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Dokumentenidentifikation DE102006025423A1 06.12.2007
Titel Röntgenanlage mit dual energy Betrieb und Auswertungsverfahren für im dual energy Betrieb erfasste Projektionsbilder
Anmelder Siemens AG, 80333 München, DE
Erfinder Bernhardt, Philipp, Dr., 91301 Forchheim, DE;
Camus, Estelle, Dr., 91052 Erlangen, DE;
Hoheisel, Martin, Dr., 91056 Erlangen, DE;
Redel, Thomas, Dr., 91099 Poxdorf, DE
DE-Anmeldedatum 31.05.2006
DE-Aktenzeichen 102006025423
Offenlegungstag 06.12.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 06.12.2007
IPC-Hauptklasse A61B 6/00(2006.01)A, F, I, 20060531, B, H, DE
IPC-Nebenklasse A61B 19/00(2006.01)A, L, I, 20060531, B, H, DE   G01N 23/04(2006.01)A, L, I, 20060531, B, H, DE   G01N 23/06(2006.01)A, L, I, 20060531, B, H, DE   H05G 1/62(2006.01)A, L, I, 20060531, B, H, DE   G06T 5/50(2006.01)A, L, I, 20060531, B, H, DE   
Zusammenfassung Die Erfindung betrifft ein Betriebsverfahren für eine Röntgenanlage, die eine Steuereinrichtung, mindestens eine Röntgenquelle und mindestens einen Röntgendetektor aufweist. Die Steuereinrichtung steuert die Röntgenquelle und den Röntgendetektor derart an, dass der Röntgendetektor eine Sequenz von Gruppen von zweidimensionalen Projektionsbildern eines sich iterierend bewegenden Untersuchungsobjekts erfasst, das zwischen der Röntgenquelle und dem Röntgendetektor angeordnet ist. Die Projektionsbilder jeder Gruppe werden mit einem zeitlichen Abstand zueinander erfasst, der erheblich kleiner als eine typische Iterationsperiode des Untersuchungsobjekts ist. Der Röntgendetektor führt die erfassten Projektionsbilder der Steuereinrichtung zu. Die Steuereinrichtung speichert die ihr zugeführten Projektionsbilder oder für jede Gruppe mindestens eine Kombination der Projektionsbilder der jeweiligen Gruppe. Innerhalb jeder Gruppe korrespondieren die Projektionsbilder mit voneinander verschiedenen Energiespektren. Jeweils mindestens eines der Energiespektren liegt im Wesentlichen oberhalb und unterhalb einer ersten Energieschranke von mindestens 40 keV.

Beschreibung[de]

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Betriebsverfahren für eine Röntgenanlage, die eine Steuereinrichtung, mindestens eine Röntgenquelle und mindestens einen Röntgendetektor aufweist. Weiterhin betrifft die vorliegende Erfindung einen Datenträger mit einem auf dem Datenträger gespeicherten Steuerprogramm zur Durchführung eines derartigen Betriebsverfahrens. Weiterhin betrifft die vorliegende Erfindung eine Steuereinrichtung für eine Röntgenanlage, die einen Massenspeicher aufweist, in dem ein Steuerprogramm gespeichert ist, wobei die Steuereinrichtung nach Aufruf des Steuerprogramms ein derartiges Betriebsverfahren ausführt. Weiterhin betrifft die vorliegende Erfindung eine Röntgenanlage zur Durchführung eines derartigen Betriebsverfahrens.

Auch betrifft die vorliegende Erfindung ein Auswertungsverfahren für eine Sequenz von Gruppen von zweidimensionalen Projektionsbildern, die ein Untersuchungsobjekt zeigen, das ein Gefäßsystem und dessen Umgebung enthält, wobei jedes Projektionsbild eine Vielzahl von Pixeln mit Pixelwerten aufweist, wobei die Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel der Projektionsbilder durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts bestimmt sind. Weiterhin betrifft die vorliegende Erfindung einen Datenträger mit einem auf dem Datenträger gespeicherten Computerprogramm zur Durchführung eines solchen Auswertungsverfahrens. Schließlich betrifft die vorliegende Erfindung einen Rechner, der einen Massenspeicher aufweist, in dem ein Computerprogramm gespeichert ist, wobei der Rechner nach Aufruf des Computerprogramms ein solches Auswertungsverfahren ausführt.

Betriebsverfahren für Röntgenanlagen und Auswertungsverfahren für mit Röntgenanlagen erfasste Projektionsbilder sind allgemein bekannt.

So ist beispielsweise aus der WO 2005/092187 A1 ein Betriebsverfahren für eine Röntgenanlage bekannt. Bei diesem Betriebsverfahren steuert die Steuereinrichtung die Röntgenquelle und den Röntgendetektor derart an, dass der Röntgendetektor eine Sequenz von Gruppen von zweidimensionalen Projektionsbildern eines sich iterierend bewegenden Untersuchungsobjekts erfasst, das zwischen der Röntgenquelle und dem Röntgendetektor angeordnet ist. Die Projektionsbilder jeder Gruppe werden mittels eines energieauflösenden Detektors gleichzeitig erfasst. Der Röntgendetektor führt die erfassten Projektionsbilder der Steuereinrichtung zu. Die Steuereinrichtung speichert die ihr zugeführten Projektionsbilder. Auf Grund der Ausgestaltung des Röntgendetektors als energieauflösender Detektor korrespondieren innerhalb jeder Gruppe die Projektionsbilder mit voneinander verschiedenen Energiespektren. Jeweils mindestens eines der Energiespektren liegt im Wesentlichen oberhalb und unterhalb einer ersten Energieschranke. Als erste Energieschranke wird in der WO 2005/092187 A1 insbesondere die K-Kante von Jod erwähnt, die bei 33,2 keV liegt.

Im Rahmen der späteren Auswertung der erfassten Projektionsbilder erfolgt bei der WO 2005/092187 A1 eine digitale Subtraktion der Projektionsbilder jeder Gruppe voneinander. Ein so ermitteltes Kombinationsbild ist im Wesentlichen frei von Artefakten. Die Kombinationsbilder können insbesondere zur Bestimmung des Blutflusses herangezogen werden.

Ein ähnlicher Offenbarungsgehalt ist dem Fachaufsatz „Quantification of Volumetric Coronary Blood Flow With Dual-Energy Digital Subtraction Angiography" von Sabee Molloi et al. zu entnehmen. Dieser Fachaufsatz ist unter der Internetadresse http://circ.ahajournals.org/cgi/content/full/93/10/1919 abrufbar.

Aus dem Fachaufsatz „Quantitative Analyse von Koronarangiographischen Bildfolgen zur Bestimmung der Myokardperfusion" von Urban Malsch et al., erschienen in „Bildverarbeitung für die Medizin 2003", Bildverarbeitung für die Medizin 2003 – Algorithmen – Systeme – Anwendungen, Springer-Verlag, Seiten 81 bis 85, ist ein Auswertungsverfahren für Projektionsbilder bekannt. Bei diesem Auswertungsverfahren ermittelt ein Rechner anhand der Projektionsbilder ein zweidimensionales Auswertungsbild, das eine Vielzahl von Pixeln aufweist, und gibt das Auswertungsbild über ein Sichtgerät an einen Anwender aus. Die Pixel des Auswertungsbildes korrespondieren mit denen der Projektionsbilder. Der Rechner nimmt anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte der Projektionsbilder eine Zuordnung eines Pixelwerts zu den Pixeln des Auswertungsbildes vor. Der Pixelwert des Auswertungsbildes ist für den Zeitpunkt der maximalen Kontraständerung charakteristisch.

Ein ähnlicher Offenbarungsgehalt ist dem Fachaufsatz „Estimating Perfusion Using X-Ray Angiography" von Hrvoje Bogunovic und Sven Loncaric zu entnehmen. Dieser Fachaufsatz ist in den Proceedings of the 4th International Symposium an Image and Signal Processing and Analysis (2005), Seiten 147 bis 150, veröffentlicht. Bei diesem Fachaufsatz erfolgt eine Subtraktion eines Referenzbildes von den Projektionsbildern.

Die Lehren der beiden letztgenannten Fachaufsätze werden im Rahmen von angiographischen Untersuchungen der Herzkranzgefäße des menschlichen Herzens beschrieben. Diese Art der Untersuchung ist heute eines der wichtigsten diagnostischen Hilfsmittel der Kardiologie. Zusätzliche Informationen wie die Bestimmung der Flussgeschwindigkeit oder die Myokardperfusion sind weitere Informationen, die mittels der Angiographie gewonnen werden können. Die wesentliche diagnostische Aussage ist die Perfusion des Herzmuskels.

Die Quantifizierung der Durchblutung des Myokardiums mittels angiographischer Verfahren ist problematisch. Denn die angiographisch beobachtbaren Herzgefäße weisen einen Durchmesser von knapp einem Millimeter oder mehr auf. Diese beobachtbaren Gefäße enden in Millionen von winzigen Kapillargefäßen, welche Durchmesser von nur wenigen Mikrometern aufweisen. Die Flussdynamik und -verteilung in den Kapillargefäßen bestimmt letztendlich die Blutversorgung des Herzmuskels. Der Rückschluss von der makroskopischen Durchblutung der beobachtbaren Herzgefäße auf die Dynamik und Verteilung der Durchblutung in den Kapillargefäßen ist streng genommen nicht zulässig. Der Rückschluss wird jedoch oftmals vorgenommen.

Bei der angiographisch basierten Herzperfusionsbildgebung werden lange Aufnahmen gemacht, wobei die Aufnahmen solange dauern, bis das Kontrastmittel durch die Herzkranzgefäße hindurchgeflossen ist und im Herzmuskel selbst sichtbar wird. Diese letztgenannte Phase wird als „myocardial blush" bezeichnet. Die Beurteilung des „myocardial blush" dient dazu, Aussagen zur Versorgung des Herzens mit Blut zu machen und beispielsweise den Erfolg von Therapien und/oder ein Risikoprofil für den Patienten einzuschätzen.

Um die Blutflussdynamik in großen Gefäßen und in den Kapillargefäßen messbar und damit vergleichbar zu machen, sind verschiedene Gradationssysteme bekannt, die das Kontinuum der möglichen Verhältnisse in diskrete Klasse einteilen. Manche dieser Klassifikationen beschreiben den makroskopischen Blutkreislauf, andere den kapillaren Blutkreislauf. Die meistgebrauchten Klassifikationen wurden von der Wissenschaftsorganisation „thrombolysis in myocardial infarction" (TIMI) erarbeitet. Diese Klassifikationen gelten als Standard. In multizentrischen Studien, in denen es besonders auf reproduzierbare und vergleichbare Ergebnisse ankommt, werden die TIMI-Klassifikationen häufig verwendet. Die Klassifikationen sind jedoch komplex und nur sehr zeitaufwändig anwendbar. In der klinischen Routinearbeit werden sie in der Regel nicht eingesetzt.

Das im Stand der Technik bei weitem am Häufigsten eingesetzte Verfahren ist die visuelle Einschätzung des myocardial blush am Bildschirm. Diese Vorgehensweise wird für multizentrische Studien oftmals verwendet. Voraussetzung für diese Vorgehensweise ist, dass die angiographische Aufnahme lang genug ist, um den Eintrag und das Auswaschen des Kontrastmittels erkennen zu können. Die visuelle Einschätzung erfordert viel Erfahrung und wird in der Praxis nur von so genannten TIMI-blush-Experten durchgeführt.

