ermittelt
wird, wobei die Wandstärke
mit Subpixelgenauigkeit anfällt.
Die Wandstärkenmessung
kann daran anschließend
zur Berechnung einer mittleren Wandstärke, von Wandstärkenänderungen, zu
Volumenmessungen, zu zweidimensionalen (2D) Flächenmessungen und zur Flächenverteilung
im Volumen (volume aerea distribution) verwendet werden, was alles
für Zwecke
der Diagnose und zum Verfolgen des Fortschritts verschiedener Krankheiten und
Etappen von COPD wichtige Messungen sind. Darüberhinaus werden der Isolations-
und der Messschritt für
die der Länge
der interessierenden Struktur entsprechenden Bilddaten wiederholt,
um so die oben beschriebenen Messwerte über die gesamte Länge der
Struktur zu erzeugen.
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Wenn das oben beschriebene Verfahren
abgeschlossen ist, kann das Verfahren noch beinhalten, dass ein
Ausgangswert bezüglich
des Zustands und des Fortschrittes der Krankheit erzeugt wird. Der Ausgangswert
kann z.B. dazu verwendet werden, die vorhandene Krankheit bei einem
Patienten darzustellen, dessen Ansprechen auf eine Therapie zu messen,
den Patienten für
die Teilnahme bei Arzneimittelversuchen phänotypisch auszuwählen, die
Stabilität einer
anatomischen Struktur zu messen und Veränderungen der vorliegenden
Erkrankung vorherzusagen. Wie hier verwendet, betrifft die phänotypische Einteilung
die Beobachtung physikalischer oder biochemischer kennzeichnender
Merkmale, wie sie sowohl durch die genetische Ausstattung als auch durch
Umwelteinflüsse
bestimmt sind und ein bestimmtes Merkmal, wie Statur oder Bluttyp,
basierend auf diesen Einflüssen
zum Ausdruck zu bringen. Eine Phänotype
ist ein Einzelorganismus oder eine Gruppe von Organismen, die einen
bestimmten Phänotypus
(Erscheinungsbild) aufweisen.
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Bei einer weiteren Ausführungsform
wird ein System zum Ausmessen der Lungenluftwege unter Verwendung
erfasster Bilddaten geschaffen. Das System weist eine bildgebende
Vorrichtung zum Erfassen der Bilddaten und eine Bildver arbeitungsvorrichtung
auf, die mit der bildgebenden Vorrichtung gekoppelt ist. Die Bildverarbeitungsvorrichtung
(120) der 1 ist
so ausgebildet, dass sie mit wenigstens einem Segmentationsprozess
einen vorgegebenen interessierenden Luftweg isoliert, eine innenliegende Ellipse
an eine innere Begrenzung des vorgegebenen Luftwegs und eine außenliegende
Ellipse an eine andere Begrenzung der Luftwegstruktur unter Verwendung
statistischer Vorgangsweisen an einer gegebenen Stelle in dem Luftweg
anpasst und darüberhinaus
ist sie dazu eingerichtet, Messwerte des vorgegebenen Luftwegs unter
Verwendung der inneren und der äußeren Ellipse
zu erzeugen. Die Messwerte enthalten zumindest einen, der die mittlere
Wandstärke
und/oder Wandstärkenveränderungen und/oder
Volumenmessungen und/oder zweidimensionale (2D) Flächenmessungen
und/oder Flächenverteilung über das
Volumen (volume area distribution) beinhaltet. Die Messwerte werden
zumindest für die
Krankheitsdiagnose und/oder für
die Verfolgung des Fortschritts einer Erkrankung verwendet, wobei die
Erkrankung eine chronische obstruktive Lungenerkrankung oder Asthma
ist. Zweckmäßigerweise
beinhaltet das System eine Displayvorrichtung (Interfaceeinheit 130 der 1), die mit der bildverarbeitenden
Vorrichtung gekuppelt ist, um die Messwerte einem Systembenutzer
mitzuteilen.
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Die in den vorstehenden Abschnitten
dargelegten Ausführungsformen
der Erfindung konzentrieren sich auf das Problem der Lokalisierung
verdächtiger
Bereiche bei CT-Lungenscans. Es versteht sich aber, dass diese Messverfahrensweisen
auch unmittelbar auf andere bildgebenden Ausführungsarten (z.B. MRI, Röntgen, Ultraschall
Scanner, Positronemissionstomographie-(PET)-Scanner) übertragen werden
können,
bei denen eine Vermessung im Wesentlichen tubulärer anatomischer Strukturen
oder die Verfolgung oder die Diagnose einer speziellen Krankheit
erforderlich ist.
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Wenngleich hier die bevorzugten Ausführungsformen
der Erfindung dargestellt und beschrieben wurden, so liegt doch
auf der Hand, dass diese Ausführungsformen
lediglich beispielhaft dargestellt wurden. Zahlreiche Abwandlungen, Änderungen
und Substitutionen sind für
den Fachmann, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen, möglich. Demgemäß soll die
Erfindung lediglich durch den Schutzbereich der nachfolgenden Patentansprüche beschränkt sein.