WO2014195077A1 - Verfahren und system zur ermittlung eines mess-startzeitpunktes - Google Patents

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WO2014195077A1
WO2014195077A1 PCT/EP2014/059279 EP2014059279W WO2014195077A1 WO 2014195077 A1 WO2014195077 A1 WO 2014195077A1 EP 2014059279 W EP2014059279 W EP 2014059279W WO 2014195077 A1 WO2014195077 A1 WO 2014195077A1
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contrast agent
concentration
specific
model curve
measurement
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PCT/EP2014/059279
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Johannes Georg KORPORAAL
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Siemens Aktiengesellschaft
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Definitions

  • the present invention relates to a method for determining a measurement start time for an imaging measurement by means of a medical imaging system as a function of a temporal course of concentration values of a contrast agent in a monitoring area of a
  • Examination subject It also relates to a method for controlling a medical imaging system and a control device and a medical imaging system for implementing the method according to the invention.
  • Contrast agents improve the visualization of structures and functions of a living examination subject or body in imaging procedures such as X-ray diagnostics (eg computed tomography), magnetic resonance imaging (MRI) and sonography (ultrasound).
  • X-ray diagnostics eg computed tomography
  • MRI magnetic resonance imaging
  • sonography ultrasound
  • contrast agents that absorb X-rays more strongly than normal soft tissue.
  • an iodine-containing solution as a contrast agent
  • the blood vessels into which the solution enters weaken the x-rays more than the surrounding tissue and thus increase the image contrast of the blood vessels.
  • An increased concentration value of the contrast agent therefore makes itself directly linearly noticeable with an increase in the attenuation value measured in the case of a measurement operating with X-ray radiation.
  • the terms "concentration value” and "attenuation value” or “X-ray attenuation value” can also be used interchangeably in the context of measurements with X-radiation
  • the contrast medium it is necessary for the contrast medium to be at a sufficient concentration in a target at the time of the CT scan.
  • area or a target tissue of the body is located.
  • the target area is, for example, an organ (heart, lung, kidney, etc.) from which image data is to be generated with a specific interest in cognition.
  • FIG. 1 shows a diagram with three time axes (I, II, III) extending horizontally and parallel to one another. On a lower time axis (III) are a topogram TP, a "pre-monitoring” PM, a "bolus monitoring scan” BTS and a main measurement HS of one
  • the topogram TP is used to detect a position of a target area ZB and a monitoring area UB in an examination subject P.
  • the bolus monitoring scan BTS is performed, the target area ZB is subsequently scanned in the main measurement HS.
  • the pre-monitoring PM serves, before the contrast agent is injected, to define a region in the body in the monitoring area UB, usually the aorta, where the bolus monitoring scan is evaluated and, if necessary, the blood's native attenuation value is determined.
  • a course of a contrast agent concentration C (t) in the examination object P is shown in a very roughly simplified representation (as a simple triangular function).
  • a contrast feed function IF (t) is shown, which extends over a contrast agent dispensing period IZ.
  • the three time axes (I, II, III) are temporally correlated.
  • the "bolus monitoring scan" BTS is performed before the start of the main scan HS of the target area ZB. At the bolus monitoring scan BTS, at certain detection times t ⁇ , t 2 , t 9 at equal time intervals, e.g. B.
  • concentration values KDi, KD 2 , KD 9 of the contrast agent (indicated in the Hounsfield units or Hounsfield units, HU).
  • the detection takes place in a monitoring area of the body, which lies in the vicinity of the target area, which is to be measured in the main scan HS. If, for example, image data of a heart is to be generated in the main scan HS, the bolus monitoring scan BTS can be performed in a layer of the ascending aorta.
  • a contrast agent administration period IZ, d. H. a period of time in which a volume of contrast agent at a certain injection rate is introduced into the body may take longer than a period of time
  • This method offers a high probability that the contrast agent has reached a minimum enrichment of the HU value (in this case 150 HU) specified in the concentration threshold KS in the target area when the main scan HS is performed.
  • the previously defined concentration threshold value is generally set only on the basis of empirical values or average values. It is therefore unclear on an individual patient in which phase of the course of the contrast agent concentration in accordance with this previously defined post-trigger delay or scan time offset the main scan. to be led.
  • the course of the contrast medium concentration is, inter alia, strongly dependent on the physiology of the respective patient. It may therefore happen that the scan time offset has not been chosen optimally in advance, and thus a main scan is performed, in which the contrast enhancement in the target area has either not yet reached its peak, or a maximum contrast agent concentration has already been exceeded.
  • the contrast agent is then used inefficiently: it would have been possible to achieve a higher contrast agent concentration, ie a better quality of the image data, or the same enrichment could have been achieved using a smaller volume of contrast agent. Since a course of the contrast medium concentration is dependent on a complex interaction of many parameters (inter alia injection parameters, scan parameters and patient-specific parameters) and can accordingly vary widely, an optimal scan time offset is difficult to determine in advance. Therefore, a substantially standardized scan time offset is usually selected which may optionally take into account a current contrast agent delivery period or a period of the main scan. However, according to this conventional method, it can not be predicted with certainty whether a main scan has taken place at a peak of contrast enhancement or in a concentration peak.
  • the object of the invention is to improve the use of the contrast medium in a contrast-enhanced imaging measurement.
  • the method according to the invention relates to a determination of a measurement start time for an imaging measurement by means of a medical imaging system as a function of a temporal course of concentration values of a contrast agent in a monitoring area of an examination subject with the following steps:
  • Imaging measurement is understood as meaning a useful or main measurement of a target area of the examination subject which is carried out with a specific interest in the research. Since concentration values or concentration data of the contrast agent are measured at different successive detection times, preferably in an always identical monitoring area, eg. B. once a second, is a main measurement at least one pre-measurement, ie, for example, 5 pre-measurements, advance.
  • image data may be generated from a heart (as a target area) of a patient In the ascending aorta (as a monitoring area), it is possible to record concentration values of the contrast agent introduced into the patient Target area of the main measurement to be identical or part of the same.
  • the acquisition of the concentration values or the pre-measurement and the imaging measurement or the main measurement can be carried out by means of any medical imaging system, preferably a computed tomography system, magnetic resonance tomography system and / or ultrasound system.
  • time course of concentration values implies that detected concentration values of a contrast agent can change, ie increase and / or decrease, over a time course, a course of concentration values, for example, through measured values of contrast agent portions can be represented as a curve, for example, is represented in a tissue which is detected at fixed or variable intervals, and a measurement start time of the imaging measurement can be determined as a function of a temporal course of the concentration values
  • a phase of enrichment of the contrast agent in the monitoring area and / or a phase of depletion may be taken into account in such a way that a main measurement is started with a specific time offset before a maximum of the contrast medium enrichment so that the maximum in every case during the
  • the determination of the start time can also take place involving a start time of a contrast agent.
  • the "investigation-specific enrichment model curve” is understood to mean a calculated model curve of the contrast agent enrichment and accumulation, which is “adapted” specifically to currently recorded concentration values. By “fitting” in this sense, as will be explained later, a selection of a matching enhancement model curve from a collection of already calculated (candidate) enhancement model curves is understood, meaning that the enhancement model curve is a curve segment which fits well with the currently recorded concentration values and thus takes into account a past history of the contrast agent concentration. It also has another curve segment that describes an expected future evolution of the contrast agent concentration calculated based on certain criteria. The entire enrichment model curve, but in particular this second curve segment, thus forms a model-like prediction of the concentration profile of the contrast agent in the examination subject.
  • the measurement start time may additionally depend on the planned duration of a main measurement.
  • the duration may be determined, for example, by a thickness of a sectional image to be generated, for example in a CT scanner z. B. by a ratio of table feed to
  • the measurement start time is chosen such that the planned scan time is about half the peak value and half after the peak value of the contrast agent course.
  • the invention also relates to a method for controlling a medical imaging system for generating image data of an examination object with the following
  • the target area of the examination subject is an area from which image data is to be generated by means of a useful measurement, that is to say, for example.
  • the use of the measurement start time may be a further processing in any manner, eg. B. including a planned scan duration of the main measurement or a time offset or other correction factor.
  • the medical imaging system is also controlled such that the data acquisition of the imaging measurement or main measurement begins directly at the measurement start time.
  • the method step of determining a measurement start time is terminated when a defined reliability threshold value of the prognosis of a future course of a contrast medium concentration is reached and / or a maximum delay value, which is e.g. B. for technical reasons makes the start of a measurement process necessary so that a maximum concentration value of the contrast agent is not exceeded unused.
  • the maximum delay value may describe a time buffer necessary for switching a computer tomography system used from a pre-measurement mode to the concentration measurement.
  • tion values for a main measurement mode for acquiring image data of the examination subject is necessary, including z. B. a period that is required to move a patient bed.
  • the invention relates to a control device for a medical imaging system with a
  • This start time determination unit comprises
  • an input interface for detecting concentration values of a respective current concentration of a contrast agent in a monitoring region of an examination object at different consecutive detection times
  • an enrichment model curve determination unit for determining a current investigation-specific enrichment model curve on the basis of a time profile of the concentration values
  • control device also includes a measurement control unit electronically coupled to the start time determination unit for performing an imaging measurement of a target area of the examination object using the determined start time.
  • the invention relates to a medical imaging system for generating image data of a target area inside an examination subject, comprising a control device, as described above.
  • Much of the components of the control device of the medical imaging system according to the invention in particular the start time determination unit, the enrichment tion model curve determination unit and the model curve analysis unit can also be designed as software modules.
  • An extensive software realization of the method according to the invention has the advantage that existing medical imaging systems can be retrofitted in a simple manner by a software update in order to work in the manner according to the invention.
  • the object is also achieved by a computer program product which can be loaded directly into a memory of a programmable controller of a medical imaging system, with program code means for carrying out all steps of the method according to the invention when the program is executed on the control device.
  • the assay-specific enhancement model curve is determined on the basis of a population-averaged enhancement model curve and / or a population-averaged contrast impulse response function.
  • the "population-averaged enrichment model curve” or a “population-averaged contrast agent impulse response function” is understood to mean a model curve that forms an average of a plurality of empirically acquired, ie actually measured, time histories of a contrast agent impulse response function. The courses were recorded by a large number of patients and z. B. stored in a database. Given a sufficient size of the underlying patient group, the population-averaged enrichment model curve or contrast agent-impulse response function can have a high statistical see meaningfulness over an average course of a contrast agent concentration in a person.
  • the population-averaged enrichment model curve or contrast agent-impulse response function can be determined by a correction factor, which is e.g. B. on the basis of examination-specific data to be performed examination or measurement, possibly even patient-specific data of the current patient / subject is formed, at which the imaging measurement is to be performed later, individualized and further processed to a study-specific enrichment model curve.
  • a correction factor which is e.g. B. on the basis of examination-specific data to be performed examination or measurement, possibly even patient-specific data of the current patient / subject is formed, at which the imaging measurement is to be performed later, individualized and further processed to a study-specific enrichment model curve.
  • an investigation-specific enrichment model curve can be generated, which with a considerable probability predicts an actual course of accumulation or depletion of contrast agent in an examination subject. It can be z.
  • a population-averaged enrichment model curve can first be determined on the basis of the population-averaged contrast agent impulse response function and then the investigation-specific enhancement model curve or, as will be explained in more detail, an investigation-specific enhancement model curve is determined directly on the basis of a population-averaged contrast agent impulse response function.
  • injection protocol data are acquired, on the basis of which the investigation-specific enrichment model curve is determined.
  • the injection protocol data describe specific conditions of a gift or supply of contrast agent in the examination object or in the body of a patient. Fall under it
  • a human patient may be a linear, time-invariant system, an enhancement model curve C (t) involving the injection protocol data, as a convolution of a contrast agent delivery function IF (t) with a contrast agent.
  • Impulse response function AIR (t) are described:
  • C (t) IF (t) ® AIR (t) (1)
  • the contrast agent delivery function IF (t) represents the injection protocol data.
  • a patient-specific or examination-specific contrast agent impulse response function AIR (t) were known, an investigation-specific enrichment model curve could be calculated directly. Otherwise, such as.
  • a population-centered contrast impulse response function AIR POP - AVG (t) may be used.
  • the examination-specific enhancement model curve is selected on the basis of the temporal course of the concentration values from a plurality of candidate enhancement model curves.
  • the candidate enhancement model curves may be before the
  • Step of selection are calculated, for. Using the current injection protocol data and the population-centered contrast agent impulse response function. They represent possible gradients of a contrast medium concentration for a number and preferably for a plurality of virtual candidates (or virtual patients).
  • the candidate enhancement model curves can thus virtually simulate physiological differences that can characterize different candidates.
  • the candidate enhancement model curves take into account a broad, most preferably nearly the entire, spectrum of human physiologies that can lead to a different rate of rapid and / or strong accumulation or depletion of contrast agents in the body. Your calculation may be z. B. based on the criteria of age, height and weight.
  • the selection of the candidate enrichment model curves for the determination of the investigation-specific enrichment model curve can be performed, for example, by For example, any further acquisition of concentration values of a contrast agent course may therefore increase a probability that a candidate enhancement model curve selected as the examination-specific enhancement model curve will correspond to a future actual one
  • This method has the advantage that the candidate enhancement model curves can be calculated and stored before an examination, in particular even before a contrast agent administration of a patient, depending on current concentration values, only the recorded concentration values with temporally corresponding points of the candidate Enrichment model curves are compared and a best fit candidate enrichment model curve is selected In real-time during a bolus surveillance scan, or after any current collection of concentration values, this approach saves a significant amount of computational power.
  • the candidate enhancement model curves are parameterized by different widths.
  • the width of the curve may depict how high a cardiac output (also called "cardiac output") of the patient being examined is and how A contrast agent introduced into the body quickly spreads in the patient's body.
  • cardiac output also called "cardiac output”
  • a peak value of the contrast medium concentration in the target area of the body is thus reached later than in a patient with a comparatively high cardiac output. Depletion of the contrast agent in the target area can also be slower as the heart distributes the contrast medium more slowly throughout the body.
  • Different widths of the individual candidate enhancement model curves thus represent a spectrum of possible
  • the candidate enhancement model curves are preferably parameterized by at least one correction factor.
  • the correction factor may be any factor that can be integrated into an equation for calculating the candidate enhancement model curves. This can z.
  • additional existing or acquired data may be processed beforehand, which allow a more customized construction of the candidate enhancement model curves or ultimately the examination-specific enhancement model curve.
  • One or more correction factors can, for. These can be formed, for example, from parameters that indicate how a patient currently being examined differs from a virtual "population-averaged patient", for example by gender, weight or physical performance.
  • the correction factor of the candidate alignment model curves is each chosen so that candidate enhancement model curves having different widths have a substantially identical integral value.
  • An identical integral area under the curve in comparison of multiple candidate enhancement model curves represents the assumption that a virtual body of a "population-averaged patient" as well as a single patient's body represents a closed system.
  • the correction factor causes a reciprocal change of an amplitude of a candidate enhancement model curve as its width is changed. For example, with a larger width of the curve by the factor b n and thus a longer time extension, such a correction factor leads to a height of the curve and thus a contrast medium intensity value becoming lower.
  • the candidate enhancement model curves C K n (t) can be calculated using such a correction factor (l / b n ) z. B. be formed as follows:
  • a further correction factor is based on a current iodine concentration of the contrast agent and / or a current tube voltage of a computed tomography system used in the current measurement of the examination subject.
  • Both an iodine concentration of a contrast agent and a tube voltage with which X-ray radiation is radiated into the examination object when measured by a radiography system significantly influence attenuation values of the X-ray radiation in a tissue of the examination subject which is mixed with contrast agent. They thus influence a measurement of a contrast agent intensity value. Including one of these values or both values in a calculation of the candidate enhancement model curves or the investigation-specific enhancement model curve thus leads to a more precise approximation of the model curve to an actual course of a contrast agent concentration.
  • values of iodine concentrations and / or values of tube voltages, the patient-specific enrichment curves are included in a calculation of the candidate enhancement model curves or the examination-specific enhancement model curve based on which a population-averaged enrichment curve was formed.
  • an iodine concentration value CO AVG used in the determination of the population-averaged contrast agent impulse response function may be related to a current iodine concentration value cou used in the upcoming examination and / or an iodine vector fKV AVG used in determining the population-averaged contrast impulse response function a relationship with a current fKV a iodine vector used in the upcoming study is set.
  • the so-called "iodine vector" is a tube voltage value dependent constant that indicates which tube voltage of the x-ray source at a given iodine concentration leads to which attenuation values, eg at 80kV at about 40 and at 120kV at about 25. The values are preferably determined for the particular system used.