Es sind auch Vorgehensweisen bekannt, in denen versucht wird, die visuelle, subjektiv-persönliche Einschätzung rechnergestützt vorzunehmen. Ein Beispiel für eine derartige Vorgehensweise findet sich in den oben genannten Fachaufsätzen von Urban Maltsch und Bogunovic.

Die Vorgehensweisen der oben genannten Fachaufsätze stellen bereits einen guten Ansatz dar, weisen aber noch Mängel auf. Insbesondere ist es bei den Vorgehensweisen der Fachaufsätze erforderlich, die Gefäße des Gefäßsystems in den Projektionsbildern zu identifizieren, um diese Gefäße bei der Auswertung des myocardial blush ausblenden zu können. Auch ist es bei den Vorgehensweisen der Fachaufsätze erforderlich, mit DSA-Bildern zu arbeiten. Dadurch besteht eine deutliche Gefahr von Artefakten. Zur Vermeidung der Artefakte sind rechenintensive Verfahren zur Bewegungskompensation erforderlich.

In der deutschen Patentanmeldung DE 10 2005 039 189.3 sind ebenfalls Auswertungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder beschrieben. Diese Patentanmeldung ist am Anmeldetag der vorliegenden Erfindung noch nicht öffentlich zugänglich und stellt keinen allgemeinen Stand der Technik dar. Lediglich im deutschen Patenterteilungsverfahren ist diese Patentanmeldung im Rahmen der Neuheitsprüfung zu berücksichtigen. Das in der Patentanmeldung DE 10 2005 039 189.3 beschriebene Verfahren arbeitet bereits recht gut. Insbesondere ist mittels dieses Verfahrens eine automatische Identifizierung der Gefäße des Gefäßsystems möglich. Ferner ist es bei dem dort beschriebenen Auswertungsverfahren nicht zwingend erforderlich, mit DSA-Bildern zu arbeiten.

Eine erste Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Betriebsverfahren für eine Röntgenanlage und die hiermit korrespondierenden Einrichtungen zu schaffen, mittels derer auf einfache Weise qualitativ hochwertige Bilder erfasst werden können.

Eine zweite Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Auswertungsverfahren und die hiermit korrespondierenden Einrichtungen zu schaffen, mittels derer anhand der Projektionsbilder auf einfache Weise unter anderem eine Identifikation des Gefäßsystems möglich ist.

Die erste Aufgabe wird durch ein Betriebsverfahren für eine Röntgenanlage mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst. Erfindungsgemäß beträgt die erste Energieschranke mindestens 40 keV. Dadurch wird eine erhebliche Kontrastverbesserung erzielt.

Bezüglich des Betriebsverfahrens für die Röntgenanlage wird die Aufgabe weiterhin durch einen Datenträger mit einem auf dem Datenträger gespeicherten Steuerprogramm zur Durchführung eines derartigen Betriebsverfahrens gelöst. Ferner wird die Aufgabe durch eine Steuereinrichtung für eine Röntgenanlage gelöst, die einen Massenspeicher aufweist, in dem ein Steuerprogramm gespeichert ist, wobei die Steuereinrichtung nach Aufruf des Steuerprogramms ein derartiges Betriebsverfahren ausführt. Bezüglich des Betriebsverfahrens wird die Aufgabe schließlich durch eine Röntgenanlage gelöst, die eine derartige Steuereinrichtung, mindestens eine Röntgenquelle und mindestens einen Röntgendetektor aufweist.

Die erste Energieschranke sollte vorzugsweise maximal 75 keV betragen. Sie kann beispielsweise zwischen 45 und 70 keV liegen, insbesondere zwischen 50 und 65 keV. Als besonders vorteilhaft hat sich in Versuchen erwiesen, wenn die erste Energieschranke der K-Kante eines der Elemente Dysprosium, Erbium, Gadolinium und Ytterbium entspricht. Alle diese Elemente weisen eine K-Kante zwischen 50 und 65 keV auf.

Es ist möglich, dass jede Gruppe von Projektionsbildern aus genau zwei Projektionsbildern besteht. In diesem Fall liegt jeweils genau eines der Energiespektren im Wesentlichen oberhalb und unterhalb der ersten Energieschranke. Es ist alternativ möglich, dass mindestens zwei der Energiespektren oberhalb oder unterhalb der ersten Energieschranke liegen und diese beiden Energiespektren eine zweite Energieschranke eingabeln. Ob die zweite Energieschranke oberhalb oder unterhalb der ersten Energieschranke liegt, hängt von den Umständen des Einzelfalls ab.

Die zweite Aufgabe wird bei einem Auswertungsverfahren dadurch gelöst,

  • – dass ein Rechner anhand von Kombinationsbildern ein zweidimensionales Auswertungsbild ermittelt, das eine Vielzahl vom Pixeln aufweist, und über ein Sichtgerät an einen Anwender ausgibt,
  • – dass jedes Kombinationsbild anhand der Projektionsbilder jeweils einer Gruppe ermittelt ist,
  • – dass jedes Kombinationsbild eine Vielzahl von Pixeln mit Pixelwerten aufweist und die Sequenz der Kombinationsbilder den zeitlichen Verlauf der Verteilung eines Kontrastmittels im Untersuchungsobjekt zeigt,
  • – dass die Pixel des Auswertungsbildes mit denen der Projektionsbilder korrespondieren,
  • – dass der Rechner zumindest in einem Teilbereich des Auswertungsbildes jedem Pixel einen Typ zuordnet, der dafür charakteristisch ist, ob das jeweilige Pixel einem Gefäß des Gefäßsystems, einem perfundierten Teil der Umgebung eines Gefäßes des Gefäßsystems (Perfusionsbereich) oder einem nicht perfundierten Teil der Umgebung eines Gefäßes des Gefäßsystems (Hintergrund) entspricht, und
  • – dass der Rechner die Zuordnung des Typs anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte der Kombinationsbilder vornimmt.

Erfindungsgemäß werden die Kombinationsbilder ausgewertet. Auch erfolgt durch die Auswertung des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte der Kombinationsbilder zumindest eine Zuordnung zu einem der Typen „Gefäß", „Perfusionsbereich" und „Hintergrund". Im Gegensatz zum bekannten Stand der Technik ist es bei der vorliegenden Erfindung nicht mehr erforderlich, dass der Anwender vorgibt, welcher Bereich der Kombinationsbilder dem Myokardium entspricht. Der Rechner kann vielmehr die Typzuordnung anhand der Kombinationsbilder selbsttätig vornehmen.

Hiermit korrespondierend wird die Aufgabe, soweit es das Auswertungsverfahren betrifft, weiterhin durch einen Datenträger gelöst, auf dem ein Computerprogramm zur Durchführung eines solchen Auswertungsverfahrens gespeichert ist. Schließlich wird die Aufgabe, soweit es das Auswertungsverfahren betrifft, durch einen Rechner gelöst, der einen Massenspeicher aufweist, wobei in dem Massenspeicher ein Computerprogramm gespeichert ist und der Rechner nach Aufruf des Computerprogramms ein solches Auswertungsverfahren ausführt.

Das erfindungsgemäße Auswertungsverfahren ist universell anwendbar. Es ist insbesondere auch anwendbar, wenn das Untersuchungsobjekt sich nicht bewegt. Ein Beispiel eines derartigen Untersuchungsobjekts ist das Gehirn des Menschen, in dem die gleichen Durchblutungsprobleme wie beim Herzen des Menschen auftreten können. Die Durchblutungsprobleme des Gehirns sind, wenn sie akut auftreten, unter dem Begriff „Schlaganfall" bekannt.

In aller Regel ist das Untersuchungsobjekt ein sich iterativ bewegendes Untersuchungsobjekt, z. B. das Herz des Menschen. In diesem Fall ist es möglich, dass zunächst eine Serie von Bildern erfasst und dem Rechner zugeführt wird. Jedem Bild der Serie kann in diesem Fall eine Phaseninformation über das Untersuchungsobjekt zugeordnet sein. Die Kombinationsbilder werden in diesem Fall aus dieser Serie ausgewählt, wobei darauf geachtet wird, dass die den Kombinationsbildern zugeordneten Phaseninformationen maximal um eine Phasenschranke von einer Referenzphase abweichen. Sowohl die Referenzphase als auch die Phasenschranke können dem Rechner vom Anwender vorgegeben werden.

Vorzugsweise ermittelt der Rechner die Anzahl der ausgewählten Kombinationsbilder und gibt sie über das Sichtgerät an den Anwender aus. Für den Anwender ist durch diese Vorgehensweise eine visuelle Kontrolle möglich, ob die Referenzphase und/oder die Phasenschranke gut bestimmt sind. Gegebenenfalls kann die Gesamtzahl der erfassten Iterationen des Untersuchungsobjekts zusätzlich mit ausgegeben werden.

Es ist möglich, dass der Anwender eines der Projektionsbilder oder eines der Kombinationsbilder auswählt und der Rechner das ausgewählte Bild zusammen mit der diesem Bild zugeordneten Phaseninformation und/oder zusammen mit der Abweichung der diesem Bild zugeordneten Phaseninformation von der Referenzphase über das Sichtgerät an den Anwender ausgibt. Durch diese Vorgehensweise ist für den Anwender ersichtlich, wie groß die Abweichung der Phaseninformation des ausgegebenen Bildes von der Referenzphase ist.

Der Teilbereich ist vorzugsweise in einem der Projektionsbilder, in einem der Kombinationsbilder oder im Auswertungsbild als solcher markiert. Das Markieren kann beispielsweise mittels einer hervorgehobenen Umrandung (z. B. einer schwarzen Umrandung) erfolgen. Dadurch ist für den Anwender ohne weiteres erkennbar, welcher Bereich als Teilbereich vorgegeben ist.

Der Teilbereich kann vorbestimmt sein. Vorzugsweise wird er dem Rechner vom Anwender vorgegeben.

Vorzugsweise nimmt der Rechner die Typzuordnung anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte derjenigen Pixel der Kombinationsbilder vor, die in einem durch das jeweilige Pixel des Auswertungsbildes bestimmten zweidimensionalen Typauswertungskern der Kombinationsbilder liegen. Dadurch ist ein etwaiger Rauscheinfluss minimierbar.

Die Typzuordnung ist besonders einfach, wenn der Rechner zumindest den Teilbereich des Auswertungsbildes in Typparzellen von jeweils mehreren Pixeln unterteilt und die Typzuordnung parzellenweise vornimmt. Durch diese Maßnahme reduziert sich der Rechenaufwand für die Typzuordnung um den Faktor N/M, wenn N die Anzahl an Pixeln und M die Anzahl von Typparzellen sind. Als Typparzellen werden üblicherweise kleine Rechtecke (insbesondere Quadrate), kleine regelmäßige Dreiecke oder kleine regelmäßige Sechsecke herangezogen. Es sind auch andere Strukturen möglich. Die Strukturen können sogar unregelmäßig sein.