  • the candidate model curves enrichment CKn (t) may in a further development of the equation (2) including the correction factors described (CO U / CO AVG; fKVu / FKv A v G) z. B. be formed as follows:
  • CKH (t) IF (t) ® (l / n b) -apoP AVG AIRUo + b n -t) - COu / COAVG - f KVU / f KVAVG (3)
  • the method according to the invention can preferably be developed in such a way that the examination specific enrichment model curve is determined by an adaptation of the population-averaged enrichment model curve and / or an adaptation of candidate enrichment model curves to the time course of the concentration values.
  • the adjustments of the curves to the concentration values recorded at specific times can be done in any way, for. By means of scaling, shifting, etc.
  • the selection of one or more examination-specific enrichment model curves from the candidate enrichment model curves by comparison with the concentration values acquired at specific times or by adaptation to them can be performed, for example, by Example, by means of any known fit method that operate with different optimization algorithms.
  • the adaptation of the population-averaged enrichment model curve and / or an adaptation of candidate enhancement model curves to the temporal course of the concentration values comprises at least one of the following mathematical operations:
  • the first mentioned mathematical operation is based on the fact that even without a contrast agent in the blood of a patient, the native X - ray attenuation values of the patient Blood can be different. That is, the readings may vary and fluctuate irregularly around an average, the x-ray attenuation value of native patient blood (ie, a virtual O-line).
  • the mean can be z. B. can be determined by dividing a sum of acquired measurements of the patient's blood (before a contrast agent action) by the number of measurement operations.
  • the virtual mean value is referred to in this context as the reference concentration value (or in this case, in general, a concentration of 0).
  • the reference concentration value is set equal to zero by the shift, so that only a significant increase in the concentration values, which is then caused by the successive accumulation of the blood with contrast agent, goes beyond the newly defined zero line.
  • the population-averaged enhancement model curve and / or the candidate enhancement model curves are thus shifted upwards along the contrast agent intensity value axis, in the case of radiological imaging z.
  • HU value X-ray attenuation value
  • the second-mentioned operation may be performed additionally or alternatively to the former operation.
  • the population averaged enhancement model curve and / or the candidate enhancement model curves may preferably be synchronized with one another in a previous step by shifting along the time axis such that they all pass through a last current measurement point of the contrast agent concentration. This measuring point is understood here as reference time.
  • the population-averaged enhancement model curve and / or each of the candidate enhancement model curves can then be displaced along the time axis and a model curve can be determined therefrom which best fits the detected concentration values.
  • the adaptation takes place only with the described simple displacement in the time direction and / or with a shift in the height, ie in the direction of the contrast medium intensity scale. Such a simple shift greatly reduces the computational burden of customization. It has also been found that further adaptation, particularly in a method in which a suitable investigation-specific enhancement model curve can be selected from a sufficiently large number of (population-averaged and width-varied) candidate enhancement model curves, is not required.
  • the selection of one or more analysis-specific enrichment model curves from the candidate enhancement model curves can be made by comparison with the concentration values or values recorded at specific times.
  • Model curves with a particularly low residual can then be used as investigation-specific enrichment model curves.
  • sex-specific and / or weight-specific and / or size-specific and / or defect-specific and / or age-specific population-averaged enhancement model curves and / or contrast agent impulse response functions can be used.
  • the defect-specific population-averaged contrast agent-impulse response function or enhancement model curve can thereby represent characteristics of one or more different diseases and be further differentiated.
  • a respective population-averaged contrast agent impulse response function and / or enhancement model curve can be formed.
  • the candidate enhancement model curves can thus be calculated for group-specific contrast agent impulse response functions. If one has a plurality of the group-specific population-averaged contrast agent impulse response functions or
  • Enrichment model curves it is possible to make a pre-selection from the population-averaged contrast agent - impulse response functions or enrichment model curves based on a patient's findings before a main measurement of a patient.
  • FIG. 1 is a flowchart of a prior art contrast agent-based scan
  • FIG. 2 shows a schematic representation of an imaging system with an embodiment of a device according to the invention for carrying out the method according to the invention
  • FIG. 3 shows a flow chart of a contrast-agent-based scan according to the method according to the invention
  • FIG. 4 shows a diagram with a plurality of candidate enhancement model curves with different width values
  • FIG. 5 shows a diagram as in FIG. 4, which represents further candidate enrichment model curves
  • FIG. 6 shows a diagram with a function of an optimal scan time offset over a width of a contrast agent progression function
  • FIG. 7 shows a diagram as in FIG. 4, which shows concentration values of the bolus monitoring scan and a test-specific enrichment model curve determined for this purpose
  • FIG. 8 shows a diagram as in FIG. 4, which shows a zero line correction of detected concentration values
  • FIG. 9 is a diagram as in FIG. 4 illustrating a synchronization of a plurality of candidate enhancement model curves to a concentration value
  • FIG. 10 is a diagram as in FIG. 4 showing a displacement of a candidate enhancement model curve along the time axis;
  • Figure 11 is a graph of a number of contrast agent concentration maxima plotted against the number of concentration value acquisitions
  • FIG. 12 shows a diagram as in FIG. 4, which for comparison represents concentration values of the bolus monitoring scan as well as an investigation-specific enhancement model curve determined therefor and actually measured concentration data of the main scan.
  • CT computed tomography
  • the imaging system is a computed tomography (CT) system, which can be used, for example, for CT angiography.
  • CT computed tomography
  • the invention is not limited to an application to computed tomography systems, but can also be used with other medical imaging systems, for example magnetic resonance systems or ultrasound systems or other types of computer tomography systems.
  • FIG. 1 has already been described in the introduction.
  • Figure 2 shows an embodiment of a CT system 1 with a device 25 according to the invention for determining a
  • the CT system 1 here has a central control and processing device 10 and a scanner unit 2.
  • the scanner unit 2 comprises a patient table 3 and a gantry housing 4, in which a raw data acquisition device 5 with a rotatable x-ray source 6 mounted on a gantry and a rotatable detector arrangement 7 mounted opposite the gantry is mounted around an examination area 8.
  • an examination subject P here a subject or patient P, stored and can be retracted along a system axis (or rotation axis) z in the examination area 8.
  • the computer tomography system 1 shown in FIG. 1 is only an exemplary embodiment and the invention can of course also be used in systems in which the gantry moves along the patient P or the subjects P and the latter the patient table 3 is at a fixed position.
  • other types of detectors can be used, for example detectors extending along the entire circumference, which do not move, but in which only the X-ray source 6 rotates.
  • variants with several X-ray sources or other structures are possible.
  • the patient P or subject is a human.
  • the method can also be used on animals, d. H.
  • subject P or patient P is therefore to be construed broadly.
  • the subject P or patient P can be given a contrast agent via an injection needle 40, wherein the flow rate of the contrast agent as a function of time in accordance with a well-defined input function, which is predetermined for example in an injection protocol, can be controlled by a Kontrastschgabetician 18.
  • the gantry 4 is controlled with its components via the central control and processing device 10, which has a processor 20 and a plurality of interfaces 11, 12, 13, 14, 15, 16 and a memory 17.
  • the central control and processing device 10 which has a processor 20 and a plurality of interfaces 11, 12, 13, 14, 15, 16 and a memory 17.
  • a processor 20 may also be used.
  • a terminal 19 for operating the computer tomography system 1 is connected via a first output / input interface 11.
  • RIS Radiological Information System
  • PACS Picture Archiving and Communication System
  • image data and / or raw data can be transmitted to mass memories, output units, diagnostic stations, workstations or the like.
  • signals can be transmitted to the gantry 4 and the X-ray source 6 via a control line in order to control them appropriately.
  • a common control interface 13 is shown schematically for all control tasks relating to the gantry 4.
  • This drive unit 21 takes over for controlling the scanner 2 for a specific measurement, for example from the memory 17 certain scan protocols SP.
  • a control and processing unit 10 for a computer tomography system in a memory 17 contains a multiplicity of such scan protocols SP for a wide variety of examination situations, whereby an operator selects and, if necessary, modifies a suitable scan protocol SP via the terminal 19 can.
  • the entire CT system 1 operates according to control parameters in the selected scan protocol SP. But via the terminal 19, the operator can control and control the entire CT system 1 at any time.
  • raw data RD that is to say projection measured data
  • the measured raw data RD are transmitted to an image reconstruction unit 22, which generates image data records from it and, for example, writes them into DICOM files or other image files, which are then available for various other functions.
  • image reconstruction unit 22 which generates image data records from it and, for example, writes them into DICOM files or other image files, which are then available for various other functions.
  • These functions include z.
  • the region or a target area ZB of the patient P can be detected in a main measurement HS.
  • a pre-measurement preparatory to the main measurement HS e.g. B. for monitoring an enrichment course of contrast agent, can be done in a monitoring range UB of the patient P, which - as shown here - can be very close to the target area ZB. If z. B. in the useful measurement or main measurement HS from a heart of the patient P as target area ZB image data BD to be detected, the pre-measurement can be performed on the ascending aorta as a monitoring area UB.
  • the table feed of the patient table 3 can be controlled in accordance with the control of the gantry 4, the X-ray source 6 and the detector arrangement 7, for example depending on the control protocol in a sequential method or in a helix method (spiral method) raw data RD from the desired area of the examination object P and to reconstruct the image data BD therefrom. It can be both individual
  • a start signal SS can be transmitted to the contrast agent delivery unit 18 by the control and processing unit 10.
  • the information on the injection protocol such as the contrast agent concentration, the flow rate, the volume, etc.
  • the contrast agent delivery unit 18 may also be part of the control and processing unit 10.
  • a measurement start time determination unit 25 for automatically determining a measurement start time of a main measurement of the examination subject P is realized.
  • This has an input interface 26 for the acquisition of image data BD and optionally concentration values KD, which can optionally be determined by the image reconstruction unit 22 from the image data BD.
  • the measurement start time determination unit 25 also has an input interface 27 for taking over a number of population-averaged simulation model curves and / or contrast agent impulse response functions, which may be stored in the memory 17, for example. It also receives the above-mentioned information on the inspection report.
  • the measurement start timing determination unit 25 includes a candidate curve calculation unit 28 for generating a number of candidate enhancement model curves based on a population-averaged contrast agent.
  • the measurement start-time determination unit 25 is connected via an output interface 37 to the drive unit 21, to which the measurement start time t s is transmitted and which then activates the scanner 2 accordingly.
  • the image reconstruction unit 22, the measurement start time determination unit 25 and the model curve analysis unit 24 are implemented here in the form of software on the processor 20. In principle, however, all of these units can also be implemented, at least in part, as hardware components.
  • CT system 1 used for the invention may, in addition, also have a multiplicity of further customary components which, for reasons of simplification, are not illustrated in FIG. 2 and need not be explained further they are known in the art.
  • FIG. 3 corresponds in its construction to FIG. 1, with the difference that a fourth time axis (IV) has a calculation period in which MKE is determined on the basis of the previously measured concentration values KDi, KD 2 , KD 5 , KD within the framework of a model curve determination process 8, one or more examination-specific enhancement model curves C M are determined, brought into temporal relationship with a contrast agent delivery function IF (t), a contrast agent progression function C (t), a bolus monitoring scan BTS and a main measurement HS.
  • a bolus monitoring scan BTS is started immediately after or with a specific monitoring time offset UZ after the administration of the contrast agent KM at a contrast agent administration start time SK.
  • concentration values KDi, KD 2 , KD 3 , KD 8 (the numbering of which corresponds to the number of the corresponding acquisition times) of the contrast agent KM in the monitoring area UB of the body P are measured.
  • a concentration value KD 5 which exceeds KDi, KD 4 of the blood as the first significantly detected previously, triggers a computation process which calculates a first current contrast agent progression function C (t). This calculation takes the place of a performance of the main scan HS of the target area ZB in accordance with a previously defined scanning Time-skewed SZ, as it is part of the described conventional method.
  • the arithmetic procedure operates on population-averaged enrichment model curves (based on a population-averaged contrast agent impulse response function AIR AVG ) / which describes contrast enhancement as an average for a population.
  • the population may be a total population or a gender-specific and / or weight-specific and / or size-specific and / or defect-specific
  • the group preferably sharing physiological characteristics as similar as possible to the patient P with respect to at least one parameter.
  • the group includes people of the same sex, a similar body weight, a similar height, or a similar age.
  • the measured values on which the population-averaged enrichment model curve is based may, for example, be: B. stored in a database DB.
  • a candidate curve calculation process KB taking into account a tube voltage constant fkV (derived from the tube voltage of the CT scanner used in the population-averaged measurement data) and corresponding injection protocol data ID (eg, information of a total amount of contrast medium KM used, an injection rate, and so on an iodine content of the contrast agent KM) with the population-averaged contrast agent impulse response function calculates a number of candidate enhancement model curves C K i, C K2 , ⁇ , C K 7 (see also FIG. 4) representing possible scenarios of a time course of a contrast agent concentration.
  • These curves C K i, C K 2 / - / C K 7 can also be stored in the database DB after their calculation.
  • C K 7 can each already take place before a Kontraststoffgabe- starting time SK.
  • An algorithm which takes into account injection protocol data ID, ie at least one contrast agent administration period IZ, a contrast agent injection rate KMR and its current iodine concentration co u , as well as a currently used tube voltage fkV a , calculates which of the candidate enhancement model curves C K i, C K 2, ⁇ , C K 7 is the most similar to an actual contrast enhancement curve, which is described here only by the first significant concentration value KD 5 detected at time t 5 .
  • the arithmetic process is repeated iteratively for each further concentration value KD 6 , KD 7 , KD 8 of the contrast agent KM.
  • an investigation-specific enrichment model curve C M corresponding to the family of candidate enhancement model curves C K i, C K 2,. ⁇ , Cxn is calculated with greater reliability of an actual contrast agent enrichment curve.
  • the detection of concentration values and the subsequent calculation are stopped because a time is reached which serves as a buffer for driving the scanner for a
  • Start time t s calculated at the beginning of the main scan HS.
  • the measurement start time t s takes into account a previously determined duration of the main scan HS and is set, for example, such that the main scan HS takes place in a concentration peak KG starting from a calculated peak KP of the contrast agent concentration in the target area ZB in equal parts Time before the peak KP and after the peak KP expands.
  • the concentration scan KTS of the bolus monitoring scan BTS in real time in the form of the concentration peak KG of the examination-specific enhancement model curve becomes an optimum time window for performing the main scan HS of the patient P determined.
  • a prior determination of a concentration threshold value KS and a scan time offset SZ are no longer absolutely necessary for this.
  • Figure 4 shows seven candidate enhancement model curves
  • C K i, ⁇ , C K7 which were calculated and stored on the basis of a population-averaged contrast agent-impulse response function before a main measurement HS and represent possible courses of a concentration of contrast medium KM in the body of a patient P.
  • the different width values h ⁇ , b 7 represent or imitate model physiological differences of individual patients P, whose bodies have a different rapid increase / decrease of contrast agent KM.
  • the correction factor (1 / b n ) in equation (3) takes into account that a human being forms a closed system and therefore the amplitude changes reciprocally when the width of the contrast agent impulse response function AlR AVG (t) changes.
  • AlR AVG (t) the width of the contrast agent impulse response function
  • the calculated or "simulated" candidate enhancement model curves C K i, C K7 should ideally be one, compared to the temporal resolution of the bolus monitoring scan BTS (which is usually about 1 to 2 s in CT measurements), have high temporal resolution of, for example, between 0.01s and 0.001s.
  • the above-mentioned equation (3) additionally takes into account the iodine concentration co n of the contrast medium KM used in the current measurement in relation to the iodine concentration CO AVG on which measurements based on which a population-averaged contrast agent impulse response function AlR AVG (FIG. t) was calculated.
  • the values shown in FIG. 4 are furthermore based on injection protocol data ID or on a contrast agent delivery function IF (t) in which, for example, a contrast agent volume of 70 ml is introduced into the body P at an injection rate of 5 ml / s, and the contrast agent KM has a concentration of 300 mg iodine / ml.
  • equation (3) takes into account the iodine vector fKVu which, as explained above, depends on the tube voltage with which a radiographic imaging system is operated in the current measurement (more precisely, the bolus monitoring scan BTS of the current measurement).
  • This iodine vector fKV a forms a quotient with the iodine vector fKV AVG / which in turn depends on the tube voltage on which the measurements were based, from which the population average contrast impulse response function AiR AVG (t) was formed.
  • the candidate enhancement model curves C K i, C K 7 show that a comparatively high width value b is reflected in a broader contrast agent impulse response function AIR (t) and a contrast agent concentration maximum IP is reached only after a comparatively longer time.
  • FIG. 5 shows three candidate enhancement model curves C K io / C K ii, C K i2, wherein width values bi 0 , bn, 12 (see FIG. 6) of their respectively underlying contrast agent impulse response functions AIR (t) with 1.0 (C K io), 2.0 (C K n) and 3.0 (C K i2) are indicated.
  • the injection protocol data ID for calculating these curves has a total amount of contrast medium KM of 90 ml, which is introduced into the body of the patient P at an injection rate of 5 ml per second.
  • An iodine concentration co n of the contrast medium KM used is 300 mg iodine / ml.
  • a tube voltage of an x-ray tube used in the main measurement HS which is used to calculate the tube voltage constant fkV a , is 100 kV.
  • the planned duration of the main scan HS (the duration results for example from the scan length and the pitch, ie the ratio of table feed to beam collimation of a CT scanner)
  • a concentration peak phase KGi 0 , KG i2 are determined, ie a period of time with the duration of the main scan, which includes, for example, a maximum contrast enhancement IP
  • the concentration peak phase KG is defined here as a period of time However, it can also be defined as a period of time before a maximum of contrast enhancement is reached.
  • the second option provides greater certainty that a thus determined measurement start time t s of a main measurement HS is closer to the time point, as it is determined by a conventional method from a concentration threshold KS (see Figure 1), but it is also we niger efficient because maximum contrast
  • the Concentration peak phase KGi 0 , KG i2 each predefined 4s, but it can also be defined shorter or longer, depending on the scan duration of the main scan HS.
  • the bolus monitoring scans BTS would each be terminated at a concentration threshold KS of 150 HU.
  • KS concentration threshold
  • FIG. 5 shows that a different scan time offset SZi 0 , SZn, SZ i2 would be optimal for each of the three candidate enhancement model curves C K io / - / C K i2.
  • FIG. 6 illustrates the relationship between a width of the contrast agent impulse response function AIR (t) and an optimum scan time offset SZ 0 , which establishes a time interval between an end of a bolus monitoring scan BTS and a measurement start time t s indicates.
  • the figure 7 are in the context of the bolus monitoring scan BTS in measurement intervals, such as.
  • the Bolus Surveillance Scan BTS is with a monitoring time offset UZ, here z. B. from about 8s, after the contrast agent start time SK started.
  • a monitoring time offset UZ here z. B. from about 8s, after the contrast agent start time SK started.
  • concentration value KD i3 is a previously defined threshold, here z. B. 30 HU, above an initial level in the form of previously recorded concentration values KDi, KD 2 , KD 12 achieved.
  • the initial level of the concentration values KDi, KD 2 , KD i2 represents a native Röntgenschwownungs- or HU value of the patient's blood (which here is about 50 HU). If the threshold is exceeded, a calculation is started.
  • the algorithm used determines in real-time after each measurement KD i3 , KD 2 i a current investigation-specific enrichment model curve. After a last acquisition of concentration values KD 2 i, the examination-specific enrichment model curve C M (see also FIG. 4) results on the basis of the detected concentration values KDi, KD 2 i.
  • This determination of the examination-specific enrichment model curve C M is carried out according to the preferred variant of the method by selecting a candidate enhancement model curve C K (see below), which is particularly well adapted to the course of the up to a current detection time point (here t 2i ) concentration values KD.
  • a candidate enhancement model curve C K see below
  • the exact procedure for selecting the most suitable candidate enrichment model curve C K will be explained in more detail below with reference to FIGS. 8 to 11.
  • the concentration values KD or candidate enhancement model curves C K must be adjusted so that the native X-ray attenuation value or HU value of patient blood is taken into account (implicitly) in the calculation of an examination-specific enhancement model curve C M.
  • a "zero line" or a reference concentration value C 0 which is defined by an x-ray attenuation value for pure water at 0 HU, to an always individually determined X-ray attenuation value of a blood volume of the to be measured
  • Patient P (“baseline offset", ie zero-line displacement) This is shown in Figure 8. If, for example, a blood volume of a patient P without an entry of patient contrast agent KM has a native value of 50 HU, and after an entry of contrast agent KM in image data BD of the blood a concentration value KD of 80 HU is determined, the difference results in a contrast agent increase of 30 HU. It is initially for a phase without the action of contrast medium KM in a pre-monitoring phase a Grund Inc. Zero line with the mean value MW determined (here, for example, at about 50 HU). Subsequently, all concentration values KD recorded in this phase are corrected downwards to the corrected mean value MW k (with 0 HU).
  • concentration values KDi to KD 2 i which are detected by an examination subject P with the action of the contrast agent KM in the context of a bolus monitoring scan BTS or monitoring scans, are virtually corrected downwards by 50 HU to concentration values KDi ⁇ to KD 2 i>. This is done by shifting the zero line on an axis of the contrast agent intensity values IK by the same value upwards, so that the patient's blood is set equal to 0 HU. The shift can be determined in the pre-monitoring phase and / or from a number of concentration value detections in the monitoring area UB, z. B. an average of the first four observations, for which it can be assumed with absolute certainty that the contrast agent KM has not yet arrived in the monitoring area UB.
  • the simulated candidate enhancement model curves C K can be increased by the currently determined HU value of the patient's blood. This method ultimately leads to the same result. All of the following mathematical operations relate to the increase of the contrast agent concentration or to the corrected zero-point offset concentration values KD and not to the absolute X-ray attenuation or HU values.
  • FIG. 9 shows a pictorial representation of a synchronization method as part of an adaptation of candidate enhancement model curves C K to the temporal course of detected concentration values KD.
  • FIG. 10 illustrates the step required to determine the most appropriate curves to be performed subsequent to the synchronization procedure of FIG. 9.
  • the candidate enhancement model curve C K 5 as an example for each of the candidate enhancement model curves C K i, C K 7 shown in FIG. 9 is extended by a certain time domain along the time axis, e.g. B. 3s, in steps of z. B. 0.1s at the last detected (and corrected with respect to the zero-line offset) concentration value KDi 8 > pushed past.
  • the candidate enhancement model curve C K 5 (b 5 3.0)
  • the method of mean squared error can be applied as a fit-quality determination method in order to determine an optimal adaptation of an investigation-specific enhancement model curve C M to a temporal course of the concentration values KD
  • Other similarity methods may be used, such as the sum of squared errors or the sum of absolute errors.
  • FIG. 11 shows a change of a contrast agent concentration maximum IP i, IP 9 of the investigation-specific enrichment model curve calculated in each case after the concentration values KD i3 , KD 2 i have been determined by the algorithm (see FIG. 4) C M.
  • a predicted contrast medium concentration maximum IPi, IP 2 / IP 3 lies at about 42 s after the contrast agent administration start time SK.
  • the predicted contrast medium concentration maximum IP 4 lies at approximately 43 s after the contrast agent administration start time SK.
  • the figure shows that after each further detection of concentration values KD 14 , KD 17 after exceeding a predetermined threshold value, a calculated contrast medium concentration maximum IP 2 ,..., IP 5 is adjusted until the algorithm after the 18th measurement (the concentration value KDi 8 , at the corresponding 18th concentration value measuring point MP) the concentration peak value IP 6 is calculated to be about 40 seconds after the contrast agent injection start time SK. This value is repeatedly confirmed in this example by the following measurements and calculations up to the 21st measurement (the concentration value KD 2 i, at the corresponding 21st concentration value measuring point MP).
  • a control device (see FIG. 2) of the CT system 1 used terminates a calculation process carried out with the aid of the algorithm and the bolus monitoring scan BTS, when z.
  • the investigation-specific enhancement model curve C M calculated on the basis of a last-recorded concentration value KD exceeds a previously defined reliability threshold value, ie, with sufficient probability, to examine a future course of an analysis.
  • the calculation process and the bolus monitoring scan BTS are stopped at the latest at a time which guarantees a time buffer which is necessary for a preparation of the scanning device before a main measurement HS (" For example, the time buffer allows a patient table of the CT system to move to a suitable position for performing the main measurement HS after completion of the bolus monitoring scan BTS.
  • FIG. 12 again shows an investigation-specific enrichment model curve C M ' for confirming the reliability of the method, which in contrast to the investigation-specific enrichment model curve C M according to FIG. 12

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung eines Mess-Startzeitpunktes (ts) für eine bildgebende Messung mittels eines medizintechnischen Bildgebungssystems (1) in Abhängigkeit von einem zeitlichen Verlauf von Konzentrationswerten (KD1, KD21) eines Kontrastmittels (KM) in einem Überwachungsbereich (UB) eines Untersuchungsobjekts (P) mit den folgenden Schritten: - Erfassung der Konzentrationswerte (KD1,..., KD21) einer jeweils aktuellen Konzentration des Kontrastmittels (KM) in dem Überwachungsbereich (UB) zu verschiedenen aufeinander folgenden Erfassungszeitpunkten (t1,..., t9), - Ermittlung einer aktuellen untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve (CM) auf Basis eines zeitlichen Verlaufs der Konzentrationswerte (KD1,..., KD21), - Ermittlung des Mess-Startzeitpunktes (ts) auf Basis der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve (CM). Darüber hinaus betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Ansteuerung eines medizintechnischen Bildgebungssystems (1) sowie eine Steuereinrichtung (10) und ein medizintechnisches Bildgebungssystem (1) zur Realisierung der erfindungsgemäßen Verfahren.

Description

Beschreibung
Verfahren und System zur Ermittlung eines Mess- Startzeitpunktes
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung eines Mess-Startzeitpunktes für eine bildgebende Messung mittels eines medizintechnischen Bildgebungssystems in Abhängigkeit von einem zeitlichen Verlauf von Konzentrationswerten eines Kontrastmittels in einem Überwachungsbereich eines
Untersuchungsobjekts. Sie betrifft außerdem ein Verfahren zur Ansteuerung eines medizintechnischen Bildgebungssystems sowie eine Steuereinrichtung und ein medizintechnisches Bildge- bungssystem zur Realisierung der erfindungsgemäßen Verfahren.
Kontrastmittel verbessern die Darstellung von Strukturen und Funktionen eines lebendigen Untersuchungsobjekts bzw. Körpers bei bildgebenden Verfahren wie der Röntgendiagnostik (z. B. Computertomographie) , Magnetresonanztomographie (MRT) und So- nographie (Ultraschall) . Für die Darstellung von Blutgefäßen im Körper (Angiografie) , werden in der Röntgendiagnostik oft Kontrastmittel verwendet, die Röntgenstrahlen stärker absorbieren als normales Weichteilgewebe. Bei Verwendung einer jodhaltigen Lösung als Kontrastmittel schwächen die Blutgefä- ße, in die die Lösung gelangt, die Röntgenstrahlen mehr als das umliegende Gewebe und erhöhen so den Bildkontrast der Blutgefäße. Ein erhöhter Konzentrationswert des Kontrastmittels macht sich also direkt linear mit einer Erhöhung des bei einer mit Röntgenstrahlung arbeitenden Messung gemessenen Schwächungswerts bemerkbar. Insofern können die Begriffe „Konzentrationswert" und „Schwächungswert" bzw. „Röntgen- schwächungswert " auch synonym verwendet werden, sofern es um Messungen mit Röntgenstrahlung geht. Bevor eine kontrastmittelunterstützte Bildgebung, z. B. eine Computertomographieaufnahme (CT-Scan) , erfolgen kann, ist es notwendig, dass das Kontrastmittel sich zum Zeitpunkt des CT-Scans in einer ausreichenden Konzentration in einem Ziel- bereich bzw. einem Zielgewebe des Körpers befindet. Der Zielbereich ist beispielsweise ein Organ (Herz, Lunge, Niere, etc.), von dem mit einem bestimmten Erkenntnisinteresse Bilddaten erzeugt werden sollen.
Eine übliche Methode, den Verlauf einer Kontrastmittelkonzentration (im Folgenden auch „Kontrastmittelverlauf" genannt) , d. h. eine Anreicherung von Kontrastmittel KM und eine Abreicherung nach einer maximalen Anreicherung (im Folgen- den auch bezeichnet als „Konzentrationsgipfelphase" KG) , wird anhand von Figur 1 erläutert. Figur 1 zeigt ein Diagramm mit drei horizontal und parallel zueinander verlaufenden Zeitachsen (I, II, III) . Auf einer unteren Zeitachse (III) sind ein Topogramm TP, ein „ Pre-Monitoring" PM, ein „Bolus- Überwachungs-Scan" BTS sowie eine Hauptmessung HS eines
Untersuchungsobjekts P verzeichnet. Das Topogramm TP dient einer Erfassung einer Lage eines Zielbereichs ZB und eines Überwachungsbereichs UB in einem Untersuchungsobjekt P. Im Überwachungsbereich UB wird der Bolus-Überwachungs-Scan BTS durchgeführt, der Zielbereich ZB wird anschließend in der Hauptmessung HS gescannt. Das Pre-Monitoring PM dient dazu, bevor das Kontrastmittel injiziert wird, im Überwachungsbereich UB eine Region im Körper zu definieren, meist die Aorta, wo der Bolus-Überwachungsscan ausgewertet und ggf. der native Schwächungswert des Blutes ermittelt wird. Auf einer mittleren Zeitachse (II) ist in sehr grob vereinfachter Darstellung (als einfache Dreiecksfunktion) ein Verlauf einer Kontrastmittelkonzentration C(t) im Untersuchungsobjekt P gezeigt. Auf einer obersten Zeitachse (I) ist eine Kontrastmit- telzuführungsfunktion IF(t) dargestellt, die sich über einen Kontrastmittelgabe-Zeitraum IZ erstreckt. Die drei Zeitachsen (I, II, III) sind zeitlich miteinander korreliert. Bei diesem Verfahren wird der „Bolus-Überwachungs-Scan" BTS vor dem Beginn des eigentlichen Hauptscans HS des Zielbereichs ZB durchgeführt. Mit dem Bolus-Überwachungs-Scan BTS werden zu bestimmten Erfassungszeitpunkten t±, t2, t9 mit gleichen Zeitintervallen, z. B. im Sekundentakt, Konzentrationswerte KDi, KD2, KD9 des Kontrastmittels (angegeben in der Ein- heit Hounsfield-Units bzw. Hounsfield-Einheiten, HU) erfasst. Die Erfassung erfolgt in einem Überwachungsbereich des Körpers, der in der Nähe des Zielbereichs liegt, der im Hauptscan HS gemessen werden soll. Wenn im Hauptscan HS beispiels- weise Bilddaten eines Herzens erzeugt werden sollen, kann der Bolus-Überwachungs-Scan BTS in einer Schicht der aszendieren- den Aorta durchgeführt werden.
Unmittelbar nach oder mit einem bestimmten Überwachungs- Zeitversatz UZ nach der Gabe des Kontrastmittels an einem Kontrastmittelgabe-Startzeitpunkt SK wird also der Bolus- Überwachungs-Scan BTS gestartet. Ein Kontrastmittelgabe- Zeitraum IZ, d. h. ein Zeitraum, in dem ein Volumen an Kontrastmittel mit einer bestimmten Injektionsrate in den Körper eingebracht wird, kann länger dauern als ein Zeitraum des
Bolus-Überwachungs-Scans BTS. Sobald an einem Erfassungszeitpunkt ti, t2, t9 (hier: t7) eine Überschreitung eines zuvor definierten Konzentrations-Schwellenwerts KS des Kontrastmittels im Überwachungsbereich festgestellt wird, z. B. 150 HU, wird üblicherweise nach einem zuvor definierten Scan- Zeitversatz SZ („Scan-Delay") , z. B. 3s nach Erreichen des Konzentrations-Schwellenwerts KS (ein sogenannter „post- trigger-delay") , der Hauptscan HS des Zielbereichs ZB gestartet .
Diese Methode bietet eine hohe Wahrscheinlichkeit, dass das Kontrastmittel in einer Mindestanreicherung von dem im Konzentrations-Schwellenwert KS angegebenen HU-Wert (in diesem Fall 150 HU) im Zielbereich angekommen ist, wenn der Haupt- scan HS durchgeführt wird.
Das Verfahren bietet jedoch eine Reihe von Nachteilen: Der zuvor definierte Konzentrations-Schwellenwert wird in der Regel lediglich auf Basis von Erfahrungswerten bzw. Durch- schnittswerten eingestellt. Es ist daher an einem individuellen Patienten unklar, in welcher Phase des Verlaufs der Kontrastmittel-Konzentration gemäß diesem zuvor definierten post-trigger-delay bzw. Scan-Zeitversatz der Hauptscan durch- geführt wird. Der Verlauf der Kontrastmittel -Konzentration steht nämlich u. a. in starker Abhängigkeit von der Physiologie des jeweiligen Patienten. Es kann also passieren, dass der Scan-Zeitversatz im Voraus nicht optimal gewählt worden ist, und damit ein Hauptscan durchgeführt wird, bei dem die Kontrastmittel -Anreicherung im Zielbereich entweder noch nicht ihren Höhepunkt erreicht hat, oder eine maximale Kontrastmittelkonzentration bereits überschritten wurde. In beiden Fällen wird das Kontrastmittel dann ineffizient genutzt: es hätte eine höhere Kontrastmittel-Konzentration, d. h. eine bessere Qualität der Bilddaten erreicht werden können, oder es hätte die gleiche Anreicherung unter Verwendung eines geringeren Volumens an Kontrastmittel erreicht werden können. Da ein Verlauf der Kontrastmittel -Konzentration von einer komplexen Wechselwirkung vieler Parameter abhängig ist (u. a. Injektionsparameter, Scanparameter und patientenspezifische Parameter) und dementsprechend stark variieren kann, ist ein optimaler Scan-Zeitversatz im Voraus schwer bestimmbar. Daher wird üblicherweise ein im Wesentlichen standardisierter Scan- Zeitversatz gewählt, der gegebenenfalls einen aktuellen Kontrastmittelgabe-Zeitraum oder einen Zeitraum des Hauptscans berücksichtigen kann. Dennoch kann nach dieser herkömmlichen Methode nicht mit Sicherheit vorhergesagt werden, ob ein Hauptscan an einem Höhepunkt der Kontrastmittel -Anreicherung bzw. in einer Konzentrationsgipfelphase stattgefunden hat.