Vorzugsweise ermittelt der Rechner für jedes Kombinationsbild den gewichteten oder ungewichteten Mittelwert und/oder das Maximum der im Typauswertungskern auftretenden Pixelwerte und nimmt die Typzuordnung anhand des zeitlichen Verlaufs des Mittelwerts und/oder des Maximums vor. Durch diese Maßnahme ist das Auswertungsverfahren zum einen relativ einfach realisierbar, zum anderen sehr zuverlässig und robust. Der Typauswertungskern kann insbesondere mit der jeweiligen Typparzelle korrespondieren.

Vorzugsweise ermittelt der Rechner bei denjenigen der Pixel des Auswertungsbildes, denen er den Typ „Perfusionsbereich" zugeordnet hat, auch ein Ausmaß einer Perfusion (Perfusionsgrad) und ordnet dem jeweiligen Pixel dieses Ausmaß zu.

Beispielsweise ist es möglich, dass der Rechner die Zuordnung des Perfusionsgrades anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte derjenigen Pixel der Kombinationsbilder vornimmt, die in einem durch das jeweilige Pixel des Auswertungsbildes bestimmten zweidimensionalen Ausmaßauswertungskern der Kombinationsbilder liegen.

Der Rechner unterteilt vorzugsweise zumindest den Teilbereich des Auswertungsbildes in Ausmaßparzellen von jeweils mehreren Pixeln und nimmt die Zuordnung des Perfusionsgrades parzellenweise vor. Durch diese Maßnahme lässt sich – analog zur Typzuordnung – der Rechenaufwand erheblich reduzieren.

Das erfindungsgemäße Auswertungsverfahren lässt sich besonders einfach implementieren, wenn der Rechner für jedes Kombinationsbild den gewichteten oder ungewichteten Mittelwert des Ausmaßauswertungskerns ermittelt und die Zuordnung des Perfusionsgrades anhand des zeitlichen Verlaufs des Mittelwertes vornimmt.

Vorzugsweise korrespondiert der Ausmaßauswertungskern mit der jeweiligen Ausmaßparzelle.

Der Ausmaßauswertungskern kann mit dem Typauswertungskern identisch sein. Durch diese Maßnahme wird das erfindungsgemäße Auswertungsverfahren vereinfacht.

Vorzugsweise setzt der Rechner zumindest den Perfusionsgrad der Pixel des Auswertungsbildes anhand einer Zuordnungsvorschrift in Farbwerte um und gibt das Auswertungsbild in Form einer entsprechend farbcodierten Darstellung über das Sichtgerät an den Anwender aus. Dadurch ist der Perfusionsgrad für den Anwender intuitiv besonders leicht erfassbar.

Gegebenenfalls können auch die beiden Typen „Hintergrund" und „Gefäß" farbcodiert werden. Vorzugsweise werden diese beiden Typen jedoch als Grauwerte dargestellt.

Wenn der Rechner die Zuordnungsvorschrift zusammen mit der (vollständig oder teilweise) farbcodierten Darstellung über das Sichtgerät an den Anwender ausgibt, ist der Perfusionsgrad für den Anwender intellektuell besonders einfach zuordenbar. Beispielsweise kann die Zuordnungsvorschrift in das Auswertungsbild eingeblendet werden oder neben dem Auswertungsbild – beispielsweise in einem eigenen Fenster – dargestellt werden.

Das erfindungsgemäße Auswertungsverfahren kann noch weiter optimiert werden. Beispielsweise kann eines der Kombinationsbilder zu einem Referenzbild bestimmt werden und der Rechner einen Referenzbereich der Kombinationsbilder mit einem korrespondierenden Referenzbereich des Referenzbildes vergleichen. In diesem Fall kann der Rechner anhand des Vergleichs eine für alle Pixel des jeweiligen Kombinationsbildes gültige Transformation der Pixelwerte bestimmen, so dass der Mittelwert der Pixelwerte des Referenzbereichs des transformierten Kombinationsbildes und der Mittelwert der Pixelwerte des Referenzbereichs des Referenzbildes in einer vorbestimmten funktionalen Beziehung stehen. Der Rechner transformiert in diesem Fall die Pixelwerte des jeweiligen Kombinationsbildes entsprechend dieser Transformation. Durch diese Maßnahme können Intensitätsunterschiede in den Kombinationsbildern, die sich auf Grund nicht reproduzierbarer Betriebsparameter bei der Erfassung der Projektionsbilder ergeben, zumindest teilweise kompensiert werden.

Vorzugsweise blendet der Rechner den Referenzbereich in eines der Projektionsbilder, in eines der Kombinationsbilder oder in das Auswertungsbild ein. Dadurch ist für den Anwender intuitiv erfassbar, anhand welchen Bildbereiches die Transformation bestimmt wird. Auf Grund seines intellektuellen Verständnisses des dargestellten Bildes kann der Anwender beurteilen, ob der Referenzbereich ordnungsgemäß bestimmt ist.

Es ist möglich, dass der Rechner den Referenzbereich selbsttätig ermittelt. Beispielsweise ist es möglich, dass der Rechner den Referenzbereich anhand der Pixel des Auswertungsbildes ermittelt, denen er den Typ „Hintergrund" zugeordnet hat. Alternativ oder zusätzlich kann der Rechner bei der Ermittlung des Referenzbereichs Informationen über die den Projektionsbildern zu Grunde liegende Aufnahmegeometrie und den Einspeiseort des Kontrastmittels in das Untersuchungsobjekt berücksichtigen.

Alternativ zur Ermittlung des Referenzbereichs durch den Rechner ist es möglich, dass der Referenzbereich dem Rechner von Anwender vorgegeben wird.

Vorzugsweise gibt der Rechner zumindest die Bestimmungskriterien, anhand derer er die Typzuordnung zumindest des Teilbereichs des Auswertungsbildes bestimmt hat, zusammen mit dem Auswertungsbild über das Sichtgerät an den Anwender aus. Auf diese Weise ist eine einfache Kontrolle durch den Anwender möglich.

Vorzugsweise sind die Bestimmungskriterien vom Anwender interaktiv änderbar. In diesem Fall ermittelt der Rechner bei einer Änderung der Bestimmungskriterien das Auswertungsbild neu. Durch diese Vorgehensweise ist eine einfache Optimierung der Bestimmungskriterien durch den Anwender möglich.

Vorzugsweise blendet der Rechner eines der Projektionsbilder oder eines der Kombinationsbilder in das Auswertungsbild ein. Dadurch ist die Lage der Gefäße für den Anwender auf einfache Weise erkennbar. Der Anwender kann daher überprüfen, ob der Rechner die Typzuordnung korrekt vorgenommen hat.

Das Untersuchungsobjekt ist in den Projektionsbildern der Gruppen an einer für die Projektionsbilder der jeweiligen Gruppe zumindest im Wesentlichen gleichen Lage abgebildet. Von Gruppe zu Gruppe kann die Lage jedoch variieren. Wenn das Untersuchungsobjekt das menschliche Herz ist, ist es beispielsweise möglich, dass das Herz nach jedem Herzschlag nicht stets die gleiche Lage annimmt. Auch kann dem Herzschlag eine weitere Bewegung überlagert sein, beispielsweise eine durch Atmung hervorgerufene Bewegung. Aus diesem Grund ermittelt der Rechner vorzugsweise die Lage des Untersuchungsobjekts in den Kombinationsbildern und registriert die Kombinationsbilder relativ zueinander.

Zum Ermitteln der Lage des Untersuchungsobjekts in den Kombinationsbildern kann der Rechner beispielsweise für jede Gruppe die Lage des Untersuchungsobjekts in den Projektionsbildern und/oder im Kombinationsbild anhand mindestens eines der Projektionsbilder oder des Kombinationsbildes der jeweiligen Gruppe ermitteln. Insbesondere kann in einem der Projektionsbilder, das bei einem Energiespektrum unterhalb der ersten Energieschranke aufgenommen wurde, die Lage beispielsweise des Zwerchfells oder von Rippen ermittelt werden und anhand dieser Information auf die Lage des Herzens geschlossen werden. Alternativ oder zusätzlich kann in dem Projektionsbild, das bei dem Energiespektrum oberhalb der ersten Energieschranke aufgenommen wurde, im Einzelfall anhand von Kontrastmittel gefüllten Gefäßen – insbesondere der Lage von Gefäßverzweigungen – auf die Lage des Herzens geschlossen werden.

Alternativ zur Bestimmung der Lage anhand der Projektionsbilder und/oder des Kombinationsbildes ist es möglich, dass den Gruppen eine in den Projektionsbildern nicht enthaltene, mit der Lage korrespondierende Zusatzinformation zugeordnet ist. Beispielsweise kann eine Information über den Atmungszustand (eingeatmet, ausgeatmet, entsprechender Zwischenzustand) mittels eines geeigneten Sensors erfasst worden sein und an die Steuereinrichtung übermittelt worden sein. In diesem Fall kann die Steuereinrichtung diese Information der jeweiligen Gruppe zuordnen. Anhand dieser Information kann in diesem Fall der Rechner die Lage des Untersuchungsobjekts in den Projektionsbildern und/oder im Kombinationsbild der jeweiligen Gruppe anhand der Zusatzinformationen ermitteln.

Es ist möglich, dass dem Rechner die Kombinationsbilder vorgegeben werden. Vorzugsweise nimmt jedoch der Rechner die Ermittlung der Kombinationsbilder anhand der Projektionsbilder selbst vor.

Weitere Vorteile und Einzelheiten ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen. Es zeigen in Prinzipdarstellung:

1 ein Blockschaltbild einer Aufnahmeanordnung, eines Steuerrechners und einer Auswertungseinrichtung,

2 bis 4 ein Ablaufdiagramme,

5 und 6 Zeitdiagramme,

7 beispielhaft ein Projektionsbild,

8 ein Blockschaltbild einer Auswertungseinrichtung,

9 und 10 Ablaufdiagramme,

11 ein Auswertungsbild,

12 das Auswertungsbild von 11 mit einem überlagerten Bild,

13 ein Ablaufdiagramm,

14 ein aus einem Kombinationsbild abgeleitetes Zwischenbild,

15 und 16 zeitliche Verläufe von charakteristischen Größen,

17 ein Ablaufdiagramm,

18 einen zeitlichen Verlauf eines Mittelwerts, und

19 und 20 Ablaufdiagramme.

1 zeigt schematisch eine Röntgenanlage. Gemäß 1 wird eine Aufnahmeanordnung 1 von einer Steuereinrichtung 2 gesteuert. Mittels der Aufnahmeanordnung 1 werden Bilder B eines Untersuchungsobjekts 3 erfasst. Im vorliegenden Fall, in dem das Untersuchungsobjekt 3 ein Mensch ist, werden beispielsweise Bilder B des Herzens oder des Gehirns des Menschen 3 erfasst.

Zum Erfassen der Bilder B weist die Aufnahmeanordnung 1 eine Röntgenquelle 4 und einen Röntgendetektor 5 auf.

Die Steuereinrichtung 2 ist vorzugsweise als softwareprogrammierte Steuereinrichtung 2 ausgebildet. Sie weist eine Prozessoreinheit 2a auf die im Betrieb ein Steuerprogramm 2b abarbeitet. Das Steuerprogramm 2b bestimmt die Betriebsweise der Steuereinrichtung 2 und damit auch der Röntgenanlage insgesamt. Das Steuerprogramm 2b ist in einem Massenspeicher 2c der Steuereinrichtung 2 hinterlegt. Es kann mittels eines entsprechenden Aufrufbefehls von einem Bediener 6 der Röntgenanlage über eine Ein-Ausgabe-Schnittstelle 2d aufgerufen werden. Erfolgt ein derartiger Aufruf, wird das Steuerprogramm 2b ausgeführt und die Röntgenanlage so betrieben, wie dies nachstehend näher erläutert wird.