Ausgehend von der hier dargestellten Problematik liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, bei einer kontrastmittelun- terstützten bildgebenden Messung eine Nutzung des Kontrastmittels zu verbessern.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Anspruch 1, ein Verfahren gemäß Anspruch 12, eine Steuereinrichtung gemäß An- spruch 13 und ein medizintechnisches Bildgebungssystem nach Anspruch 14 gelöst. Das erfindungsgemäße Verfahren betrifft eine Ermittlung eines Mess-Startzeitpunktes für eine bildgebende Messung mittels eines medizintechnischen Bildgebungssystems in Abhängigkeit von einem zeitlichen Verlauf von Konzentrationswerten eines Kontrastmittels in einem Überwachungsbereich eines Untersuchungsobjekts mit den folgenden Schritten:
Erfassung der Konzentrationswerte einer jeweils aktuellen Konzentration des Kontrastmittels in dem Überwachungsbereich zu verschiedenen aufeinander folgenden Erfassungs- Zeitpunkten,
Ermittlung einer aktuellen untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve auf Basis eines zeitlichen Verlaufs der Konzentrationswerte,
Ermittlung des Mess-Startzeitpunktes auf Basis der unter- suchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve.
Unter der „bildgebenden Messung" wird eine Nutz- bzw. Hauptmessung eines Zielbereichs des Untersuchungsobjekts verstanden, die mit einem bestimmten Erkenntnisinteresse durchge- führt wird. Eine „Erfassung der Konzentrationswerte" im Überwachungsbereich wird als Vorscan bzw. als Vormessung des Untersuchungsobjekts verstanden. Da Konzentrationswerte bzw. Konzentrationsdaten des Kontrastmittels zu verschiedenen aufeinander folgenden Erfassungszeitpunkten - vorzugsweise in einem stets identischen Überwachungsbereich - gemessen werden, z. B. ein Mal pro Sekunde, geht einer Hauptmessung mindestens eine Vormessung, d. h. beispielsweise 5 Vormessungen, voraus . Der „Überwachungsbereich" kann sich von einem Bildgebungs- Zielbereich unterscheiden, der in der Hauptmessung erfasst wird. Beispielsweise können in der Hauptmessung von einem Herzen (als Zielbereich) eines Patienten Bilddaten erzeugt werden. Zur Ermittlung des Mess-Startzeitpunkts der Hauptmes- sung kann zuvor in der aszendierenden Aorta (als Überwachungsbereich) eine Erfassung von Konzentrationswerten des in den Patienten eingebrachten Kontrastmittels vorgenommen werden. Alternativ kann der Überwachungsbereich auch mit dem Zielbereich der Hauptmessung identisch sein oder ein Teil desselben sein. Die Erfassung der Konzentrationswerte bzw. die Vormessung und die bildgebende Messung bzw. die Hauptmessung können dabei mittels eines beliebigen medizintechnischen Bildgebungssystems , vorzugsweise eines Computertomographie- Systems, Magnetresonanztomographiesystems und/oder Ultraschallsystems, durchgeführt werden.
Der Begriff „zeitlicher Verlauf von Konzentrationswerten" im- pliziert, dass sich erfasste Konzentrationswerte eines Kontrastmittels über einen zeitlichen Verlauf hinweg verändern, d. h. steigen und/oder fallen, können. Ein Verlauf von Konzentrationswerten, der z. B. durch Messwerte von Kontrastmittel-Anteilen in einem Gewebe repräsentiert wird, die in fes- ten oder variablen Zeitabständen erfasst werden, kann z. B. als Kurve dargestellt werden. Ein Mess-Startzeitpunkt der bildgebenden Messung kann abhängig von einem zeitlichen Verlauf der Konzentrationswerte ermittelt werden, indem er auf Basis vorgegebener Kriterien auf einen bestimmten Punkt des Verlaufs gelegt wird. Beispielsweise kann dabei eine Phase der Anreicherung des Kontrastmittels im Überwachungsbereich und/oder eine Phase der Abreicherung derart berücksichtigt werden, dass eine Hauptmessung mit einem bestimmten Zeitversatz vor einem Maximum der Kontrastmittel -Anreicherung ge- startet wird, sodass das Maximum in jedem Fall während der
Hauptmessung erreicht wird. Die Ermittlung des Startzeitpunktes kann auch unter Einbeziehung eines Startzeitpunkts einer Kontrastmittelgabe erfolgen. Unter der „untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve" wird eine berechnete modellhafte Kurve der Kontrastmittel-Anreicherung und -Abreicherung verstanden, die speziell an aktuell erfasste Konzentrationswerte „angepasst" wird. Unter „Anpassen" in diesem Sinne wird dabei auch, wie später noch erläutert wird, eine Auswahl einer passenden Anreicherungsmodellkurve aus einer Sammlung von bereits berechneten (Kandidaten- ) Anreicherungsmodellkurven verstanden. Dies bedeutet, dass die Anreicherungsmodellkurve ein Kurvensegment aufweist, das gut zu den aktuell erfassten Konzentrationswerten passt und somit einen in der Vergangenheit liegenden, tatsächlichen Verlauf der Kontrastmittel-Konzentration berücksichtigt. Sie weist außerdem ein weiteres Kurvensegment auf, das eine voraussichtliche zukünftige Entwicklung der Kontrastmittel -Konzentration beschreibt, die auf Basis bestimmter Kriterien berechnet wurde. Die gesamte Anreicherungsmodellkurve, insbesondere aber dieses zweite Kurvensegment, bildet also eine modellartige Vorhersage des Konzentra- tionsverlaufs des Kontrastmittels im Untersuchungsobjekt.
Der Mess-Startzeitpunkt kann zusätzlich von der geplanten Dauer einer Hauptmessung abhängig sein. Die Dauer kann beispielsweise durch eine Dicke eines Schnittbildes, das erzeugt werden soll, bestimmt sein, beispielsweise bei einem CT- Scanner z. B. durch ein Verhältnis von Tischvorschub zu
Strahlkollimierung . Besonders bevorzugt wird der Mess- Startzeitpunkt derart gewählt, dass die geplante Scandauer etwa zur Hälfte vor dem Spitzenwert liegt und zur Hälfte nach dem Spitzenwert des Kontrastmittelverlaufs.
Da bei dem erfindungsgemäßen Verfahren durch die Ermittlung einer aktuellen Anreicherungsmodellkurve, welche einerseits eine vollständige Modellfunktion für den weiteren Kontrast- mittelverlauf bietet, und anderseits auf Basis z. B. nur einer Anzahl von ersten Konzentrationswerten aus einem relativ kurzen zeitlichen Bereich nach dem Start der Kontrastmittel - gäbe, d. h. in einem ersten Teil des Anstiegsbereichs des Kontrastmittelverlaufs, für die jeweilige Untersuchung spezi- fisch ermittelt wird, ist eine besonders präzise Ermittlung des Mess-Startzeitpunkts der bildgebenden Messung bzw. der Hauptmessung möglich, ohne dass eine Messung von weiteren Konzentrationswerten über einen längeren zeitlichen Verlauf (z. B. bis zum oder kurz vor der Erreichung des Maximums bzw. sogar über das Maximum des Kontrastmittelverlaufs hinaus) notwendig. Die Hauptmessung kann damit in einem Zeitraum durchgeführt werden, der eine optimale Ausnutzung eines verwendeten Volumens an Kontrastmittel garantiert. Somit kann, etwa im Vergleich zu herkömmlichen Methoden, gegebenenfalls die Menge des Kontrastmittels verringert werden.
Die Erfindung betrifft außerdem ein Verfahren zur Ansteuerung eines medizintechnischen Bildgebungssystems zur Erzeugung von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts mit den folgenden
Schritten :
Ermittlung eines Mess-Startzeitpunktes für eine bildgebende Messung in Abhängigkeit von einem zeitlichen Verlauf von Konzentrationswerten eines Kontrastmittels in einem
Überwachungsbereich des Untersuchungsobjekts gemäß dem vorangehend beschriebenen Verfahren,
Durchführung einer bildgebenden Messung eines Zielbereichs des Untersuchungsobjekts unter Verwendung des ermittelten Mess-Startzeitpunkts.
Der Zielbereich des Untersuchungsobjekts ist wie erwähnt ein Bereich, von dem mittels einer Nutzmessung Bilddaten erzeugt werden sollen, also z. B. ein Organ eines Menschen. Die Ver- wendung des Mess-Startzeitpunkts kann eine Weiterverarbeitung in beliebiger Art und Weise sein, z. B. unter Einbeziehung einer geplanten Scandauer der Hauptmessung oder eines Zeitversatzes oder anderen Korrekturfaktors. Vorzugsweise wird das medizintechnische Bildgebungssystem auch derart ange- steuert, dass die Datenakquise der bildgebenden Messung bzw. Hauptmessung direkt am Mess-Startzeitpunkt beginnt.
Vorzugsweise wird der Verfahrensschritt einer Ermittlung eines Mess-Startzeitpunktes dann beendet, wenn ein definierter Zuverlässigkeits-Schwellenwert der Prognose eines zukünftigen Verlaufs einer Kontrastmittel -Konzentration erreicht ist und/oder ein maximaler Verzögerungswert, der z. B. aus technischen Gründen den Start eines Messvorgangs notwendig macht, damit ein maximaler Konzentrationswert des Kontrastmittels nicht ungenutzt überschritten wird. Beispielsweise kann der maximale Verzögerungswert einen Zeitpuffer beschreiben, der für ein Umschalten eines verwendeten Computertomographiesystems von einem Vormessungs-Modus zur Erfassung der Konzentra- tionswerte zu einem Hauptmessungs-Modus zur Erfassung von Bilddaten des Untersuchungsobjekts notwendig ist, einschließ lieh z. B. eines Zeitraums, der zur Verschiebung einer Patientenliege erforderlich ist.
Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine Steuereinrichtung für ein medizintechnisches Bildgebungssystem mit einer
Schnittstelle zur Erfassung oder Ausgabe eines Kontrastmittelgabe-Startzeitpunkts sowie einer Startzeitpunkt- Ermittlungseinheit. Diese Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit umfasst
- eine Eingangs-Schnittstelle zur Erfassung von Konzentra tionswerten einer jeweils aktuellen Konzentration eines Kontrastmittels in einem Überwachungsbereich eines Unter suchungsobj ekts zu verschiedenen aufeinander folgenden ErfassungsZeitpunkten,
- eine Anreicherungsmodellkurven-Ermittlungseinheit zur Ermittlung einer aktuellen untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve auf Basis eines zeitlichen Verlaufs der Konzentrationswerte,
- eine Modellkurven-Analyseeinheit zur Ermittlung des
Mess-Startzeitpunktes auf Basis der untersuchungsspezifi sehen Anreicherungsmodellkurve.
Vorzugsweise umfasst die erfindungsgemäße Steuereinrichtung auch eine mit der Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit elektronisch gekoppelte Messsteuereinheit zur Durchführung einer bildgebenden Messung eines Zielbereichs des Untersuchungsobjekts unter Verwendung des ermittelten Startzeitpunkts.
Weiterhin betrifft die Erfindung ein medizintechnisches Bild gebungssystem zum Erzeugen von Bilddaten eines Zielbereichs im Inneren eines Untersuchungsobjekts, das eine Steuereinrichtung umfasst, wie sie vorangehend beschrieben wurde.
Ein Großteil der Komponenten der erfindungsgemäßen Steuereinrichtung des medizintechnischen Bildgebungssystems , insbesondere die Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit, die Anreiche- rungsmodellkurven-Ermittlungseinheit und die Modellkurven- Analyseeinheit, können auch als Softwaremodule ausgebildet sein. Eine weitgehende softwaremäßige Realisierung des erfindungsgemäßen Verfahrens hat den Vorteil, dass bereits exis- tierende medizintechnische Bildgebungssysteme auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein Computerprogrammprodukt gelöst, welches direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steu- ereinrichtung eines medizintechnischen BildgebungsSystems ladbar ist, mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm au£ der Steuereinrichtung ausgeführt ird . Weitere, besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen sowie aus der nachfolgenden Beschreibung, wobei die unabhängigen Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können und Merkmale verschiedener Ausführungsbeispiele auch zur Bildung weiterer Ausführungsbeispiele kombiniert werden können.
Vorzugsweise wird die untersuchungsspezifische Anreicherungs- modellkurve auf Basis einer populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder einer populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion ermittelt. Unter der „populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve" oder einer „populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion" wird eine modellhafte Kurve verstanden, die einen Mittelwert einer Mehrzahl von empirisch erfassten, d. h. tatsächlich gemessenen, zeitlichen Verläufen einer Kontrastmittel - Konzentration bzw. Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion bildet. Dabei wurden die Verläufe von einer Mehrzahl von Patien- ten erfasst und z. B. in einer Datenbank gespeichert. Bei einer hinreichenden Größe der zugrunde liegenden Patientengruppe kann die populationsgemittelte Anreicherungsmodellkurve bzw. Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion eine hohe statisti- sehe Aussagekraft über einen durchschnittlichen Verlauf einer Kontrastmittelkonzentration in einem Menschen besitzen. Die populationsgemittelte Anreicherungsmodellkurve bzw. Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion kann durch einen Korrekturfak- tor, der z. B. auf Basis untersuchungsspezifischer Daten der durchzuführenden Untersuchung bzw. Messung, gegebenenfalls sogar patientenspezifischer Daten des aktuellen Patienten/Probanden gebildet wird, an dem später die bildgebende Messung vollzogen werden soll, individualisiert und zu einer untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve weiter verarbeitet werden. Mit dieser Methode kann eine untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve generiert werden, die mit einer erheblichen Wahrscheinlichkeit einen tatsächlichen Verlauf einer An- bzw. Abreicherung von Kontrastmittel in einem Untersuchungsobjekt prognostiziert. Dabei kann z. B. zunächst auf Basis der populationsgemittelten Kontrastmittel- Impulsantwortfunktion eine populationsgemittelte Anreicherungsmodellkurve ermittelt werden und darauf basierend dann die untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve oder es wird, wie noch näher erläutert wird, eine untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve direkt auf Basis einer populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion ermittelt . Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltungsform werden Injektionsprotokolldaten erfasst, auf deren Basis die untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve ermittelt wird. Die Injektionsprotokolldaten beschreiben konkrete Bedingungen einer Gabe oder Zuführung von Kontrastmittel in das Untersuchungs- Objekt bzw. in den Körper eines Patienten. Darunter fallen
Informationen über einen Startzeitpunkt , eine Dauer bzw. einen Endzeitpunkt einer Kontrastmittelgabe sowie über eine Zuführungsrate des Kontrastmittels. Insbesondere ist eine Ermittlung einer untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodell - kurve unter Verwendung einer Kombination einer populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion und der Injektionsprotokolldaten möglich. So kann, unter der Prämisse, ein menschlicher Patient sei ein lineares, zeit-invariantes System, eine Anreicherungsmodell - kurve C(t), welche die Injektionsprotokolldaten einbezieht, als Faltung (Konvolution) einer Kontrastmittelzuführungsfunk- tion IF(t) mit einer Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AIR(t) beschrieben werden:
C(t) = IF(t) ® AIR(t) (1) wobei die Kontrastmittelzuführungsfunktion IF(t) die Injektionsprotokolldaten repräsentiert. Wäre eine patientenindividuelle bzw. untersuchungsspezifische Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AIR(t) bekannt, so könnte eine untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve unmittelbar be- rechnet werden. Andernfalls kann, wie z. B. in einem bevorzugten Verfahren gemäß der Erfindung, eine populationsgemit- telte Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AIRPOP-AVG ( t ) verwendet werden. Nach einer weiteren bevorzugten Ausführungsform wird die untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve auf Basis des zeitlichen Verlaufs der Konzentrationswerte aus einer Mehrzahl von Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven ausgewählt. Die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven können vor dem
Schritt der Auswahl berechnet werden, z. B. unter Nutzung der aktuellen Injektionsprotokolldaten und der populationsgemit- telten Kontrastmittel -Impulsantwortfunktion. Sie repräsentieren mögliche Verläufe einer Kontrastmittel -Konzentration für eine Anzahl und vorzugsweise für eine Mehrzahl von virtuellen Kandidaten (bzw. virtuellen Patienten) . Die Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven können damit virtuell physiologische Unterschiede imitieren, die unterschiedliche Kandidaten kennzeichnen können. Vorzugsweise berücksichtigen die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven ein breites, besonders bevor- zugt nahezu das gesamte, Spektrum menschlicher Physiologien, die zu einer unterschiedlich schnellen und/oder starken An- bzw. Abreicherung von Kontrastmittel im Körper führen können. Ihre Berechnung kann sich z. B. an den Kriterien Alter, Größe und Gewicht orientieren.
Die Auswahl der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven zur Er- mittlung der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodell - kurve kann z. B. durch „Anfitten" an die vor einem Zeitpunkt der Auswahl erfassten Konzentrationswerte nach bekannten Methoden erzielt werden. Bei jeder weiteren Erfassung von Konzentrationswerten eines Kontrastmittel-Verlaufs kann sich demnach eine Wahrscheinlichkeit erhöhen, dass eine als untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve ausgewählte Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve einem zukünftigen tatsächlichen Kontrastmittel -Verlauf entspricht. Diese Methode bietet den Vorteil, dass die Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven vor einer Untersuchung, insbesondere sogar vor einer Kontrastmittelgabe eines Patienten berechnet und gespeichert werden können. In Abhängigkeit von aktuellen Konzentrationswerten werden lediglich die erfassten Konzentrationswerte mit zeitlich entsprechenden Punkten der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven verglichen und eine am besten passende Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve ausgewählt. Im Vergleich zu einer ebenfalls möglichen komplett neuen Berechnung einer untersuchungsspezifischen Anreiche- rungsmodellkurve in Echtzeit während eines Bolus-Über- wachungs-Scans bzw. nach jeder aktuellen Erfassung von Konzentrationswerten spart diese Vorgehensweise in erheblichem Maße Rechenleistung ein. Vorzugsweise sind die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven durch unterschiedliche Breiten parametrisiert . Bei einer Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve, die eine Funktion der Kontrastmittel-Intensitätswerte über der Zeit ist, kann die Breite der Kurve verbildlichen, wie stark eine Pumpleistung des Herzens (auch „Herzzeitvolumen" oder „cardiac Output" genannt) des zu untersuchenden Patienten ist und wie schnell sich damit ein in den Körper eingebrachtes Kontrastmittel im Körper des Patienten verbreitet. Je größer eine Breite der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve ist, desto geringer kann das Herzzeitvolumen des aktuell gemessenen Patienten sein. Ein Spitzenwert der Kontrastmittel -Konzentration im Zielbereich des Körpers wird damit später erreicht als bei einem Patienten mit einem vergleichsweise hohen Herzzeitvolumen. Eine Abreicherung des Kontrastmittels im Zielbereich kann sich ebenfalls langsamer vollziehen, da das Herz das Kontrastmittel langsamer im gesamten Körper verteilt. Unterschiedliche Breiten der einzelnen Kandidaten-Anreicherungs- modellkurven repräsentieren also ein Spektrum an möglichen
Patienten und fassen eine Vielzahl an physiologischen Eigenheiten und gegebenenfalls Defekten der Patienten zusammen.
Alternativ oder zusätzlich sind die Kandidaten-Anreicherungs- modellkurven vorzugsweise durch zumindest einen Korrekturfaktor parametrisiert . Der Korrekturfaktor kann ein beliebiger Faktor sein, der in eine Gleichung zur Berechnung der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven integriert werden kann. Damit können z. B. im Vorfeld zusätzlich vorhandene oder erfasste Daten verarbeitet werden, die eine individuellere Konstruktion der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven bzw. letztlich der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve ermöglichen. Ein oder mehrere Korrekturfaktoren können z. B. aus Parametern gebildet werden, die anzeigen, wie sich ein aktu- eil zu untersuchender Patient von einem virtuellen „populati- onsgemittelten Patienten" unterscheidet, z. B. durch Geschlecht, Gewicht oder körperliche Leistungsfähigkeit.
Vorzugsweise ist der Korrekturfaktor der Kandidaten-Anrei - cherungsmodellkurven jeweils so gewählt, dass Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven mit unterschiedlichen Breiten einen im Wesentlichen identischen Integralwert aufweisen. Ein identischer Integralwert bzw. eine gleich große Fläche unter der Kurve im Vergleich mehrerer Kandidaten-Anreicherungsmodell - kurven repräsentiert die Annahme, dass ein virtueller Körper eines „populationsgemittelten Patienten" genauso wie ein Körper eines einzelnen Patienten ein geschlossenes System darstellt . Auf Basis dieser Prämisse bewirkt der Korrekturfaktor eine reziproke Änderung einer Amplitude einer Kandidaten- Anreicherungsmodellkurve, wenn ihre Breite geändert wird. Beispielsweise führt bei einer größeren Breite der Kurve um den Faktor bn und damit einer längeren zeitlichen Ausdehnung ein derartiger Korrekturfaktor dazu, dass eine Höhe der Kurve und somit ein Kontrastmittel - Intensitätswert geringer wird. Die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKn(t) können unter Einbeziehung eines derartigen Korrekturfaktors (l/bn) z. B. folgendermaßen gebildet sein:
CKn(t) =IF(t)® (l/bn) ' 9-AVG 'AIR (to +bn-t) (2) aAvG ist hierbei ein populationsgemittelter Skalierungsfaktor, der die Amplitude der Funktion skaliert und t0 ein Parameter, durch den die Kurve zeitlich verschoben werden kann, n ist lediglich ein Index für die n-te Kandidaten-Anreicherungsmode11kurve . Nach einer weiteren bevorzugten Ausführungsform basiert ein weiterer Korrekturfaktor auf einer aktuellen Jodkonzentration des Kontrastmittels und/oder einer aktuellen Röhrenspannung eines bei der aktuellen Messung des Untersuchungsobjekts verwendeten Computertomographiesystems. Sowohl eine Jodkonzent- ration eines Kontrastmittels als auch eine Röhrenspannung, mit der bei einer Messung mittels eines Radiographiesystems Röntgenstrahlung in das Untersuchungsobjekt hineingestrahlt wird, beeinflussen erheblich Schwächungswerte der Röntgenstrahlung in einem Gewebe des Untersuchungsobjekts, das mit Kontrastmittel versetzt ist. Sie beeinflussen damit eine Messung eines Kontrastmittel-Intensitätswerts. Eine Einbeziehung eines dieser Werte oder beider Werte in eine Berechnung der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven bzw. der untersuchungs- spezifischen Anreicherungsmodellkurve führt also zu einer präziseren Annäherung der Modellkurve an einen tatsächlichen Verlauf einer Kontrastmittel -Konzentration . Vorzugsweise werden in eine Berechnung der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven bzw. der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve neben einer aktuellen Jodkonzentration des Kontrastmittels und/oder einer aktuellen Röhrenspan- nung eines verwendeten Radiographiesystems analog dazu auch Werte von Jodkonzentrationen und/oder Werte von Röhrenspannungen einbezogen, die patientenindividuellen Anreicherungs- kurven zugrunde liegen, auf deren Basis eine populationsge- mittelte Anreicherungskurve gebildet wurde. Beispielsweise kann ein bei der Ermittlung der populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion verwendeter Jodkonzentrationswert COAVG in ein Verhältnis mit einem aktuellen, bei der anstehenden Untersuchung verwendeten Jodkonzentrationswert cou gesetzt werden und/oder ein bei der Ermittlung der popu- lationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion verwendeter Jodvektor fKVAVG in ein Verhältnis mit einem aktuellen, bei der anstehenden Untersuchung verwendeten fKVa Jodvektor gesetzt werden. Bei dem sogenannten „Jodvektor" handelt es sich um eine röhrenspannungswertabhängige Konstante, die angibt, welche Röhrenspannung der Röntgenquelle bei einer gegebenen Jod-Konzentration zu welchen Schwächungswerten führt. Er kann z.B. bei 80kV bei ca. 40 und bei 120kV bei ca. 25 liegen. Die Werte werden vorzugsweise für das konkret verwendete System bestimmt.
Die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKn(t) können in einer Weiterbildung der Gleichung (2) unter Einbeziehung der beschriebenen Korrekturfaktoren (COU/COAVG; fKVu/fKVAvG) z. B. folgendermaßen gebildet sein:
CKh(t) =IF(t)®(l/bn) -apoP-AVG-AIRUo +bn-t) - COu/ COAVG - f KVu/ f KVAVG (3)
Alternativ könnten, anstatt die Korrekturfaktoren b und 1/b in den Gleichungen (2) oder (3) zu nutzen, auch experimentell ermittelte Daten zur Korrektur herangezogen werden.
Darüber hinaus kann das erfindungsgemäße Verfahren vorzugsweise derart weitergebildet werden, dass die untersuchungs- spezifische Anreicherungsmodellkurve durch eine Anpassung der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder eine Anpassung von Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven an den zeitlichen Verlauf der Konzentrationswerte ermittelt wird. Die Anpassungen der Kurven an die zu bestimmten Zeitpunkten erfassten Konzentrationswerte können in beliebiger Weise erfolgen, z. B. mittels einer Skalierung, Verschiebung etc.
Die Auswahl einer oder mehrerer untersuchungsspezifischer An- reicherungsmodellkurven aus den Kandidaten-Anreicherungs- modellkurven durch Abgleich mit den zu bestimmten Zeitpunkten erfassten Konzentrationswerten bzw. durch Anpassung an diese kann dabei z. B. mittels beliebiger bekannter Fit-Verfahren erfolgen, die mit unterschiedlichen Optimierungsalgorithmen operieren.
Nach einer bevorzugten Ausgestaltungsform umfasst die Anpassung der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder eine Anpassung von Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven an den zeitlichen Verlauf der Konzentrationswerte zumindest eine der folgenden mathematischen Operationen :
- relatives Verschieben der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven zu den Konzentrationswerten bezüglich eines Referenzkonzentrationswerts (d. h. eine Verschiebung in der Höhe, d. h. in Richtung der Kontrastmit- telintensitatsskala)
und/oder
- relatives Verschieben der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven zu den Konzentrationswerten bezüglich eines Referenzzeitpunktes (d. h. eine Verschiebung in Zeitrichtung) .
Die erstgenannte mathematische Operation basiert auf dem Umstand, dass auch ohne eine Existenz eines Kontrastmittels im Blut eines Patienten die nativen Rontgenschwachungswerten des Blutes unterschiedlich sein können. Das bedeutet, dass die Messwerte variieren und unregelmäßig um einen Mittelwert, den Röntgenschwächungswert von nativem Patientenblut (d.h. eine virtuelle O-Linie) , schwanken können. Der Mittelwert kann z. B. ermittelt werden, indem eine Summe von erfassten Messwerten des Patientenbluts (vor einer Kontrastmittel -Einwirkung) durch die Anzahl an Messvorgängen geteilt wird. Der virtuelle Mittelwert wird in diesem Zusammenhang als Referenzkonzentrationswert (bzw. hier in der Regel konkret eine Konzentration von 0) bezeichnet. Vorzugsweise wird der Referenzkonzentrationswert durch das Verschieben gleich Null gesetzt, sodass erst ein signifikanter Anstieg der Konzentrationswerte, der dann durch die sukzessive Anreicherung des Blutes mit Kontrastmittel bedingt ist, über die neu definierte Null-Linie hinausgeht. Die populationsgemittelte Anreicherungsmodellkurve und/oder die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven werden also entlang der Kontrastmittel-Intensitätswert-Achse nach oben verschoben, im Falle der radiologischen Bildgebung z. B. auf ein Niveau eines Röntgenschwächungswerts (HU-Wert) , das dem Röntgenschwächungswert von nativem Patientenblut entspricht .
Die zweitgenannte Operation kann zusätzlich oder alternativ zur erstgenannten Operation durchgeführt werden. Die popula- tionsgemittelte Anreicherungsmodellkurve und/oder die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven können vorzugsweise in einem vorhergehenden Schritt miteinander synchronisiert werden, indem sie derart entlang der Zeitachse verschoben werden, dass sie allesamt durch einen letzten aktuellen Messpunkt der Kon- trastmittel -Konzentration verlaufen. Dieser Messpunkt wird hier als Referenzzeitpunkt verstanden.
Nach der Synchronisierung kann dann die populationsgemittel - ten Anreicherungsmodellkurve und/oder jede der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven entlang der Zeitachse verschoben werden und daraus eine Modellkurve ermittelt werden, die am besten zu den erfassten Konzentrationswerten passt. Besonders bevorzugt erfolgt die Anpassung lediglich mit der beschriebenen einfachen Verschiebung in Zeitrichtung und/oder mit einer Verschiebung in der Höhe, d. h. in Richtung der Kontrastmittelintensitätsskala. Eine solche simple Verschie- bung verringert den Rechenaufwand für die Anpassung erheblich. Es hat sich auch herausgestellt, dass eine weitergehende Anpassung, insbesondere bei einem Verfahren, bei dem aus einer ausreichend großen Anzahl von (populationsgemittelten und bezüglich der Breite variierten) Kandidaten-Anreicher- ungsmodellkurven eine passende untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve ausgewählt werden kann, nicht erforderlich ist.
Insbesondere kann die Auswahl einer oder mehrerer untersu- chungsspezifischer Anreicherungsmodellkurven aus den Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven durch Abgleich mit den zu bestimmten Zeitpunkten erfassten Konzentrationswerten bzw.
durch die Anpassung der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurven an die Konzentrationswerte unter Verwendung beliebiger bekannter Fit-Qualitätsermittlungsverfahren erfolgen. Darunter fallen beispielsweise die Methode der kleinsten Quadrate (method of least Squares) , die Methode des mittleren quadratischen Fehlers (mean squared error) , die Methode der Summe quadratischer Fehler (sum of squared errors) oder die Methode der Summe absoluter Fehler (sum of absolute errors) . Modellkurven mit einem besonders geringen Residuum können anschließend als untersuchungsspezifische Anreicherungsmodell - kurven verwendet werden. Es ist einerseits möglich, stets alle im Voraus berechneten Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven für jeden neuen Messpunkt zu analysieren und erst im letzten Schritt eine Auswahl einer bestimmten untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve zu treffen. Andererseits ist es auch möglich, mit dem Fortschreiten der Mess- und Analysevorgänge eine Beschränkung auf jene Anreicherungsmodellkurve vorzunehmen, die nach einem vorgegebenen Kriterium besonders gut zum aktuellen Verlauf der Konzentrationswerte passen. Durch eine Reduzie- rung der Analysevorgänge kann Rechenleistung eingespart werden .
Weiterhin können in einer Weiterbildung der Erfindung ge- schlechtsspezifische und/oder gewichtsspezifische und/oder größenspezifische und/oder defektspezifische und/oder altersspezifische populationsgemittelte Anreicherungsmodellkurven und/oder Kontrastmittel -Impulsantwortfunktionen verwendet werden. Die defektspezifische populationsgemittelte Kontrast- mittel - Impulsantwortfunktion bzw. Anreicherungsmodellkurve kann dabei Charakteristika einer oder mehrerer unterschiedlicher Krankheiten repräsentieren und weiter differenziert werden. Für jede der genannten physiologischen Personengruppen kann eine jeweils eigene populationsgemittelte Kontrastmit- tel - Impulsantwortfunktion und/oder Anreicherungsmodellkurve gebildet werden. Die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven können also somit auf gruppenspezifischen Kontrastmittel - Impulsantwortfunktionen berechnet werden. Verfügt man über eine Mehrzahl der beschriebenen gruppenspezifischen populati- onsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktionen bzw.