Das Steuerprogramm 2b muss in der Steuereinrichtung 2 hinterlegt worden sein. Hierzu kann beispielsweise ein Datenträger 2e, auf dem das Steuerprogramm 2b gespeichert ist, über eine entsprechende Schnittstelle 2f der Steuereinrichtung 2 mit der Steuereinrichtung 2 datentechnisch verbunden werden. Die Steuereinrichtung 2 ist in diesem Fall in der Lage, das Steuerprogramm 2b von dem Datenträger 2e (z. B. einer CD-ROM) zu übernehmen und im Massenspeicher 2c zu hinterlegen.

Zum Erfassen der Bilder B werden gemäß 2 in einem Schritt S1 zunächst das Untersuchungsobjekt 3 und die Aufnahmeanordnung 1 positioniert. Die Positionierung erfolgt insbesondere derart, dass das Untersuchungsobjekt 3 zwischen der Röntgenquelle 4 und dem Röntgendetektor 5 angeordnet ist. Die Positionierung kann davon abhängig sein, welche Region (Herz, Gehirn, ...) des Untersuchungsobjekts 3 erfasst werden soll und welcher Teil der zu erfassenden Region besonders relevant ist. Beispielsweise kann die Positionierung davon abhängig sein, welche Koronararterie (RCA, LAD, LCX) beobachtet werden soll. Der Schritt S1 kann rein manuell durch den Bediener 6 vorgenommen werden. Alternativ kann der Schritt S1 vollautomatisch von der Steuereinrichtung 2 vorgenommen werden. Auch ein Zusammenwirken des Bedieners 6 und der Steuereinrichtung 2 ist möglich.

Die Vornahme des Schrittes S1 kann mit einer Aufnahme von Kontrollbildern verbunden sein. Die Aufnahme von Kontrollbildern ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung nicht relevant und wird aus diesem Grund nachfolgend nicht näher erläutert.

In einem Schritt S2 wartet die Steuereinrichtung 2 ein Startsignal des Bedieners 6 ab. Nach Erhalt des Startsignals erfasst der Röntgendetektor 5 eine Gruppe G von Bildern B des Untersuchungsobjekts 3 und führt die Gruppe G der Steuereinrichtung 2 zu. Die Steuereinrichtung 2 nimmt die Gruppe G in einem Schritt S3 entgegen und fügt der Gruppe G (bzw. den Bildern B der Gruppe G) einen Erfassungszeitpunkt t hinzu. Der Schritt S3 wird später in Verbindung mit den 3 bis 6 näher erläutert werden.

Wenn der Röntgendetektor 5 als energieauflösender Röntgendetektor 5 ausgebildet ist, kann der Schritt S3, also das Erfassen der Gruppe G von Bildern B, so ausgestaltet sein, wie dies nachfolgend in Verbindung mit 3 erläutert wird. Wenn der Röntgendetektor 5 nicht als energieauflösender Röntgendetektor 5 ausgebildet ist, kann der Schritt S3 so ausgestaltet sein, wie dies nachfolgend in Verbindung mit den 4 bis 6 näher erläutert wird.

Gemäß 3 steuert die Steuereinrichtung 2 die Röntgenquelle 4 in einem Schritt S301 derart an, dass die Röntgenquelle 4 Röntgenstrahlung emittiert, die ein vorbestimmtes Gesamtenergiespektrum aufweist. Das Gesamtenergiespektrum weist mindestens zwei Teilspektren auf. Ein erstes Teilspektrum liegt unterhalb einer ersten Energieschranke. Das zweite Teilspektrum liegt oberhalb der ersten Energieschranke.

Gegebenenfalls kann das Gesamtspektrum auch mehr als zwei Teilspektren aufweisen, beispielsweise drei Teilspektren. In diesem Fall liegen mindestens zwei der Teilspektren oberhalb oder unterhalb der ersten Energieschranke. Diese beiden letztgenannten Energiespektren gabeln eine zweite Energieschranke ein.

Die erste Energieschranke beträgt mindestens 40 keV. Vorzugsweise beträgt sie maximal 75 keV. Insbesondere kann die erste Energieschranke zwischen 45 und 70 keV liegen, beispielsweise zwischen 50 und 65 keV. Sie sollte möglichst genau der K-Kante des verwendeten Kontrastmittels entsprechen. Als Kontrastmittel wird im Rahmen der vorliegenden Erfindung vorzugsweise eines der Elemente Dysprosium, Erbium, Ytterbium und ganz besonders bevorzugt Gadolinium verwendet.

Die zweite Energieschranke kann, sofern sie vorhanden ist, alternativ oberhalb oder unterhalb der ersten Energieschranke liegen. Vorzugsweise liegt sie bei mindestens 30 keV, insbesondere bei mindestens 35 keV. Ferner liegt sie vorzugsweise maximal bei 75 keV, insbesondere maximal bei 70 keV.

Bei der Vorgehensweise gemäß 3 detektiert der Röntgendetektor 5 – getrennt voneinander – für jedes Teilspektrum je ein Bild B. Die detektierten Bilder B werden der Steuereinrichtung 2 zugeführt. Sie bilden zusammen eine Gruppe G von Bildern B. Die Steuereinrichtung 2 nimmt in einem Schritt S302 die simultan erfassten Bilder B entgegen und bildet in einem Schritt S303 aus diesen Bildern B die jeweilige Gruppe G. Ferner speichert sie im Schritt S303 die Bilder B der Gruppe G. Alternativ oder zusätzlich ist möglich, dass die Steuereinrichtung 2 anhand der Bilder B der Gruppe G – insbesondere durch digitale Bildsubtraktion – ein Kombinationsbild B' ermittelt und das Kombinationsbild B' speichert. Dies erfolgt gegebenenfalls in einem Schritt S304.

Gemäß 4 selektiert die Steuereinrichtung 2 in einem Schritt S401 ein erstes Energiespektrum. In einem Schritt S402 steuert die Steuereinrichtung 2 die Röntgenquelle 4 derart an, dass die Röntgenquelle 4 Röntgenstrahlung emittiert, welche das selektierte Energiespektrum aufweist.

Der Röntgendetektor 5 erfasst ein Bild B und führt es der Steuereinrichtung 2 zu. Die Steuereinrichtung 2 nimmt das vom Röntgendetektor 5 detektierte Bild B in einem Schritt S403 entgegen. In einem Schritt S404 speichert sie das entgegen genommene Bild B ab.

In einem Schritt S405 prüft die Steuereinrichtung 2, ob sie bereits alle Energiespektren eingestellt hat. Wenn dies nicht der Fall ist, geht die Steuereinrichtung zu einem Schritt S406 über. Im Schritt S406 selektiert die Steuereinrichtung 2 das nächste Energiespektrum. Vom Schritt S406 geht die Steuereinrichtung 2 zum Schritt S402 zurück.

Wenn bei allen Energiespektren bereits ein Bild B erfasst worden ist, geht die Steuereinrichtung 2 zu einem Schritt S407 über. Im Schritt S407 bildet die Steuereinrichtung 2 anhand der in den Schritten S404 gespeicherten Bilder B eine Gruppe G. Alternativ oder zusätzlich kann die Steuereinrichtung 2 einen Schritt S408 ausführen. Im Schritt S408 ermittelt die Steuereinrichtung 2 anhand der Bilder B der jeweiligen Gruppe G ein Kombinationsbild B'. Der Schritt S408 ist optional. Er korrespondiert inhaltlich mit dem Schritt S304.

Die Energiespektren von 4 entsprechen den Teilspektren von 3.

Bei der Vorgehensweise gemäß 4 erfolgt die Erfassung der Bilder B der Gruppe G nicht simultan, sondern nacheinander. Die einzelnen Bilder B der jeweiligen Gruppe G werden also mit einem zeitlichen Abstand &dgr;t erfasst. Gemäß den 5 und 6 ist der zeitliche Abstand &dgr;t erheblich kleiner als eine typische Iterationsperiode des Untersuchungsobjekts 3. In der Regel beträgt der zeitliche Abstand &dgr;t wenige Millisekunden, beispielsweise ein bis zehn Millisekunden. In diesem Zeitraum ist die Bewegung beispielsweise des Herzens (als Beispiel einer sich iterierend bewegenden Untersuchungsobjekts 3) praktisch vernachlässigbar.

Nachfolgend wird der Fall näher behandelt, dass jede Gruppe G von Bildern B genau zwei Bilder B enthält. Die Ausführungen sind ohne weiteres auf den Fall erweiterbar, dass pro Gruppe G mehr als zwei Bilder B vorhanden sind.

Die erste Energieschranke wird derart bestimmt, dass sie der K-Kante des verwendeten Kontrastmittels möglichst genau entspricht. Eines der Bilder B der jeweiligen Gruppe G zeigt das Kontrastmittel und das umgebende Gewebe, das andere der Bilder B nur das Gewebe. Durch eine digitale Bildsubtraktion der beiden Bilder B der Gruppe G voneinander kann das Kontrastmittel im Kombinationsbild B' deutlicher hervorgehoben werden.

Menschliches Gewebe absorbiert Röntgenenergien unterhalb von etwa 30 bis 35 keV relativ stark. Aus diesem Grund liegt die erste Energieschranke vorzugsweise bei mindestens 40 keV. Dadurch wird erreicht, dass das Bild B, welches Signalanteile des Kontrastmittels enthält, nur relativ geringe Anteile des Gewebes enthält. Die digitale Bildsubtraktion ist somit besonders gut. Auf Grund der simultanen oder quasi-simultanen Aufnahme der Bilder B der jeweiligen Gruppe G treten ferner nur sehr geringe Artefakte auf. Die Kombinationsbilder B' zeigen somit sehr deutlich das Kontrastmittel und nur in sehr geringem Umfang andere Bestandteile des Untersuchungsobjekts 3 oder Artefakte.

Falls das Untersuchungsobjekt 3 bzw. der relevante Teil des Untersuchungsobjekts 3 sich iterierend bewegen sollte, nimmt die Steuereinrichtung 2 in einem Schritt S4 weiterhin von einer entsprechenden Erfassungseinrichtung 7 ein Phasensignal des Untersuchungsobjekts 3 entgegen. Ebenfalls im Rahmen des Schrittes S4 ermittelt die Steuereinrichtung 2 eine entsprechende Phaseninformation &phgr; und fügt die Phaseninformation &phgr; der erfassten Gruppe G hinzu. Beispielsweise kann die Steuereinrichtung 2 im Rahmen des Schrittes S4 ein EKG-Signal entgegen nehmen und daraus die Phaseninformation &phgr; ableiten. Auch kann die Steuereinrichtung 2 die Aufnahmeanordnung 1 anhand des zugeführten Phasensignals gegebenenfalls derart ansteuern, dass die Erfassung der Gruppen G nur bei einer oder mehreren vorbestimmten Phasenlagen des Untersuchungsobjekts 3 erfolgt, beispielsweise nur 0,3 und 0,6 Sekunden nach der R-Zacke eines EKG-Signals.