Anreicherungsmodellkurven, so ist es möglich, aufgrund eines Patientenbefunds vor einer Hauptmessung eines Patienten eine Vorauswahl aus den populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktionen bzw. Anreicherungsmodellkurven zu treffen.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Dabei sind in den verschiedenen Figuren gleiche Komponenten mit identischen Bezugsziffern versehen. Es zeigen:
Figur 1 ein Ablaufschema eines kontrastmittelgestützten Scans nach dem Stand der Technik,
Figur 2 eine schematische Darstellung eines Bildgebungssys- tems mit einer Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens, Figur 3 ein A laufSchema eines kontrastmittelgestützten Scans nach dem erfindungsgemäßen Verfahren,
Figur 4 ein Diagramm mit mehreren Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven mit unterschiedlichen Breitewerten,
Figur 5 ein Diagramm wie in Figur 4, das weitere Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven darstellt , Figur 6 ein Diagramm mit einer Funktion eines optimalen Scan- Zeitversatzes über einer Breite einer Kontrastmittelverlaufsfunktion,
Figur 7 ein Diagramm wie in Figur 4, das Konzentrationswerte des Bolus-Überwachungs-Scans sowie eine hierzu ermittelte untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve darstellt,
Figur 8 ein Diagramm wie in Figur 4, das eine Null- Linienkorrektur von erfassten Konzentrationswerten zeigt,
Figur 9 ein Diagramm wie in Figur 4, das eine Synchronisierung mehrerer Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven auf einen Konzentrationswert darstellt, Figur 10 ein Diagramm wie in Figur 4, das eine Verschiebung einer Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve entlang der Zeitachse zeigt,
Figur 11 ein Diagramm mit einer Anzahl von Kontrastmittel - Konzentrations-Maxima aufgetragen über der Zahl von Konzentrationswert-Erfassungen,
Figur 12 ein Diagramm wie in Figur 4, das zum Vergleich Konzentrationswerte des Bolus-Überwachungs-Scans sowie eine hierzu ermittelte untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve und tatsächlich gemessene Konzentrationsdaten des Hauptscans darstellt. Bei den folgenden Ausführungsbeispielen wird davon ausgegangen, dass es sich bei dem bildgebenden System um ein Computertomographiesystem (CT-System) handelt, welches beispielsweise für eine CT-Angiographie genutzt werden kann. Es wird aber ausdrücklich darauf hingewiesen, dass die Erfindung nicht auf eine Anwendung an Computertomographiesystemen beschränkt ist, sondern auch mit anderen medizintechnischen Bildgebungssystemen, beispielsweise Magnetresonanzsystemen oder Ultraschallsystemen bzw. anders gearteten Computertomo- graphiesystemen, eingesetzt werden kann.
Die Figur 1 wurde bereits in der Einleitung beschrieben.
Figur 2 zeigt ein Ausführungsbeispiel eines CT-Systems 1 mit einer erfindungsgemäßen Vorrichtung 25 zur Ermittlung eines
Mess-Startzeitpunkts . Das CT-System 1 weist hier eine zentrale Steuer- und Verarbeitungseinrichtung 10 und eine Scannereinheit 2 auf. Die Scannereinheit 2 umfasst einen Patiententisch 3 und ein Gantrygehäuse 4, in dem eine Rohdatenakquisitionseinrichtung 5 mit einer an einer Gantry montierten rotierbaren Röntgenstrahlungsquelle 6 sowie einer gegenüberliegend an der Gantry montierten rotierbaren Detektoranordnung 7 um einen Untersuchungsbereich 8 angebracht ist. Auf dem Patiententisch 3 ist ein Untersuchungsobjekt P, hier ein Proband oder Patient P, gelagert und kann entlang einer Systemachse (bzw. Rotationsachse) z in den Untersuchungsbereich 8 eingefahren werden .
Es wird ausdrücklich auch darauf hingewiesen, dass es sich bei dem in Figur 1 dargestellten Computertomographiesystem 1 nur um ein Ausführungsbeispiel handelt und die Erfindung selbstverständlich auch in Systemen genutzt werden kann, in denen sich die Gantry entlang des Patienten P oder Probanden P bewegt und dieser auf dem Patiententisch 3 an einer festen Position liegt. Ebenso sind andere Arten von Detektoren verwendbar, beispielsweise sich entlang des gesamten Umfangs erstreckende Detektoren, die sich nicht mitbewegen, sondern bei denen lediglich die Röntgenstrahlungsquelle 6 rotiert. Weiterhin sind Varianten mit mehreren Röntgenstrahlungsquellen oder andere Aufbauten möglich.
In dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist der Patient P bzw. Proband ein Mensch. Grundsätzlich kann das Verfahren aber auch an Tieren eingesetzt werden, d. h. der Begriff Proband P bzw. Patient P ist dementsprechend weit zu fassen.
Dem Probanden P oder Patienten P kann über eine Injektionsnadel 40 ein Kontrastmittel gegeben werden, wobei die Flussrate des Kontrastmittels in Abhängigkeit von der Zeit gemäß einer genau definierten Inputfunktion, welche beispielsweise in einem Injektionsprotokoll vorgegeben ist, durch eine Kontrastmittelgabeeinheit 18 gesteuert werden kann. Gesteuert wird die Gantry 4 mit ihren Komponenten über die zentrale Steuer- und Verarbeitungseinrichtung 10, welche einen Prozessor 20 und mehrere Schnittstellen 11, 12, 13, 14, 15, 16 sowie einen Speicher 17 aufweist. Anstelle eines einzelnen Prozessors 20 können selbstverständlich auch mehrere zusammenwirkende Prozessoren eingesetzt werden.
Über eine erste Ausgangs-/Eingangs-Schnittstelle 11 ist ein Terminal 19 zur Bedienung des Computertomographiesystems 1 angeschlossen. Eine weitere Ausgangs-/Eingangs-Schnittstelle 12 dient zur Verbindung mit einem Netzwerk NW, beispielsweise einem RIS-Netzwerk (RIS = Radiologisches Informationssystem) und/oder einem PACS-Netzwerk (PACS = Picture Archiving and Communication System) . Über dieses Netzwerk NW können Bilddaten und/oder Rohdaten zu Massenspeichern, Ausgabeeinheiten, Befundungsstationen, Workstations oder dergleichen übermittelt werden. Über eine Steuerschnittstelle 13 können über eine Steuerleitung Signale an die Gantry 4 und die Röntgenstrahlungsquelle 6 übermittelt werden, um diese passend anzusteuern. Der Einfachheit halber ist für alle Steueraufgaben betreffend die Gantry 4 nur schematisch eine gemeinsame Steuerschnittstelle 13 gezeigt.
Um die jeweiligen Aufnahmen in der gewünschten Weise zu erzeugen, befindet sich auf dem Prozessor 20 auch eine An- Steuereinheit 21, welche in Form von Software realisiert ist. Diese Ansteuereinheit 21 übernimmt zur Ansteuerung des Scanners 2 für eine bestimmte Messung beispielsweise aus dem Speicher 17 bestimmte Scan-Protokolle SP. Üblicherweise enthält eine Steuer- und Verarbeitungseinheit 10 für ein Compu- tertomographiesystem in einem Speicher 17 eine Vielzahl von solchen Scan-Protokollen SP für verschiedenste Untersuchungs- Situationen, wobei ein Bediener über das Terminal 19 jeweils ein passendes Scan-Protokoll SP auswählen und ggf. modifizieren kann. Nach Start der Messung arbeitet dann das gesamte CT-System 1 gemäß Steuerparametern im ausgewählten Scan- Protokoll SP. Über das Terminal 19 kann der Bediener aber jederzeit das gesamte CT-System 1 kontrollieren und ansteuern.
Über eine Rohdaten-Akquisitionsschnittstelle 14 werden über eine Datenleitung aus der Detektoranordnung 7 zu bestimmten, beispielsweise ausgewählten, Zeitpunkten Rohdaten RD, das heißt Projektionsmessdaten, akquiriert. Die gemessenen Rohdaten RD werden an eine Bildrekonstruktionseinheit 22 übermittelt, welche daraus Bilddatensätze erstellt und beispielswei- se in DICOM-Dateien oder andere Bilddateien schreibt, welche dann für verschiedene weitere Funktionen zur Verfügung stehen. Zu diesen Funktionen gehört z. B. eine Speicherung im internen Speicher 17 oder einem externen Speicher über das Netzwerk NW, eine Anzeige auf dem Bildschirm des Terminals 19, aber auch eine automatische Auswertung, beispielsweise eine Segmentierung und/oder eine Ermittlung von Kontrastmittel-Anreicherungswerten in einer zuvor definierten interessierenden Körperregion. Diese Region kann beispielsweise nach einer Anzeige auf dem Terminal 19 von einem Bediener mittels einer graphischen Benutzerschnittstelle manuell definiert worden sein. Es ist aber auch eine automatische Auswahl der Körperregion möglich. Wie später weiter erläutert (siehe Fi- gur 3), kann die Region bzw. ein Zielbereich ZB des Patienten P in einer Hauptmessung HS erfasst werden. Eine die Hauptmessung HS vorbereitende Vormessung, z. B. zur Überwachung eines Anreicherungsverlaufs von Kontrastmittel, kann in einem Überwachungsbereich UB des Patienten P erfolgen, der - wie hier gezeigt - sehr nahe am Zielbereich ZB liegen kann. Falls z. B. in der Nutzmessung bzw. Hauptmessung HS von einem Herzen des Patienten P als Zielbereich ZB Bilddaten BD erfasst werden sollen, kann die Vormessung an der aszendierenden Aorta als Überwachungsbereich UB durchgeführt werden.
Über eine weitere Steuerschnittstelle 15 kann passend zur Steuerung der Gantry 4, der Röntgenstrahlungsquelle 6 und der Detektoranordnung 7 der Tischvorschub des Patiententischs 3 gesteuert werden, umso beispielsweise je nach Steuerprotokoll in einem sequenziellen Verfahren oder in einem Helixverfahren (Spiralverfahren) Rohdaten RD aus dem gewünschten Bereich des Untersuchungsobjekts P zu akquirieren und daraus die Bilddaten BD zu rekonstruieren. Dabei können sowohl einzelne
Schichten als auch Volumendaten aufgenommen werden.
Über eine weitere Ausgangs-/Eingangs-Schnittstelle 16 besteht die Möglichkeit, über die Steuer- und Verarbeitungseinheit 10 die externe Kontrastmittelgabeeinheit 18 synchronisiert mit den weiteren Einheiten des CT-Systems 1 anzusteuern. Hierzu kann von der Steuer- und Verarbeitungseinheit 10 ein Startsignal SS an die Kontrastmittelgabeeinheit 18 übermittelt werden. Über diese Schnittstelle 16 können z.B. insbesondere auch die Informationen zum Injektionsprotokoll (wie die Kontrastmittel-Konzentration, die Flussrate, das Volumen, etc.) von der Steuer- und Verarbeitungseinheit 10 an die externe
Kontrastmittelgabeeinheit 18 oder umgekehrt übermittelt werden. Alternativ kann die Kontrastmittelgabeeinheit 18 auch Teil der Steuer- und Verarbeitungseinheit 10 sein. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist in dem Prozessor 20 der Steuer- und Verarbeitungseinheit 10 eine Mess- Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit 25 zur automatischen Ermittlung einer Messstartzeitpunkts einer Hauptmessung des Untersuchungsobjekts P realisiert. Diese weist eine Eingangs- Schnittstelle 26 zur Übernahme von Bilddaten BD und gegebenenfalls Konzentrationswerten KD auf, die optional von der Bildrekonstruktionseinheit 22 aus den Bilddaten BD ermittelt werden können. Die Mess-Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit 25 weist darüber hinaus auch eine Eingangs-Schnittstelle 27 zur Übernahme von einer Anzahl von populationsgemittelten Anrei - cherungsmodellkurven und/oder Kontrastmittel-Impulsantwort- funktionen auf, die beispielsweise im Speicher 17 hinterlegt sein können. Sie erhält auch die o.g. Informationen zum In- j ektionsprotokoll .
Zudem umfasst die Mess-Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit 25 eine Kandidatenkurven-Berechnungseinheit 28 zur Erzeugung einer Anzahl von Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven auf Basis einer populationsgemittelten Kontrastmittel -
Impulsantwortfunktion, eine Anpassungseinheit 29 zur Anpassung der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven an die untersuchungsspezifischen Konzentrationswerte, eine Anreicherungsmodellkurven-Ermittlungseinheit 30 zur Ermittlung einer aktuel- len untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve auf
Basis der Anpassung, und eine Modellkurven-Analyseeinheit 24 zur Ermittlung des Mess-Startzeitpunktes ts auf Basis der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve. Die Mess- Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit 25 ist über eine Ausgangs- Schnittstelle 37 mit der Ansteuereinheit 21 verbunden, an die der Mess-Startzeitpunkt ts übertragen wird und die daraufhin den Scanner 2 entsprechend ansteuert.
Die genaue Funktionsweise der Mess-Startzeitpunkt- Ermittlungseinheit 25 wird später noch anhand der Figuren 4 bis 12 genauer erläutert. Die Bildrekonstruktionseinheit 22, die Mess-Startzeitpunkt- Ermittlungseinheit 25 sowie die Modellkurven-Analyseeinheit 24 sind hier in Form von Software auf dem Prozessor 20 realisiert. Grundsätzlich können all diese Einheiten aber auch zu- mindest zum Teil als Hardwarekomponenten realisiert sein.
Es ist klar, dass ein für die Erfindung genutztes CT-System 1 darüber hinaus auch noch eine Vielzahl weiterer üblicher Komponenten aufweisen kann, die jedoch aus Gründen der Vereinfa- chung in Figur 2 nicht weiter dargestellt sind und auch nicht weiter erläutert werden müssen, da sie dem Fachmann bekannt sind .
Figur 3 entspricht in ihrem Aufbau der Figur 1, mit dem Un- terschied, dass eine vierte Zeitachse (IV) einen Berechnungszeitraum, in dem im Rahmen eines Modellkurven-Ermittlungsvorgangs MKE auf Basis der bisher gemessenen Konzentrationswerte KDi, KD2, KD5, KD8 eine oder mehrere untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurven CM ermit- telt werden, in einen zeitlichen Zusammenhang mit einer Kontrastmittelzuführungsfunktion IF(t), einer Kontrastmittelverlaufsfunktion C(t), einem Bolus-Überwachungs-Scan BTS und einer Hauptmessung HS bringt. Wie in Figur 1 wird unmittelbar nach oder mit einem bestimmten Überwachungs- Zeitversatz UZ nach der Gabe des Kontrastmittels KM an einem Kontrastmittelgabe-Startzeitpunkt SK ein Bolus-Überwachungs-Scan BTS gestartet. An Erfassungszeitpunkten ti, t2, t3, t8 werden nun Konzentrationswerte KDi , KD2, KD3, KD8 (deren Nummerierung mit der Nummer der korrespondierenden Erfassungszeitpunkte übereinstimmt) des Kontrastmittels KM im Überwachungsbereich UB des Körpers P gemessen. Ein Konzentrationswert KD5, der als erster signifikant zuvor erfasste Messwerte KDi, KD4 des Blutes übersteigt, löst ei- nen Rechenvorgang aus, der eine erste aktuelle Kontrastmittelverlaufsfunktion C(t) berechnet. Diese Berechnung tritt an die Stelle einer Durchführung des Hauptscans HS des Zielbereichs ZB nach Maßgabe eines zuvor definierten Scan- Zeitversatzes SZ, wie er Bestandteil des beschriebenen herkömmlichen Verfahrens ist.
Der Rechenvorgang operiert mit populationsgemittelten Anrei- cherungsmodellkurven (auf Basis einer populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AIRAVG) / die eine Kontrastmittel-Anreicherung als Mittelwert für eine Population beschreibt. Als Population kann dabei eine Gesamtpopulation oder eine geschlechtsspezifische und/oder gewichtsspezifische und/oder größenspezifische und/oder defektspezifische
und/oder altersspezifische Population definiert sein. Das bedeutet, dass für einen Patienten P ein Mittelwert einer bestimmten Gruppe von Patienten gebildet wird, wobei die Gruppe bevorzugt möglichst gleiche physiologische Charakteristika mit dem Patienten P in Bezug auf mindestens einen Parameter teilt. Beispielsweise umfasst die Gruppe Menschen mit dem gleichen Geschlecht, einem ähnlichen Körpergewicht, einer ähnlichen Körpergröße, oder einem ähnlichen Alter. Die der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve zugrunde lie- genden Messwerte können z. B. in einer Datenbank DB gespeichert sein. In einem Kandidatenkurven-Berechnungsvorgang KB wird unter Einbeziehung einer Röhrenspannungskonstante fkV (abgeleitet von der bei der Ermittlung der populationsgemittelten Messdaten verwendeten Röhrenspannung des CT-Scanners) und korrespondierenden Injektionsprotokolldaten ID (z. B. mit Informationen einer Gesamtmenge von verwendetem Kontrastmittel KM, einer Injektionsrate sowie einem Jodgehalt des Kontrastmittels KM) mit der populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion eine Anzahl von Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven CKi, CK2 , ···, CK7 (siehe auch Figur 4) berechnet, die mögliche Szenarien eines zeitlichen Verlaufs einer Kontrastmittelkonzentration repräsentieren. Diese Kurven CKi, CK2 / —/ CK7 können nach ihrer Berechnung ebenfalls in der Datenbank DB hinterlegt werden. Die Auswahl einer popula- tionsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion und die Berechnung von Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKi, CK2 /
CK7 können jeweils bereits vor einem Kontrastmittelgabe- Startzeitpunkt SK erfolgen. Ein Algorithmus, der Injektionsprotokolldaten ID, d. h. zumindest einen Kontrastmittelgabe-Zeitraum IZ, eine Kontrastmittel-Injektionsrate KMR und dessen aktuelle Jodkonzentration cou, sowie eine aktuell verwendete Röhrenspannung fkVa be- rücksichtigt, berechnet, welche der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven CKi, CK2, ···, CK7 einer tatsächlichen Kontrastmittel -Anreicherungskurve , die hier nur durch den ersten signifikanten, zum Zeitpunkt t5 erfassten Konzentrationswert KD5 beschrieben wird, am ähnlichsten ist.