Im Regelfall wird das Untersuchungsobjekt 3 in seiner iterierenden Bewegung nicht von außen beeinflusst. Falls beispielsweise das Herz des Menschen 3 sehr unregelmäßig schlägt, kann jedoch gezielt eine externe Anregung des Herzens mit einem Herzschrittmacher erfolgen, um einen regelmäßigen Herzschlag zu erzwingen.

In einem Schritt S5 korrigiert die Steuereinrichtung 2 die erfassten Bilder B. Die Steuereinrichtung 2 korrigiert die erfassten Bilder B vorzugsweise ausschließlich um detektorspezifische Korrekturen, führt aber keine weitergehende Bildaufbereitung durch. Beispielsweise wendet sie vorzugsweise keinerlei Rauschminderungsverfahren an.

In einem Schritt S6 wird geprüft, ob eine Injektion eines Kontrastmittels erfolgen soll. Falls diese Prüfung bejaht wird, wird in einem Schritt S7 das Kontrastmittel in das Untersuchungsobjekt 3 injiziert. Die Schritte S6 und S7 können – analog zum Schritt S1 – vom Anwender 6 selbst vorgenommen werden, von der Steuereinrichtung 2 vollautomatisch vorgenommen werden oder aber zwar vom Anwender 6 vorgenommen werden, wobei ihn jedoch die Steuereinrichtung 2 unterstützt.

In einem Schritt S8 prüft die Steuereinrichtung 2, ob das Erfassen der Bilder B beendet werden soll. Wenn dies nicht der Fall ist, geht die Steuereinrichtung 2 zum Schritt S3 zurück. Anderenfalls übermittelt sie in einem Schritt S9 die erfassten, vorzugsweise um detektorspezifische Korrekturen korrigierten Bilder B (also die Gruppen G), deren Erfassungszeitpunkte t sowie gegebenenfalls auch deren Phaseninformationen &phgr; an eine Auswertungseinrichtung 8. Alternativ zur Übermittlung der Bilder B, der Erfassungszeitpunkte t und der Phaseninformationen &phgr; im Rahmen des nachgeordneten Schrittes S9 könnte das Übermitteln auch gruppen- oder bildweise, also zwischen den Schritten S5 und S6, erfolgen. Ferner können gegebenenfalls auch die Kombinationsbilder B' an die Auswertungseinrichtung 8 übermittelt werden.

Die weiteren Details des obenstehend skizzierten Verfahrens wurden nur grob geschildert, da sie im Rahmen der vorliegenden Erfindung nur von untergeordneter Bedeutung sind. So wurde beispielsweise die – manuelle, vollautomatische oder rechnerunterstützte – Einstellung der Aufnahmeparameter der Aufnahmeanordnung 1 (z. B. Bildrate, Bildvorverarbeitung, Positionierung, ...) als selbstverständlich vorausgesetzt. Auch eine gegebenenfalls erforderliche Kalibrierung der Aufnahmeanordnung 1 wurde nicht näher beschrieben. Weiterhin versteht sich von selbst, dass die Erfassung der Gruppen G über einen hinreichend langen Zeitraum erfolgen muss, nämlich beginnend vor der Injektion des Kontrastmittels und endend nach dem Auswaschen des Kontrastmittels.

7 zeigt beispielhaft eines der erfassten Bilder B. Aus 7 ist ersichtlich, dass das Bild B zweidimensional ist und eine Vielzahl von Pixeln 9 enthält. Die Auflösung des Bildes B ist in der Regel sogar so hoch, dass in einem dargestellten Bild B die einzelnen Pixel 9 nicht mehr erkennbar sind. Lediglich rein beispielhaft ist eines der Pixel 9 in dem in 7 dargestellten Bild B entsprechend markiert. Jedes Pixel 9 weist einen Pixelwert auf, der z. B. zwischen 0 und 255 (= 28 – 1) liegt.

Aus 7 ist weiterhin erkennbar, dass das Untersuchungsobjekt 3 ein Gefäßsystem und dessen Umgebung enthält. Auf Grund des Umstands, dass die Gruppen G in ihrer Gesamtheit eine zeitliche Folge (d. h. eine Sequenz) bilden, zeigen die Kombinationsbilder B' somit zugleich auch den zeitlichen Verlauf der Verteilung des Kontrastmittels in dem Untersuchungsobjekt 3.

Gemäß 8 weist die Auswertungseinrichtung 8 – die prinzipiell mit der Steuereinrichtung 2 identisch sein kann – unter anderem eine Recheneinheit 10 und einen Massenspeicher 11 auf. Im Massenspeicher 11 ist ein Computerprogramm 12 hinterlegt. Nach Aufruf des Computerprogramms 12 führt die Auswertungseinrichtung 8 ein Auswertungsverfahren aus, das nachfolgend detailliert beschrieben wird. Die Auswertungseinrichtung 8 stellt einen Rechner im Sinne der vorliegenden Erfindung dar.

Vorab sei erwähnt, dass das Computerprogramm 12 der Auswertungseinrichtung 8 zuvor zugeführt worden sein muss. Das Zuführen kann beispielsweise mittels eines geeigneten Datenträgers 13 (z. B. einer CD-ROM) erfolgen, auf dem das Computerprogramm 12 gespeichert ist. Der Datenträger 13 wird über eine geeignete Schnittstelle 14 an die Auswertungseinrichtung 8 angekoppelt. Dadurch ist es möglich, das auf dem Datenträger 13 gespeicherte Computerprogramm 12 auszulesen und im Massenspeicher 11 der Auswertungseinrichtung 8 zu hinterlegen.

Nachstehend wird der Fall erläutert, dass der Auswertungseinrichtung 8 die Gruppen G von Bildern B zugeführt werden. In diesem Zusammenhang wird angenommen, dass die Erfassungszeitpunkte t der Bilder B pro Gruppe G konstant sind. Diese Annahme ist zulässig, weil der gegebenenfalls vorhandene zeitliche Abstand &dgr;t erheblich kleiner als die Iterationsperiode des Untersuchungsobjekts 3 ist.

Gemäß 9 nimmt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S11 über eine entsprechende Schnittstelle 15 die Bilder, deren Erfassungszeitpunkte t und deren Phaseninformationen &phgr; entgegen.

Es ist möglich, dass die entgegen genommenen Bilder die vom Röntgendetektor 5 erfassten, nur aufbereiteten Bilder B sind. In diesem Fall ermittelt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S12 für jede Gruppe G von Bildern B das entsprechende Kombinationsbild B'. Die Ermittlung des jeweiligen Kombinationsbildes B' erfolgt so, wie dies obenstehend bereits in Verbindung mit den Schritten S304 und S408 erläutert wurde.

Es ist alternativ möglich, dass die entgegen genommenen Bilder bereits die Kombinationsbilder B' sind. In diesem Fall kann der Schritt S12 entfallen.

Wenn das Untersuchungsobjekt 3 während der Erfassung der Bilder B unbewegt war (beispielsweise weil Bilder B vom Gehirn des Menschen 3 aufgenommen wurden) oder auf Grund einer entsprechenden Triggerung der Aufnahme (beispielsweise stets 0,6 Sekunden nach der R-Zacke des EKG) die Bilder B das Untersuchungsobjekt 3 stets in der gleichen Phasenlage zeigen, können nachfolgend alle Kombinationsbilder B' zu der später beschriebenen Auswertung herangezogen werden. Anderenfalls muss eine geeignete Auswahl erfolgen. Diese Auswahl wird nachstehend in Verbindung mit den 8 und 9 näher erläutert.

Zur Auswahl der Kombinationsbilder B' müssen der Auswertungseinrichtung 8 entsprechende Auswahlkriterien &phgr;*, &dgr;&phgr; bekannt sein, nämlich eine Referenzphasenlage &phgr;* und eine Phasenschranke &dgr;&phgr;. Hierbei ist möglich, dass die Referenzphase &phgr;* und die Phasenschranke &dgr;&phgr; innerhalb der Auswertungseinrichtung 8 gespeichert sind. Vorzugsweise werden die Referenzphase &phgr;* und die Phasenschranke &dgr;&phgr; der Auswertungseinrichtung 8 gemäß 9 in einem Schritt S13 vom Anwender 6 über eine entsprechende Eingabeeinrichtung 17 vorgegeben.

Beispielsweise ist es möglich, dass der Anwender 6 in der erfassten Sequenz von Gruppen G bzw. in den korrespondierenden Kombinationsbildern B' durch entsprechende Eingaben blättert und eine der Gruppen G auswählt. Die Phaseninformation &phgr; der so ausgewählten Gruppe G bestimmt beispielsweise die Referenzphase &phgr;*, der Abstand zur unmittelbar nachfolgenden Gruppe G und zur unmittelbar vorhergehenden Gruppe G die Phasenschranke &dgr;&phgr;. Es ist alternativ möglich, dass der Anwender 6 die entsprechenden Werte &phgr;*, &dgr;&phgr; explizit vorgibt. Schließlich ist es möglich, dass die Auswertungseinrichtung 8 das EKG-Signal über ein Sichtgerät 16 an den Anwender 6 ausgibt und der Anwender 6 im EKG-Signal entsprechende Markierungen setzt. In allen Fällen kann der Anwender 6 die Werte &phgr;* und &dgr;&phgr; alternativ als absolute Zeitwerte oder als relative Phasenwerte vorgeben.

In Schritten S14 bis S17 erfolgt die eigentliche Auswahl der Kombinationsbilder B' aus der gesamten Serie von Kombinationsbildern B'. Hierzu wird zunächst im Schritt S14 ein Index i auf den Wert Eins gesetzt.

Innerhalb der Kombinationsbilder B' der Iteration i des Untersuchungsobjekts 3 bestimmt die Auswertungseinrichtung 8 im Schritt S15 im Regelfall eines (ausnahmsweise auch keines) zu einem selektierten Kombinationsbild B'. Insbesondere sucht sie im Schritt S15 dasjenige der Kombinationsbilder B', bei dem der Betrag der Differenz der Phaseninformation &phgr; zur Referenzphase &phgr;* minimal ist. Wenn diese Differenz kleiner als die Phasenschranke &dgr;&phgr; ist, wird das entsprechende Kombinationsbild B' selektiert. Anderenfalls wird es nicht selektiert. Gegebenenfalls vermerkt die Auswertungseinrichtung 8, wenn sie für einen bestimmten Wert des Index i kein Kombinationsbild B' selektieren konnte.

Im Schritt S16 prüft die Auswertungseinrichtung 8, ob der Index i bereits seinen Maximalwert erreicht hat. Wenn dies nicht der Fall ist, inkrementiert die Auswertungseinrichtung 8 im Schritt S17 den Index i und geht zum Schritt S15 zurück. Anderenfalls ist die Selektion der Kombinationsbilder B' beendet.

Im Rahmen der nachfolgenden Ausführungen wird angenommen, dass die Bilder B, anhand derer die Kombinationsbilder B' ermittelt wurden, alle beispielsweise in einer Atemanhaltephase erfasst wurden. In diesem Fall ist durch die obenstehend beschriebene Vorgehensweise gewährleistet, dass die Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel 9 der Kombinationsbilder B' durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts 3 bestimmt sind. Dies gilt, obwohl sich das Untersuchungsobjekt 3 gegebenenfalls iterierend bewegt hat (beispielsweise das Herz geschlagen hat).