Der Rechenvorgang wird für jeden weiteren Konzentrationswert KD6, KD7, KD8 des Kontrastmittels KM iterativ wiederholt. Nach jedem weiteren, mit den Konzentrationswerten KD6, KD7, KD8 korrespondierenden Erfassungszeitpunkt t6, t7, t8 entspricht eine untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve CM, die aus der Schar der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKi, CK2, ···, Cxn berechnet wird, mit größerer Zuverlässigkeit einer tatsächlichen Kontrastmittel -Anreicherungskurve . Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel werden spätestens nach dem Erfassen des achten Konzentrationswerts KD8 die Erfassung von Konzentrationswerten und die nachfolgende Berechnung abgebrochen, da ein Zeitpunkt erreicht ist, der als Puffer für die Ansteuerung bzw. Einrichtung des Scanners für einen
Hauptscan HS notwendig ist. Dieser Abbruch des Bolus- Überwachungs-Scan BTS ist durch den am Ende des Modellkurven-
Ermittlungsvorgangs MKE zwischen den Achsen IV und III in Figur 3 nach oben verlaufenden Pfeil symbolisiert. Auf Basis der zuletzt berechneten Kontrastmittelverlaufsfunktion C(t), die dann als untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkur- ve CM verwendet wird (siehe Figur 7) , wird nun ein Mess-
Startzeitpunkt ts zum Beginn des Hauptscans HS berechnet. Der Mess-Startzeitpunkt ts berücksichtigt eine zuvor ermittelte Dauer des Hauptscans HS und wird z.B. so gelegt, dass der Hauptscan HS in einer Konzentrationsgipfelphase KG erfolgt, die sich von einem errechneten Höhepunkt KP der Kontrastmittel-Konzentration im Zielbereich ZB ausgehend zu gleichen Teilen in die Zeit vor dem Höhepunkt KP und nach dem Höhepunkt KP ausdehnt . Bei diesem Verfahren wird also unter Berücksichtigung aller relevanten Scan-Parameter, Injektions-Parameter ID und Patienteneigenschaften aufgrund der Konzentrationswerte KD des Bolus-Überwachungs-Scans BTS in Echtzeit in Form der Konzent- rationsgipfelphase KG der untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve ein optimales Zeitfenster zur Durchführung des Hauptscans HS des Patienten P ermittelt. Eine vorherige Festlegung eines Konzentrations-Schwellenwertes KS und eines Scan-Zeitversatzes SZ sind dafür nicht mehr zwingend erfor- derlich.
Figur 4 zeigt sieben Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven
CKi , ··· , CK7, die auf Basis einer populationsgemittelten Kontrastmittel -Impulsantwortfunktion vor einer Hauptmessung HS berechnet und abgespeichert wurden und mögliche Verläufe einer Konzentration von Kontrastmittel KM im Körper eines Patienten P darstellen. Jede dieser Kandidaten-Anreicherungs- modellkurven CKi , CK7 ist eine Funktion der Kontrastmittel - Intensität IK (in Hounsfield-Einheiten HU) über der Zeit t (in s) . Die Berechnung erfolgt für jede der Funktionen Cki (t) (mit i = 1 bis 7) mittels der oben genannten Gleichung (3) .
Dabei werden verschiedene Breitewerte bn (mit n = 1 bis 7) in die Gleichung (3) eingesetzt, die hier mit Schritten von 0.5 zwischen 1.0 und 4.0 liegen, sodass folgende Kandidaten- Anreicherungsmodellkurve CKi , ··· , CK7 entstehen:
Figure imgf000032_0001
Die unterschiedlichen Breitewerte h±, b7 repräsentieren bzw. imitieren dabei modellhaft physiologische Unterschiede individueller Patienten P, deren Körper eine unterschiedlich schnelle An-/Abreicherung von Kontrastmittel KM aufweisen. Der Korrekturfaktor (l/bn) in Gleichung (3) berücksichtigt, wie bereits oben erwähnt, dass ein Mensch ein geschlossenes System bildet und sich daher bei einer Änderung der Breite der Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AlRAVG(t) die Amplitude reziprok ändert. Dadurch bleibt, wie in Figur 4 zu erkennen ist, ein Integralwert der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven CKi , CK7 bzw. die Flächen unter den Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKI , ··· , CK7 jeweils identisch .
Experimentell kann belegt werden, dass, falls die Annahme der Reziprozität in einer Messung eines individuellen Patienten P nicht erfüllt ist, eine Auswirkung der Diskrepanz zwischen der erfindungsgemäßen Modellrechnung und den tatsächlichen Eigenschaften eines individuellen Patienten P auf einen Mess- Startzeitpunkt ts der Hauptmessung HS sehr gering ist. Bei einer untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve CM ändern sich in diesem Fall die Amplitude bzw. absolute Kontrastmittel-Intensitätswerte IK. Aufgrund eines sehr ähnli- chen zeitlichen Verlaufs liegt ein die Konzentrationsgipfel - phase KG bestimmendes Kontrastmittel-Konzentrations-Maximum IP jedoch an ähnlicher Stelle. Insofern gilt die obige Annahme der Reziprozität allgemein. Alternativ könnte man, anstatt in den Gleichungen (2) oder
(3) den Korrekturfaktor b und seinen reziproken Wert, 1/b, zu verwenden, auch experimentelle Daten verwenden, die über eine Tabelle (engl. Look-up- table (LUT) ) den Zusammenhang zwischen der Breite und Amplitude der Kontrastmittel-Impulsantwort- funktion beschreiben.
Die berechneten bzw. „simulierten" Kandidaten-Anreicherungs- modellkurven CKi , CK7 sollten idealerweise eine, im Vergleich zur zeitlichen Auflösung des Bolus-Überwachungs-Scans BTS (welche meist bei CT-Messungen bei ca. 1 bis 2s liegt), zeitlich hohe Auflösung von z. B. zwischen 0.01s und 0.001s aufweisen . Die eingangs genannte Gleichung (3) berücksichtigt zusätzlich die Jod-Konzentration con des in der aktuellen Messung verwendeten Kontrastmittels KM im Verhältnis zur Jod- Konzentration COAVG, die den Messungen zugrunde lag, aus wel- chen eine populationsgemittelte Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AlRAVG(t) berechnet wurde.
Die in der Figur 4 gezeigten Werte basieren weiterhin auf Injektionsprotokolldaten ID bzw. auf einer Kontrastmittelzufüh- rungsfunktion IF(t), bei denen beispielhaft ein Kontrastmittelvolumen von 70 ml mit einer Injektionsrate von 5ml/s in den Körper P eingebracht wird, und das Kontrastmittel KM eine Konzentration von 300 mg Jod/ml aufweist. Daneben berücksichtigt die Gleichung (3) den Jodvektor fKVu, der wie oben er- läutert von der Röhrenspannung abhängt, mit der ein radiologisches Bildgebungssystem in der aktuellen Messung (genauer gesagt dem Bolus-Überwachungs-Scan BTS der aktuellen Messung) betrieben wird. Dieser Jodvektor fKVa bildet einen Quotienten mit dem Jodvektor fKVAVG/ der wiederum von der Röhrenspannung abhängt, die den Messungen zugrunde lag, aus welchen die populationsgemittelte Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AiRAVG(t) gebildet wurde.
Auch andere Parameter, die bestimmen können, wie weit sich ein individueller Patient P von den verwendeten populations- gemittelten Werten unterscheidet, wie z. B. Herzrate, Herzzeitvolumen oder Gewicht, könnten prinzipiell in Gleichung (3) durch eigene Korrekturfaktoren zusätzlich berücksichtigt werden .
Die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKi, CK7 zeigen, dass ein vergleichsweise hoher Breitewert b sich in einer breiteren Kontrastmittel -Impulsantwortfunktion AIR(t) niederschlägt und ein Kontrastmittel-Konzentrations-Maximum IP da- bei erst nach vergleichsweise längerer Zeit erreicht wird.
Aus dem Kurvenverlauf kann geschlossen werden, dass ein derartiger Patient ein niedriges Herzzeitvolumen aufweist. Die physiologischen Eigenschaften eines Patienten erschließen sich also in diesem Verfahren aus einer letztlich ausgewählten untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve CM, ohne dass diese von vorneherein mit patientenspezifischen Parametern angereichert wurde.
Figur 5 zeigt drei Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKio/ CKii, CKi2, wobei Breitenwerte bi0, bn, 12 (siehe hierzu Figur 6) ihrer jeweils zugrunde liegenden Kontrastmittel-Impuls- antwortfunktionen AIR(t) mit 1.0 (CKio) , 2.0 (CKn) und 3.0 (CKi2) angegeben sind. Die Injektionsprotokolldaten ID zur Berechnung dieser Kurven weisen hier beispielhaft eine Gesamtmenge an Kontrastmittel KM von 90ml aus, das bei einer Injektionsrate von 5ml pro Sekunde in den Körper des Patienten P eingebracht wird. Eine Jod-Konzentration con des verwendeten Kontrastmittels KM beträgt 300mg Jod/ml. Eine bei der Hauptmessung HS verwendete Röhrenspannung einer Röntgenröhre, die zur Berechnung der Röhrenspannungskonstante fkVa dient, beträgt lOOkV. Unter Berücksichtigung der geplanten Dauer des Hauptscans HS (die Dauer ergibt sich z. B. aus der Scanlänge und dem „Pitch", d. h. dem Verhältnis von Tischvorschub zu Strahlkol - limierung eines CT-Scanners) , kann für jede Kandidaten- Anreicherungsmodellkurve CKio, ···, CKi2 eine Konzentrationsgip- felphase KGi0, KGi2 bestimmt werden, d. h. also ein Zeitraum mit der Dauer des Hauptscans, der z.B. eine maximalen Kontrastmittel -Anreicherung IP inkludiert . Die Konzentrationsgipfelphase KG ist hier definiert als ein Zeitraum der höchsten Kontrastmittel -Anreicherung . Sie kann aber auch als Zeitraum definiert werden, bevor ein Maximum der Kontrastmittel-Anreicherung erreicht wird. Die zweite Option bietet eine höhere Sicherheit, dass ein so ermittelter Mess- Startzeitpunkt ts einer Hauptmessung HS näher an dem Zeitpunkt liegt, wie er nach dem herkömmlichen Verfahren ausge- hend von einem Konzentrations-Schwellenwert KS ermittelt wird (siehe Figur 1) . Sie ist jedoch auch weniger effizient, da eine maximale Kontrastmittel -Anreicherung nicht vollständig genutzt wird. In dem hier beschriebenen Beispiel dauert die Konzentrationsgipfelphase KGi0, KGi2 jeweils vordefiniert 4s, sie kann aber auch kürzer oder länger definiert werden, je nach Scandauer des Hauptscans HS. Nach dem in Figur 1 beschriebenen Verfahren gemäß dem Stand der Technik würden jeweils bei einem Konzentrations- Schwellenwert KS von 150 HU die Bolus-Überwachungs-Scans BTS beendet. Nach Ablauf eines Scan-Zeitversatzes SZ mit einem fixen Wert, z. B. von 3s, würde automatisch eine Hauptmessung HS starten. Figur 5 zeigt jedoch, dass für jede der drei Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKio/ — / CKi2 ein unterschiedlicher Scan-Zeitversatz SZi0, SZn, SZi2 optimal wäre. Für die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve CKio wären es etwa Iis, für die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve CKn etwa 9s und für die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve CKi2 nur etwa 7s. Dies zeigt, dass man mit einem Scan-Zeitversatz SZ von z. B. 3s (wie in Figur 1) eine Hauptmessung HS deutlich vor einem Kontrastmittel-Konzentrations-Maximum IP durchführen würde, und dadurch eine suboptimale Kontrastmittel -Anreicherung in den Bilddaten BD erreichen würde.
Figur 6 verdeutlicht den in der Figur 5 hergestellten Zusammenhang zwischen einer Breite der Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion AIR(t) und einem optimalen Scan- Zeitversatz SZ0, der einen Zeitraum zwischen einem Ende eines Bolus-Überwachungs-Scans BTS und einem Mess-Startzeitpunkt ts angibt. Je größer ein Breitenwert (b = 0.5 bis 3.0) einer Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve CK oder einer untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve CM ist, desto ge- ringer ist ein Wert eines optimalen Scan-Zeitversatzes SZi0, SZn, SZ12 (diese drei eingezeichneten Werte entsprechen hier konkret den Breitenwerten bi0 = 1, u = 2, h12 = 3) , der hier zwischen 7s und 13s liegt. In der Figur 7 sind die im Rahmen des Bolus-Überwachungs- Scans BTS in Messintervallen, wie z. B. von jeweils ls, an Messzeitpunkten t±, t2, t2± erfassten Konzentrationswerte KDi, KD2, KD2i dargestellt. Der Bolus-Überwachungs-Scan BTS wird mit einem Überwachungs-Zeitversatz UZ, hier z. B. von etwa 8s, nach dem Kontrastmittelgabe-Startzeitpunkt SK gestartet. Mit der Erfassung des Konzentrationswerts KDi3 ist ein zuvor definierter Schwellenwert, hier z. B. von 30 HU, über einem Ausgangsniveau in Form der zuvor erfassten Konzentrationswerte KDi, KD2, KD12 erreicht. Das Ausgangsniveau der Konzentrationswerte KDi, KD2, KDi2 repräsentiert dabei einen nativen Röntgenschwächungs- bzw. HU-Wert des Patientenblutes (der hier bei ca. 50 HU liegt) . Durch Über- schreiten des Schwellenwerts wird ein Rechenvorgang gestartet. Der dabei verwendete Algorithmus (siehe Figur 4) ermittelt in real-time nach jeder Messung KDi3 , KD2i eine aktuelle untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve. Nach einer letzten Erfassung von Konzentrationswerten KD2i ergibt sich die untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve CM (siehe auch Figur 4) auf Basis der erfassten Konzentrationswerte KDi, KD2i . Diese Ermittlung der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve CM erfolgt gemäß der bevorzugten Variante des Verfahrens durch Auswahl einer Kandidaten- Anreicherungsmodellkurve CK (siehe unten) , die besonders gut an den Verlauf der bis zu einem aktuellen Erfassungszeitpunkt (hier t2i) erfassten Konzentrationswerte KD angepasst ist. Das genaue Vorgehen bei der Auswahl der passendsten Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve CK wird im Folgenden anhand der Figuren 8 bis 11 genauer erläutert.
Zunächst müssen die Konzentrationswerte KD bzw. Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven CK so angepasst werden, dass der native Röntgenschwächungswert bzw. HU-Wert von Patientenblut in der Berechnung einer untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve CM (implizit) berücksichtigt wird. Dazu wird eine „Null-Linie" bzw. ein Referenzkonzentrationswert C0, der durch einen Röntgenschwächungswert für reines Wasser auf 0 HU definiert ist, auf einen stets individuell zu bestimmenden Röntgenschwächungswert eines Blutvolumens des zu messenden
Patienten P verschoben („Baseline-Offset " , d. h. Null-Linien- Verschiebung) . Dies ist in Figur 8 dargestellt. Wenn z. B. ein Blutvolumen eines Patienten P ohne einen Eintrag von Kon- trastmittel KM einen nativen Wert von 50 HU aufweist, und nach einem Eintrag von Kontrastmittel KM in Bilddaten BD des Blutes ein Konzentrationswert KD von 80 HU festgestellt wird, resultiert aus der Differenz ein Kontrastmittel -Anstieg von 30 HU. Es wird zunächst für eine Phase ohne Einwirkung von Kontrastmittel KM in einer Pre-Monitoring-Phase eine Grundbzw. Nulllinie mit dem Mittelwert MW ermittelt (hier z. B. bei ca. 50 HU) . Anschließend werden alle in dieser Phase er- fassten Konzentrationswerte KD nach unten korrigiert auf den korrigierten Mittelwert MWk (mit 0 HU) . Auch alle Konzentrationswerte KDi bis KD2i, die im Rahmen eines Bolus- Überwachungs-Scans BTS bzw. Monitoring-Scans von einem Untersuchungsobjekt P mit Einwirkung des Kontrastmittels KM er- fasst werden, werden im Folgenden virtuell um 50 HU nach un- ten korrigiert zu Konzentrationswerten KDi< bis KD2i> . Dies erfolgt mittels einer Verschiebung der Null-Linie an einer Achse der Kontrastmittel-Intensitätswerte IK um den gleichen Wert nach oben, sodass das Blut des Patienten gleich 0 HU gesetzt wird. Die Verschiebung kann in der Pre-Monitoring-Phase bestimmt werden und/oder aus einer Anzahl von Konzentrations- wert-Erfassungen im Überwachungsbereich UB, z. B. einem Mittelwert der ersten vier Erfassungen, für die mit absoluter Sicherheit angenommen werden kann, dass das Kontrastmittel KM noch nicht im Überwachungsbereich UB angekommen ist.