In einem Schritt S18 gibt die Auswertungseinrichtung 8 die Anzahl der ausgewählten Kombinationsbilder B' und die Anzahl der Iterationen des Untersuchungsobjekts 3 über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Der Anwender 6 kann somit erkennen, ob er eine gute Auswahl für die Referenzphase &phgr;* und/oder die Phasenschranke &dgr;&phgr; getroffen hat.

In einem Schritt S19 wartet die Auswertungseinrichtung 8 eine Anwendereingabe ab. Wenn eine derartige Eingabe erfolgt, prüft die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S20, ob diese Eingabe eine Bestätigung des Anwenders 6 war. Wenn dies der Fall ist, ist die Auswahl der Kombinationsbilder B' abgeschlossen. Es kann mit dem eigentlichen Auswertungsverfahren fortgefahren werden.

Wenn die Eingabe des Anwenders 6 keine Bestätigung war, prüft die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S21, ob der Anwender 6 einen Wunsch nach Änderung der Referenzphase &phgr;* und/oder der Phasenschranke &dgr;&phgr; eingegeben hat. Wenn dies der Fall ist, geht die Auswertungseinrichtung 8 zum Schritt S13 zurück.

Anderenfalls hat der Anwender 6 einen Wunsch nach Darstellung eines Bildes eingegeben. In diesem Fall nimmt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S22 vom Anwender 6 eine entsprechende Anwahl entgegen. In einem Schritt S23 stellt sie das angewählte Bild auf dem Sichtgerät 16 dar. Zusammen mit dem angewählten Bild gibt sie auch die korrespondierende Phaseninformation &phgr; des angewählten Bildes, die Referenzphase &phgr;*, deren Differenz und die Phasenschranke &dgr;&phgr; über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Das angewählte Bild kann alternativ eines der Projektionsbilder B oder eines der Kombinationsbilder B' sein.

Gegebenenfalls wäre es auch möglich, eine Gesamtdarstellung des Phasenverlaufs anzuzeigen und die Phaseninformationen &phgr; aller Kombinationsbilder B' gleichzeitig darzustellen.

Der Vollständigkeit halber sei erwähnt, dass die Schritte S13 bis S23 nur dann sinnvoll und/oder erforderlich sind, wenn eine Auswahl der Kombinationsbilder B' aus der Gesamtserie von Kombinationsbildern B' erfolgen muss. Wenn hingegen alle ermittelten Kombinationsbilder B' a priori bereits geeignet sind, können die Schritte S13 bis S23 entfallen.

Weiterhin sei erwähnt, dass alternativ zu der obenstehend in Verbindung mit 9 beschriebenen Vorgehensweise es auch möglich ist, vorab geeignete Intervalle für die Phaseninformation &phgr; festzulegen und für jedes Intervall die Anzahl an möglichen Kombinationsbildern B' zu ermitteln. Die Auswertungseinrichtung 8 kann in diesem Fall eine Liste oder Tabelle ausgeben, anhand derer für den Anwender 6 erkennbar ist, wie viele Kombinationsbilder B' ihm für welches Phasenintervall jeweils zur Verfügung stehen. In diesem Fall ist es lediglich erforderlich, dass der Anwender 6 das von ihm gewünschte Phasenintervall selektiert.

Wenn die Auswahl der Kombinationsbilder B' aus der Gesamtserie von Kombinationsbildern B' abgeschlossen ist, wird mit der Vorgehensweise von 10 fortgefahren. Schritte S31 und S32 von 10 entsprechen dabei den Schritten S11 und S12 einerseits und den Schritten S13 bis S23 von 9 andererseits. Der Schritt S32 ist in 10, da er nur optional ist, nur gestrichelt dargestellt.

Im Rahmen der nachfolgenden FIG werden stets nur die geeigneten Kombinationsbilder B' betrachtet. Wenn aus der Gesamtheit aller Kombinationsbilder B' gemäß den Schritten S14 bis S17 eine Selektion erfolgt, sind nachfolgend stets nur die Kombinationsbilder B' gemeint, welche in den Schritten S14 bis S17 selektiert wurden.

In einem Schritt S33 nimmt die Auswertungseinrichtung 8 vom Anwender 6 einen Teilbereich 18 entgegen. Den Teilbereich 18 blendet die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S34 in eines der Projektionsbilder B oder in eines der Kombinationsbilder B' ein und gibt dieses Bild B bzw. B' zusammen mit der Markierung des Teilbereichs 18 über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Der Teilbereich 18 ist beispielsweise in 7 mit eingezeichnet, Er entspricht dem dort dargestellten schwarzen Rahmen 18.

In einem Schritt S35 ermittelt der Rechner 8 für jedes Pixel 9, das innerhalb des vorgegebenen Teilbereichs 18 liegt, dessen Typ. Der Typ 1 entspricht einem Hintergrund. Der Typ 2 entspricht einem Gefäß, der Typ 3 einem Perfusionsbereich.

In einem Schritt S36 prüft die Auswertungseinrichtung 8 für jedes Pixel 9 des Teilbereichs 18, ob diesem Pixel 9 der Typ „Perfusionsbereich" zugeordnet wurde. Wenn dies der Fall ist, ermittelt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S37 für das jeweilige Pixel 9 einen Perfusionsgrad (d. h. ein Ausmaß der Perfusion) und ordnet ihn dem betreffenden Pixel 9 zu.

Die Zuordnung des jeweiligen Typs und gegebenenfalls auch des Perfusionsgrades zu den einzelnen Pixeln 9 definiert ein Auswertungsbild A. Auf Grund der Art der Erstellung des Auswertungsbildes A korrespondiert jedes Pixel 9 des Auswertungsbildes A mit den entsprechenden Pixeln 9 der Kombinationsbilder B' und auch der Projektionsbilder B. Insbesondere ist auch das Auswertungsbild A zweidimensional und weist eine Vielzahl von Pixeln 9 auf. Das Auswertungsbild A wird von der Auswertungseinrichtung 8 im Rahmen eines Schrittes S38 über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 ausgegeben.

Die Schritte S35 bis S37 betreffen den eigentlichen Kern der vorliegenden Erfindung. Auf sie wird später noch detailliert eingegangen.

11 zeigt beispielhaft ein Auswertungsbild A. Gemäß 11 hat die Auswertungseinrichtung 8 den Perfusionsgrad anhand einer Zuordnungsvorschrift in Farbwerte umgesetzt. Die Auswertungseinrichtung 8 gibt somit den Perfusionsbereich des Auswertungsbildes A in Form einer farbcodierten Darstellung über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus. Die Zuordnungsvorschrift kann von der Auswertungseinrichtung 8 gemäß 11 gegebenenfalls zusammen mit der farbcodierten Darstellung über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 ausgegeben werden.

Es ist möglich, dass die Auswertungseinrichtung 8 nicht nur den Perfusionsgrad farbcodiert, sondern auch die beiden Typen „Hintergrund" und „Gefäß". Vorzugsweise erfolgt jedoch eine Grauwertdarstellung dieser beiden Typen. Im Extremfall kann diese Darstellung eine Schwarz/Weiß-Darstellung sein.

Die Darstellung gemäß 12 korrespondiert inhaltlich im Wesentlichen mit der Darstellung von 11. Bei der Darstellung von 12 ist eines der Kombinationsbilder B' in das Auswertungsbild A mit eingeblendet. Aus 12 ist insbesondere ersichtlich, dass auch die Kombinationsbilder B' zweidimensional sind und eine Vielzahl von Pixeln 9 aufweisen.

Aus den 11 und 12 ist ersichtlich, dass in das Auswertungsbild A auch andere Angaben mit eingeblendet sein können. Diese anderen Angaben können beispielsweise ein erster Schwellwert SW1, Grenzzeitpunkte GZP, GZP', Faktoren F, F' und weitere Werte sein. Die Bedeutung dieser Werte wird später noch ersichtlich werden.

Gemäß den 11 und 12 wird nur der Teilbereich 18 dargestellt und ausgegeben. Es ist auch möglich, über den Teilbereich 18 hinaus das gesamte Auswertungsbild A über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 auszugeben. In diesem Fall kann der Teilbereich 18 analog zu 7 entsprechend markiert sein.

In einem Schritt S39 wartet die Auswertungseinrichtung 8 eine Eingabe des Anwenders 6 ab. Wenn diese Eingabe erfolgt, prüft die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S40, ob die Eingabe eine Bestätigung war. Wenn dies der Fall ist, erstellt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S41 anhand des Auswertungsbildes A einen Report und ordnet das Auswertungsbild A und den Report den Kombinationsbildern B' zu. Sodann archiviert sie zumindest die Kombinationsbilder B', das Auswertungsbild A und den Report als Einheit.

Anderenfalls prüft die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S42, ob die Eingabe eine Anweisung zum Verwerfen des Auswertungsbildes A war. In diesem Fall wird das Auswertungsverfahren ohne Abspeichern des Reports ohne weiteres verlassen.

Anderenfalls prüft der Rechner 8 in einem Schritt S43, ob die Kriterien zum Bestimmen des Typs und/oder des Perfusionsgrades geändert werden sollen. Wenn dies der Fall ist, nimmt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S44 neue Kriterien entgegen und geht zum Schritt S35 zurück.

Wenn auch die Kriterien nicht geändert werden sollen, nimmt der Rechner 8 in einem Schritt S45 eine entsprechende Anwahl eines Pixels 9 oder einer Pixelgruppe entgegen. In einem Schritt S46 ermittelt der Rechner 8 für das angewählte Pixel 9 bzw. die angewählte Pixelgruppe den zeitlichen Verlauf des Mittelwerts der entsprechenden Bereiche der Kombinationsbilder B', anhand derer der Rechner 8 für das ausgewählte Pixel 9 bzw. die ausgewählte Pixelgruppe den Perfusionsgrad ermittelt hat. Den Verlauf gibt der Rechner 8 im Rahmen eines Schrittes S47 über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus.

13 zeigt eine mögliche Implementierung der Schritte S35 bis S37 von 6.

Gemäß 13 teilt der Rechner 8 zunächst in einem Schritt S51 die Kombinationsbilder B' in zweidimensionale Parzellen 19 ein. Die Einteilung der Parzellen 19 ist beispielsweise aus 7 ersichtlich.

Gemäß 7 sind die Parzellen 19 rechteckig und weisen dieselbe Größe auf. Dies ist die einfachste Art der Einteilung in Parzellen 19. Es sind auch andere Parzellenformen möglich, insbesondere gleichseitige Dreiecke und regelmäßige Sechsecke. Die Parzellen 19 können auch verschiedene Größen aufweisen, beispielsweise im Zentrum des Teilbereichs 18 kleiner sein als am Rand des Teilbereichs 18. Es ist auch möglich, die Parzellen 19 dynamisch anzupassen. Mögliche Vorgehensweisen für diese Anpassung sind in der zeitgleich mit der vorliegenden Erfindung eingereichten deutschen Patentanmeldung „Bildauswertungsverfahren für zweidimensionale Projektionsbilder und hiermit korrespondierende Gegenstände" der Siemens AG, Siemens internes Aktenzeichen 200601059 beschrieben. Diese Anmeldung wird nachfolgend noch mehrfach erwähnt werden. Sie wird nachfolgend als „Anmeldung 200601059" bezeichnet werden.

Die Größe der Parzellen 19 ist prinzipiell frei wählbar. Sie sollten zweidimensional sein. Ferner sollten sie so viele Pixel 9 umfassen, dass sich bei einer Mittelwertbildung das Rauschen tendenziell herausmittelt und etwaige Bewegungsartefakte vernachlässigbar sind. Dennoch sollte die Auflösung hinreichend gut sein. In Versuchen wurde ermittelt, dass die Parzellen 19 vorzugsweise zwischen etwa 60 und etwa 1.000 Pixeln 9 enthalten sollten. Im Falle quadratischer Parzellen 19 entspricht dies einer Kantenlänge von 8 bis 32 Pixeln 9.

In Schritten S52 und S53 setzt der Rechner 8 Laufindizes i, j auf den Wert Eins. Der Index i durchläuft nacheinander jede Parzelle 19 des Teilbereichs 18. Der Index j durchläuft nacheinander die Kombinationsbilder B'.

In einem Schritt S54 bestimmt die Auswertungseinrichtung 8 für die durch den Index i bestimmte Parzelle 19 in dem durch den Index j bestimmten Kombinationsbild B' mindestens einen charakteristischen Wert C1, C2. Insbesondere kann die Auswertungseinrichtung 8 als charakteristische Werte C1, C2 den – gewichteten oder ungewichteten – Mittelwert C1 und/oder das Maximum C2 der Pixelwerte der Pixel 9 der betreffenden Parzelle 19 bestimmen.

In einem Schritt S55 prüft der Rechner 8, ob der Index j seinen Maximalwert erreicht hat. Wenn dies nicht der Fall ist, inkrementiert die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S56 den Index j und geht zum Schritt S54 zurück.

Wenn für eine bestimmte Parzelle 19 alle charakteristischen Werte C1, C2 ermittelt sind, bestimmt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S57 anhand der charakteristischen Werte C1, C2 zunächst den Typ der jeweiligen Parzelle 19 und ordnet den ermittelten Typ der korrespondierenden Parzelle 19 des Auswertungsbildes A – siehe 11 – zu.

In einem Schritt S58 prüft die Auswertungseinrichtung 8, ob sie für die betreffende Parzelle 19 den Typ „Perfusionsbereich" ermittelt hat. Wenn dies der Fall ist, bestimmt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S59 anhand der charakteristischen Werte C1, C2 den Perfusionsgrad für diese Parzelle 19 und ordnet ihn ebenfalls der korrespondierenden Parzelle 19 des Auswertungsbildes A zu.

In einem Schritt S60 prüft die Auswertungseinrichtung 8, ob sie die Schritte S53 bis S59 bereits für alle Parzellen 19 durchgeführt hat. Wenn dies nicht der Fall ist, inkrementiert sie in einem Schritt S61 den Index i und geht zum Schritt S53 zurück. Anderenfalls ist die Ermittlung und Zuordnung von Typ und Perfusionsgrad beendet.

Zur Bestimmung des Typs und der Perfusionsgrades sind verschiedene Vorgehensweisen möglich. Derzeit ist bevorzugt, zunächst anhand des zeitlichen Verlaufs des Maximums C2 zu entscheiden, ob einer bestimmten Parzelle 19 der Typ „Gefäß" zugeordnet werden soll. Für die Parzellen 19, denen nicht der Typ „Gefäß" zugeordnet wird, entscheidet die Auswertungseinrichtung 8 gemäß der derzeit bevorzugten Vorgehensweise anhand des zeitlichen Verlaufs des Mittelwerts C1, ob die entsprechende Parzelle 19 vom Typ „Hintergrund" oder vom Typ „Perfusionsbereich" ist. Der Perfusionsgrad wird vorzugsweise anhand des zeitlichen Verlaufs des Mittelwerts C1 ermittelt. Details für diese Vorgehensweise werden nachstehend noch erläutert werden und sind in der Anmeldung 200601059 detailliert beschrieben.

Selbstverständlich sind Modifikationen des obenstehend in Verbindung mit 13 beschriebenen Verfahrens möglich. So kann beispielsweise die Reihenfolge der Indizes i, j vertauscht werden. In diesem Fall wird eine Anzahl modifizierter Kombinationsbilder B" ermittelt. Jedes dieser modifizierten Kombinationsbilder B" weist pro Parzelle 19 nur noch die charakteristischen Werte C1, C2 auf. Ein Beispiel eines derartigen modifizierten Projektionsbildes B", in dem der charakteristische Wert C1 (also der Mittelwert C1) dargestellt ist, ist aus 14 ersichtlich.

Durch die obenstehend beschriebene, erfindungsgemäße Vorgehensweise werden insbesondere folgende Merkmale realisiert:

  • – Der Rechner 8 nimmt die Typzuordnung anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte der Kombinationsbilder B' vor.
  • – Der Rechner 8 nimmt die Zuordnung des Typs und des Perfusionsgrades anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte derjenigen Pixel 9 der Kombinationsbilder B' vor, die in einem durch das jeweilige Pixel 9 des Auswertungsbildes A bestimmten zweidimensionalen Auswertungskern 19 der Kombinationsbilder B' liegen. Der Auswertungskern 19 korrespondiert im Rahmen der erfindungsgemäßen Vorgehensweise mit der jeweiligen Parzelle 19.
  • – Der Rechner 8 nimmt die Zuordnung von Typ und Perfusionsgrad für alle Pixel 9 einer Parzelle 19 einheitlich vor.
  • – Zur Ermittlung des Typs und zur Ermittlung des Perfusionsgrades werden die gleichen Parzellen 19 herangezogen.

Die 11 und 12 zeigen beispielhaft das Ergebnis der Zuordnung.

Alternativ zur parzellenweisen Zuordnung von Typ und Perfusionsgrad der einzelnen Pixel 9 des Auswertungsbildes A ist es möglich, dass der Rechner 8 für jedes Pixel 9 des Auswertungsbildes A einen eigenen zweidimensionalen Auswertungskern in den Kombinationsbildern B' bestimmt. Das jeweilige Pixel 9 des Auswertungsbildes A entspricht in diesem Fall vorzugsweise dem Schwerpunkt des jeweiligen Auswertungskerns. Auch in diesem Fall ist eine völlig analoge Vorgehensweise möglich. Zur Realisierung dieser Vorgehensweise ist jedoch ein erheblich größerer Rechenaufwand erforderlich als bei der Bildung von Parzellen 19. Der erreichbare Genauigkeitsgewinn ist hingegen vernachlässigbar.

Bei digitalen Bildern ist in der Regel der Pixelwert Null der Grauwert Schwarz zugeordnet, dem maximal möglichen Pixelwert (z. B. 28 – 1 = 255) der Grauwert Weiß. Zwischenwerten sind entsprechende Graustufen zugeordnet. Nachfolgend wird umgekehrt zur konventionellen Vorgehensweise dem Pixelwert Null der Grauwert Weiß zugeordnet, dem maximal möglichen Pixelwert der Grauwert Schwarz. Entsprechendes gilt für die Zwischenwerte. Diese Zuordnung erleichtert das Verständnis der nachfolgenden Ausführungen. Sie ist aber nicht prinzipiell erforderlich.

In Verbindung mit den 15 und 16 wird nunmehr beschrieben, wie die Auswertungseinrichtung 8 den Typ der einzelnen Parzellen 19 ermittelt.

Für die Zuordnung des Typs „Gefäß" benötigt die Auswertungseinrichtung 8 drei Entscheidungskriterien, nämlich den ersten Schwellwert SW1 und die Grenzzeitpunkte GZP, GZP'.

Wenn bei einer bestimmten Parzelle 19 einer der charakteristischen Werte C1, C2 (bevorzugt: das Maximum C2) den ersten Schwellwert SW1 übersteigt, kann der betreffenden Parzelle 19 der Typ „Gefäß" zugeordnet werden. Insbesondere erfolgt die Zuordnung des Typs „Gefäß", wenn

  • – entweder der erste Schwellwert SW1 erstmals vor dem ersten Grenzzeitpunkt GZP überschritten wird
  • – oder der erste Schwellwert SW1 erstmals nach dem zweiten Grenzzeitpunkt GZP' überschritten wird.

Gegebenenfalls kann der Schwellwert für den zweiten Grenzzeitpunkt GZP' etwas niedriger angesetzt werden als der Schwellwert SW1 für den ersten Grenzzeitpunkt GZP.

Im erstgenannten Fall wird angenommen, dass in der betreffenden Parzelle 19 eine Arterie liegt, im zweiten Fall eine Vene. 15 zeigt typische zeitliche Verläufe für den betreffenden charakteristischen Wert C1, C2 im Fall einer Arterie (Verlauf durchgezogen) und im Fall einer Vene (Verlauf gestrichelt).

Der erste Schwellwert SW1 kann fest vorgegeben sein. Er kann beispielsweise 5 oder 10% des maximalen Aussteuerungsbereichs betragen. Er kann alternativ relativ zum ausgewerteten charakteristischen Wert C1, C2 der jeweiligen Parzellen 19 des zeitlich ersten Kombinationsbildes B' definiert sein. Beispielsweise kann er 10 oder 20% des entsprechenden charakteristischen Wertes C1, C2 betragen. Vorzugsweise hängt der erste Schwellwert SW1 sowohl von einer Eingabe des Anwenders 6 als auch vom entsprechenden charakteristischen Wert C1, C2 der entsprechenden Parzelle 19 des zeitlich ersten Kombinationsbildes B' ab. Dies kann insbesondere dadurch realisiert werden, dass der Anwender 6 gemäß einem Schritt S71 von 17 den Faktor F der Auswertungseinrichtung 8 vorgibt und die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S72 den ersten Schwellwert SW1 für die jeweilige Parzelle 19 als Produkt des Faktors F und des entsprechenden charakteristischen Wertes C1, C2 der jeweiligen Parzelle 19 bestimmt. Falls ein weiterer Faktor F' vorgegeben wird, kann mittels des Faktors F' der Schwellwert für den zweiten Grenzzeitpunkt GZP' bestimmt werden.

Wenn einer Parzelle 19 nicht der Typ „Gefäß" zugeordnet wird, muss der Parzelle 19 entweder der Typ „Perfusionsbereich" oder der Typ „Hintergrund" zugeordnet werden. Diese Unterscheidung erfolgt ebenfalls anhand der zeitlichen Verläufe der charakteristischen Werte C1, C2. Vorzugsweise erfolgt diese Unterscheidung anhand des Mittelwerts C1. Beispielsweise kann – analog zum ersten Schwellwert SW1 – ein zweiter Schwellwert SW2 definiert sein. Übersteigt der zeitliche Verlauf des betrachteten charakteristischen Wertes C1, C2 den zweiten Schwellwert SW2 überhaupt nicht, wird der betreffenden Parzelle 19 der Typ „Hintergrund" zugeordnet. Anderenfalls wird der betreffenden Parzelle 19 der Typ „Perfusionsbereich" zugeordnet. 16 zeigt je ein Beispiel eines zeitlichen Verlaufs für eine Parzelle 19 vom Typ „Hintergrund" (durchgezogene Linie) und „Perfusionsbereich" (gestrichelte Linie).