Alternativ können die simulierten Kandidaten-Anreicherungs- modellkurven CK um den aktuell ermittelten HU-Wert des Patientenbluts erhöht werden. Diese Methode führt letztlich zum gleichen Ergebnis. Alle folgenden mathematischen Operationen beziehen sich auf den Anstieg der Kontrastmittelkonzentration bzw. auf die bezüglich des Nulllinien-Offsets korrigierten Konzentrationswerte KD und nicht auf die absoluten Röntgen- schwächungs- bzw. HU-Werte. Figur 9 zeigt hierzu daher als Bestandteil einer Anpassung von Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CK an den zeitlichen Verlauf erfasster Konzentrationswerte KD eine bildliche Repräsentation eines Synchronisierungsverfahrens . Die Kandida- ten-Anreicherungsmodellkurven CKi , CK7, die sich durch die Breitewerte h±, b7 voneinander unterscheiden, werden jeweils derart entlang der Zeitachse t verschoben, dass sie allesamt durch einen Messpunkt der Kontrastmittel -Konzentration KDis < verlaufen, der zu einem Messzeitpunkt ti8 erfasst wurde. Für jede Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve CKi , CK7 wird dafür separat der Zeitpunkt bestimmt, an dem sie dem Konzentrationswert KDis am nächsten liegt. Dieser Schritt resultiert in zeitlich unterschiedlichen bzw. zueinander verschobenen Referenzzeitpunkten t0, an denen die Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven CKi , CK7 aus einer virtuellen Nulllinie ansteigen. Konkret sind dies hier t0, i (für CKi ) , t0,2 (für CK2) , t0,3 (für CK3) , ..·, t0,7 (für CK7) · Figur 10 illustriert den erforderlichen Schritt zur Ermittlung der passendsten Kurven, der im Anschluss an das Synchro- nisierungsverfahren nach Figur 9 vollzogen wird. Die Kandidaten-Anreicherungsmodellkurve CK5 als Beispiel für jede der in Figur 9 gezeigten Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CKi , CK7 wird um einen bestimmten Zeitbereich entlang der Zeitachse, z. B. 3s, in Schritten von z. B. 0.1s an dem letzten erfassten (und bezüglich des Nulllinien-Offsets korrigierten) Konzentrationswert KDi8 > vorbeigeschoben. Mittels der „Methode der kleinsten Quadrate" wird für die Kandidaten- Anreicherungsmodellkurve CK5 (b5 = 3.0) eine bestmögliche
Übereinstimmung und damit eine optimale zeitliche Verschiebung tv gesucht .
Nach der Analyse des gesamten Zeitbereichs wird die Kandida- ten-Anreicherungsmodellkurve CK5o als Kurve mit der besten
Übereinstimmung ermittelt. Sie wurde mittels eines Zeitverschiebungswerts tv erzielt, der ein kleinstmögliches Residuum in Bezug auf eine Übereinstimmung mit den erfassten Konzentrationswerten KD aufweist. Anschließend werden die konkreten Parameter dieser am besten passenden Kandidaten- Anreicherungsmodellkurve CK5o gespeichert: das genannte Residuum („goodness of fit") , ein Breitenwert b, der Referenzzeitpunkt t0 und ein Zeitverschiebungswert tv. Dieser Schritt der Anpassung wird für jede der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven CKi, CK7 nach Messung jedes neuen Konzentrationswertes KD erneut durchgeführt. Nach Analyse aller zuvor berechneten Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven CKi, .», CK7 wird eine Kandidaten- Anreicherungsmodellkurve CK mit dem geringsten Residuum ermittelt. Die zugehörige untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve CM(t+t0+tv) wird zur Vorhersage der Kontrast- mittel -Anreicherung nach Erfassung des letzten Konzentrationswerts KD verwendet.
Als Fit-Qualitäts-Ermittlungsverfahren kann, wie erwähnt, die Methode des mittleren quadrierten Fehlers („mean squared er- ror") angewandt werden, um eine optimale Anpassung einer untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve CM an einen zeitlichen Verlauf der Konzentrationswerte KD zu ermitteln. Alternativ können auch andere Similaritäts-Methoden verwendet werden, wie z. B. die Summe quadrierter Fehler („sum of squared errors") oder die Summe absoluter Fehler („sum of absolute errors") .
Alternativ zu einer Analyse aller im Voraus berechneten Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CK nach jeder neuen Erfas- sung von Konzentrationswerten KD kann mit einer zunehmenden Anzahl von Erfassungen eine jeweils nächste Iteration beschränkt werden auf jene Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven CK, die bei einer vorhergehenden Anpassung nach einem bestimmten Schwellenwert am besten zu den bislang erfassten Konzentrationswerten KD gepasst haben. Dies bietet den Vorteil einer schrittweisen Verringerung notwendiger Rechenkapazitäten .
Dieses Verfahren wird wiederholt, solange der Bolus- Überwachungs-Scan BTS weiterläuft. Nach jeder folgenden Erfassung von Konzentrationswerten KD im Rahmen des Bolus- Überwachungs-Scans BTS steigt eine Zuverlässigkeit der Vorhersage, da die jeweils aktuelle untersuchungsspezifische An- reicherungsmodellkurve CM immer einen Konzentrationswert KD mehr enthalten wird als die jeweils zuvor durchgeführte Berechnung . Um festzustellen, ob die passende Kurve gefunden wurde, zeigt Figur 11 eine Veränderung eines jeweils nach Erfassungen der Konzentrationswerte KDi3 , KD2i durch den Algorithmus (siehe Figur 4) berechneten Kontrastmittel-Konzentrations-Maximums IPi, IP9 der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmo- dellkurve CM. Gemäß einer ersten, zweiten und dritten Berechnung (an den Konzentrationswert-Messpunkten MP 13 bis 15) liegt ein prognostiziertes Kontrastmittel-Konzentrations- Maximum IPi, IP2/ IP3 bei etwa 42s nach dem Kontrastmittelgabe-Startzeitpunkt SK. Gemäß einer vierten Berechnung (am Kon- zentrationswert-Messpunkt MP 16) liegt das prognostizierte Kontrastmittel-Konzentrations-Maximum IP4 bei etwa 43s nach dem Kontrastmittelgabe-Startzeitpunkt SK. Die Figur zeigt, dass nach jeder weiteren Erfassung von Konzentrationswerten KD14 , KD17 nach Überschreiten eines vorgegebenen Schwellen- werts ein berechnetes Kontrastmittel-Konzentrations-Maximum IP2, ..., IP5 angepasst wird, bis der Algorithmus nach der 18. Messung (des Konzentrationswerts KDi8 ; am korrespondierenden 18. Konzentrationswert-Messpunkt MP) den Konzentrations- Spitzenwert IP6 auf etwa 40s nach dem Kontrastmittelgabe- Startzeitpunkt SK berechnet. Dieser Wert wird in diesem Beispiel durch die folgenden Messungen und Berechnungen bis hin zur 21. Messung (des Konzentrationswerts KD2i ; am korrespondierenden 21. Konzentrationswert-Messpunkt MP) wiederholt bestätigt .
Eine Steuereinrichtung (siehe Figur 2) des verwendeten CT- Systems 1 beendet einen mit Hilfe des Algorithmus durchgeführten Rechenvorgang und den Bolus-Überwachungs-Scan BTS, wenn z. B. die auf Basis eines zuletzt erfassten Konzentrati- onswerts KD berechnete untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve CM einen zuvor definierten Zuverlässigkeits- Schwellenwert überschreitet, d. h. also mit hinreichender Wahrscheinlichkeit einen zukünftigen Verlauf einer untersu- chungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve vorhersagt. Dies kann z. B. der Fall sein, wenn zwei oder mehrere sukzessiv ermittelte Kontrastmittel-Konzentrations-Maxima IP im Wesentlichen konstante Werte aufweisen (also beispielsweise Werte mit einer Varianz unter 5%) , wie dies hier bei den Kontrast- mittel-Konzentrations-Maxima IP6 bis IP9 festzustellen ist. Wenn der Zuverlässigkeits-Schwellenwert nicht erreicht wird, so werden der Rechenvorgang und der Bolus-Überwachungs-Scan BTS spätestens an einem Zeitpunkt gestoppt, der einen Zeit- puffer garantiert, welcher für eine Vorbereitung der Scan- Einrichtung vor einer Hauptmessung HS notwendig ist („maximaler Scan-delay") . Der Zeitpuffer ermöglicht beispielsweise, dass ein Patiententisch des CT-Systems nach Beendigung des Bolus-Überwachungs-Scans BTS in eine geeignete Position zur Durchführung der Hauptmessung HS verfahren kann.
Figur 12 zeigt noch einmal zur Bestätigung der Zuverlässigkeit des Verfahrens eine untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve CM' , die im Unterschied zur untersuchungs- spezifischen Anreicherungsmodellkurve CM nach Figur 7 unter
Verwendung anderer konkreter Werte berechnet wurde. Der prognostizierte Kurvenverlauf wurde durch eine Erfassung von Konzentrationswerten KD im Nachhinein (durch Sternchen gekennzeichnet; im Unterschied zu den durch Kreise markierten Kon- zentrationswerten KD, die zur Berechnung der untersuchungs- spezifischen Anreicherungsmodellkurve CM- dienten) verifiziert. Dies belegt, dass eine Berechnung einer Konzentrationsgipfelphase KG auf Basis des erfindungsgemäßen Algorithmus (siehe Figur 4) auch bei veränderten Bedingungen, z. B. einem unterschiedlichen Breitenwert der Kontrastmittel-Impuls- antwortfunktion, einem anderen Injektionsprotokoll und einer anderen kV-Stufe, in Patienten realistische Ergebnisse erbringt . Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorhergehend detailliert beschriebenen Vorrichtungen lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein" bzw. „eine" nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Ei heit" nicht aus, dass diese aus mehreren zusammenwirkenden Teil -Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Ermittlung eines Mess-Startzeitpunktes (ts) für eine bildgebende Messung mittels eines medizintechnischen Bildgebungssystems (1) in Abhängigkeit von einem zeitlichen Verlauf von Konzentrationswerten (KDi, KD2i) eines Kontrastmittels (KM) in einem Überwachungsbereich (UB) eines Untersuchungsobjekts (P) mit den folgenden Schritten:
Erfassung der Konzentrationswerte (KDi, ¥D2±) einer je- weils aktuellen Konzentration des Kontrastmittels (KM) in dem Überwachungsbereich (UB) zu verschiedenen aufeinander folgenden Erfassungszeitpunkten (ti, t9) ,
Ermittlung einer aktuellen untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodel lkurve (CM) auf Basis eines zeitlichen Verlaufs der Konzentrationswerte (KDi, ¥D2±) ,
Ermittlung des Mess-Startzeitpunktes (ts) auf Basis der untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve (CM) .
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die untersuchungsspezifi - sehe Anreicherungsmodellkurve (CM) auf Basis einer populati- onsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder populations- gemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion ermittelt wird .
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei Injektionsprotokolldaten (ID) erfasst werden und die untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve (CM) auf Basis der Injektionsprotokolldaten (ID) ermittelt wird.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve (CM) auf Basis des zeitlichen Verlaufs der Konzentrationswerte (KDi, KD2i) aus einer Mehrzahl von Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven (CKi, CKi2) ausgewählt wird.
5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven (CKi, CKi2) durch unterschiedliche Breiten (bi( bi2) parametrisiert sind.
6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, wobei die Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven (CKi, .», CKi2) durch zumindest einen Korrekturfaktor parametrisiert sind.
7. Verfahren nach Anspruch 5 und 6, wobei der Korrekturfaktor der Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven (CKi, CKi2) jeweils so gewählt ist, dass Kandidaten-Anreicherungs- modellkurven (CKi, CKi2) mit unterschiedlichen Breiten (bi, bi2) einen im Wesentlichen identischen Integralwert auf- weisen.
8. Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, wobei der Korrekturfaktor auf einer aktuellen Jodkonzentration (con) des Kontrastmittels (KM) und/oder einer aktuellen Röhrenspannung eines bei der aktuellen Messung verwendeten Computertomographiesystems (1) basiert.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 8, wobei die untersuchungsspezifische Anreicherungsmodellkurve (CM) durch eine Anpassung der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder eine Anpassung von Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven (CKi, CKi2) an den zeitlichen Verlauf der Konzentrationswerte (KDi, KD2i) ermittelt wird.
10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Anpassung der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve und/oder eine Anpassung von Kandidaten-Anreicherungsmodellkurven (CM, CKi, CK12) an den zeitlichen Verlauf der Konzentrationswerte (KDi, KD2i) zumindest eine der folgenden Operationen umfasst: - relatives Verschieben der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve (CM) und/oder der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven (CKi, CKi2) ZU den Konzentrationswerten (KDi, KD2i) bezüglich eines Referenzkonzentrationswerts (C0) .
und/oder
- relatives Verschieben der populationsgemittelten Anreicherungsmodellkurve (CM) und/oder der Kandidaten- Anreicherungsmodellkurven (CKi, CK12) ZU den Konzentrati- onswerten (KDi, KD2i) bezüglich eines Referenzzeitpunktes (t0) ·
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 10, wobei eine geschlechtsspezifische und/oder gewichtsspezifische und/oder größenspezifische und/oder defektspezifische und/oder altersspezifische populationsgemittelte Anreicherungsmodellkurve und/oder populationsgemittelten Kontrastmittel - Impulsantwortfunktion verwendet wird.
12. Verfahren zur Ansteuerung eines medizintechnischen Bild- gebungssystems (1) zur Erzeugung von Bilddaten (BD) eines Untersuchungsobjekts (P) mit den folgenden Schritten:
Ermittlung eines Mess-Startzeitpunktes (ts) für eine bild- gebende Messung in Abhängigkeit von einem zeitlichen Verlauf von Konzentrationswerten (KDi, KD2i) eines Kontrastmittels (KM) in einem Überwachungsbereich (UB) des Untersuchungsobjekts (P) nach einem der Ansprüche 1 bis 11,
- Durchführung einer bildgebenden Messung eines Zielbereichs (ZB) des Untersuchungsobjekts (P) unter Verwendung des ermittelten Mess-Startzeitpunkts (ts) .
13. Steuereinrichtung (10) für ein medizintechnisches Bildge- bungssystem (1) mit
- einer Schnittstelle (16) zur Erfassung oder Ausgabe eines Kontrastmittelgabe-Startzeitpunkts (SK) ,
- einer Mess-Startzeitpunkt-Ermittlungseinheit (25) mit
- einer Eingangs-Schnittstelle (16) zur Erfassung von Kon- zentrationswerten (KDi, KD2i) einer jeweils aktuellen
Konzentration eines Kontrastmittels (KM) in einem Überwachungsbereich (UB) eines Untersuchungsobjekts (P) zu verschiedenen aufeinander folgenden Erfassungszeitpunkten
Figure imgf000046_0001
- einer Anreicherungsmodellkurven-Ermittlungseinheit (30) zur Ermittlung einer aktuellen untersuchungsspezifischen Anreicherungsmodellkurve (CM) auf Basis eines zeitlichen Verlaufs der Konzentrationswerte (KDi, KD2i) , - einer Modellkurven-Analyseeinheit (24) zur Ermittlung des Mess-Startzeitpunktes (ts) auf Basis der untersuchungs- spezifischen Anreicherungsmodellkurve (CM) .
14. Medizintechnisches Bildgebungssystem (1) zum Erzeugen von Bilddaten (BD) eines Zielbereichs (ZB) im Inneren eines
Untersuchungsobjekts (P) umfassend eine Steuereinrichtung (10) nach Anspruch 13.
15. Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer Steuereinrichtung (10) eines medizintechnischen Bildge- bungssystems (1) ladbar ist, mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auszuführen, wenn das Programmprodukt auf der Steuereinrichtung (10) ausgeführt wird.
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