Auch die Grenzzeitpunkte GZP, GZP' können dem Rechner 8 fest vorgegeben sein. Vorzugsweise hängen sie von entsprechenden Eingaben des Anwenders 6 ab. Hierzu sind gemäß 17 Schritte S73 und S74 vorhanden. Im Schritt S73 nimmt die Auswertungseinrichtung 8 vom Anwender 6 die Grenzzeitpunkte GZP, GZP' entgegen. Im Schritt S74 ermittelt die Auswertungseinrichtung 8 diejenigen der Kombinationsbilder B', die den Grenzzeitpunkten GZP, GZP' zeitlich am nächsten liegen. Diese Kombinationsbilder B' gibt sie im Rahmen des Schrittes S74 – z. B. nebeneinander – über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 aus.

Im Schritt S75 überprüft die Auswertungseinrichtung 8, ob der Anwender 6 den Faktor F und die Grenzzeitpunkte GZP, GZP' bestätigt oder ob er eine Neuvorgabe wünscht. Entsprechend geht die Auswertungseinrichtung 8 entweder zum Schritt S71 zurück oder setzt das Verfahren mit einem Schritt S76 fort, in dem die Typ- und Ausmaßzuordnung für die einzelnen Parzellen 19 erfolgt. Die Typ- und Ausmaßzuordnung erfolgt vorzugsweise entsprechend der vorstehend beschriebenen Vorgehensweise.

Die Ermittlung von Typ und Perfusionsgrad kann auf vielerlei Art und Weise erfolgen. Einige Beispiele sind in der bereits erwähnten deutschen Patentanmeldung 10 2005 039 189.3 beschrieben. Weitere Beispiele finden sich insbesondere in der ebenfalls bereits erwähnten Anmeldung 200601059.

Die derzeit bevorzugte Vorgehensweise zur Ermittlung des Perfusionsgrades wird nachstehend in Verbindung mit 18 näher erläutert. Vorab sei in diesem Zusammenhang erwähnt, dass im einfachsten Fall nur zwei oder drei verschiedene Werte für den Perfusionsgrad unterschieden werden, also nur die Werte „hoch" und „niedrig" oder „hoch", „mittel" und „niedrig". Es sind jedoch auch feinere Unterteilungen möglich.

Gemäß 18 ermittelt die Auswertungseinrichtung 8 ein Zeitmaß T1 und ein Zeitmaß T2. Das Zeitmaß T1 ist charakteristisch für die zeitliche Dauer des Anstiegs des betrachteten charakteristischen Wertes C1, C2. Das Zeitmaß T2 ist charakteristisch für die zeitliche Dauer des Abfallens des betrachteten charakteristischen Wertes C1, C2. Der Perfusionsgrad wird anhand des Quotienten der beiden Zeitmaße T1, T2 ermittelt. Liegt der Quotient beispielsweise unterhalb einer unteren Schranke US, wird auf ein Perfusionsgrad 1 erkannt. Liegt der Quotient oberhalb einer oberen Schranke OS, wird auf einen Perfusionsgrad 3 erkannt. Liegt der Quotient zwischen den beiden Schranken US, OS, wird auf Perfusionsgrad 2 erkannt.

Es sind selbstverständlich auch Abwandlungen dieser Vorgehensweise möglich.

Das obenstehend beschriebene, erfindungsgemäße Auswertungsverfahren kann gegebenenfalls nach Bedarf verfeinert werden. Beispielsweise ist es möglich, nach der parzellenweisen Ermittlung des Perfusionsgrades eine feinere Ermittlung durchzuführen, also beispielsweise die entsprechenden Parzellen 19 aufzuteilen. Alternativ ist es zur Reduktion des Rechenaufwandes möglich, mehrere Parzellen 19, denen der Typ „Perfusionsbereich" zugeordnet ist, miteinander zu vereinigen, bevor der Perfusionsgrad ermittelt wird. Derartige Verfeinerungsmöglichkeiten sind insbesondere in der Anmeldung 200601059 erläutert. Auch sind Vorgehensweisen zum Erkennen von Ausreißern möglich.

Im Rahmen der obenstehenden Erläuterungen wurde vorausgesetzt, dass die relevanten Aufnahmeparameter der Aufnahmeanordnung einschließlich der Betriebsparameter der Röntgenquelle 4 während der Erfassung der Bilder B stets gleich eingestellt werden konnten. Wenn diese Voraussetzung nicht erfüllt ist, kann es zu Helligkeitsschwankungen in den erfassten Bildern B kommen, welche die Auswertung beeinträchtigen können, im Extremfall sogar unmöglich machen können. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung ist daher vorgesehen, erforderlichenfalls entsprechende Korrekturen vorzunehmen. Diese Korrekturen erfolgen vor dem Schritt S35 oder nach dem Schritt S44 von 6. Sie werden nachstehend in Verbindung mit 19 näher erläutert.

Gemäß 19 wird zunächst in einem Schritt S81 ein Referenzbereich 20 der Kombinationsbilder B' bestimmt. Im einfachsten Fall erfolgt die Bestimmung des Referenzbereichs 20 durch eine entsprechende Anwendereingabe. Die Auswertungseinrichtung 8 blendet vorzugsweise in einem Schritt S82 den Referenzbereich 20 in eines der Kombinationsbilder B', in eines der Projektionsbilder B oder in das Auswertungsbild A ein. Beispielhaft ist dies aus 7 ersichtlich.

In einem Schritt S83 bestimmt die Auswertungseinrichtung 8 eines der Kombinationsbilder B' zu einem Referenzbild. Welches der Kombinationsbilder B' zum Referenzbild bestimmt wird, ist prinzipiell beliebig. In der Regel wird das erste oder das letzte der Kombinationsbilder B' zum Referenzbild bestimmt werden.

In einem Schritt S84 selektiert die Auswertungseinrichtung 8 eines der Kombinationsbilder B'. Das selektierte Kombinationsbild B' vergleicht die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S85 mit dem Referenzbild. Der Vergleich erfolgt nur innerhalb der miteinander korrespondierenden Referenzbereiche 20. Anhand des Vergleichs bestimmt die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S86 eine Transformation der Pixelwerte des selektierten Kombinationsbildes B'. Die Transformation wird derart bestimmt, dass der Mittelwert der Pixel 9 des Referenzbereichs 20 des transformierten Kombinationsbildes B' auf der einen Seite und der Mittelwert der Pixel 9 des Referenzbereichs 20 des Referenzbildes auf der anderen Seite in einer vorbestimmten funktionalen Beziehung zueinander stehen. Die funktionale Beziehung kann insbesondere darin bestehen, dass der Mittelwert der Pixel 9 des Referenzbereichs 20 des transformierten Kombinationsbildes B' gleich dem Mittelwert der Pixel 9 des Referenzbildes ist. Die Transformation kann alternativ linear oder nicht linear sein.

Entsprechend der im Schritt S86 bestimmten Transformation transformiert die Auswertungseinrichtung 8 in einem Schritt S87 alle Pixel 9 des selektierten Kombinationsbildes B', also sowohl die Pixel 9 innerhalb des Referenzbereichs 20 als auch die Pixel 9 außerhalb des Referenzbereichs 20.

In einem Schritt S88 prüft die Auswertungseinrichtung 8, ob sie die Schritte S84 bis S87 bereits für alle Kombinationsbilder B' durchgeführt hat. Wenn dies noch nicht der Fall ist, geht sie zu einem Schritt S89 über, in dem sie ein anderes der Kombinationsbilder B' selektiert. Sodann geht sie zum Schritt S85 zurück. Anderenfalls ist das Transformieren der Kombinationsbilder B' beendet.

Alternativ zu einer Vorgabe des Referenzbereichs 20 durch den Anwender 6 ist es möglich, dass die Auswertungseinrichtung 8 den Referenzbereich 20 selbsttätig ermittelt. Beispielsweise kann die Auswertungseinrichtung 8 den Referenzbereich 20 anhand der Pixel 9 des Auswertungsbildes A ermitteln, denen sie den Typ „Hintergrund" zugeordnet hat. Parzellen 19, die außerhalb des Belichtungsbereichs liegen, werden hierbei nicht berücksichtigt. Realisierungen für das Erkennen von Parzellen 19, die außerhalb des Belichtungsbereichs liegen, sind allgemein bekannt.

Wenn die Auswertungseinrichtung 8 den Referenzbereich 20 selbsttätig bestimmt, ist es alternativ oder zusätzlich zur Vorgehensweise von 19 möglich, Informationen über die Aufnahmegeometrie und/oder über den Einspeiseort des Kontrastmittels mit zu berücksichtigen. In diesem Fall ruft die Auswertungseinrichtung 8 entsprechende Informationen ab und berücksichtigt sie bei der Auswahl der Parzellen 19 des Referenzbereichs 20.

Es ist möglich, den Referenzbereich 20 entsprechend 7 über das Sichtgerät 16 an den Anwender 6 auszugeben. Der Anwender 6 ist hierdurch in der Lage, den Referenzbereich 20 zu überprüfen, zu bestätigen, zu verwerfen und gegebenenfalls auch zu ändern.

Wenn das Erfassen der Bilder B erfolgte, während das Untersuchungsobjekt 3 (d. h. in der Regel der Mensch 3) den Atem angehalten hat, ist durch die obenstehend beschriebene Vorgehensweise gewährleistet, dass das Untersuchungsobjekt 3 in den Kombinationsbildern B' im Wesentlichen stets am gleichen Ort angeordnet ist. Es ist aber denkbar, dass der intrinsischen Bewegung des Untersuchungsobjekts 3 eine makroskopische Bewegung überlagert ist. Insbesondere kann ein Atmungsvorgang erfolgt sein. In diesem Fall ist das Auswertungsverfahren noch weiter optimierbar.

Bezüglich der Projektionsbilder B der einzelnen Gruppen G untereinander ist keine Lagekorrektur erforderlich. Denn auf Grund der Art der Erfassung ist gewährleistet, dass bezüglich jeder Gruppe G das Untersuchungsobjekt 3 in den Projektionsbildern B der jeweiligen Gruppe G zumindest im Wesentlichen an einer gleichen Lage abgebildet ist. Es ist jedoch möglich, dass die Lage des Untersuchungsobjekts 3 in den Projektionsbildern B (und damit auch in den Kombinationsbildern B') von Gruppe G zu Gruppe G variiert. Gemäß 20 kann es daher sinnvoll sein, zwischen die Schritte S34 und S35 von 6 Schritte S91 und S92 einzufügen.

Im Schritt S91 ermittelt der Rechner 8 die Lage des Untersuchungsobjekts 3 in den Kombinationsbildern B'. Beispielsweise kann der Rechner 8 in einem der Projektionsbilder B der jeweiligen Gruppe G die Lage des Zwerchfells und/oder von Rippen bestimmen. Alternativ oder zusätzlich kann der Rechner 8 in einem der Projektionsbilder B oder im Kombinationsbild B' der jeweiligen Gruppe G die Lage vorbekannter Stellen des Gefäßsystems bestimmen. Beispielsweise kann nach bekannten Verzweigungen gesucht werden. In diesem Fall ermittelt der Rechner 8 für jede Gruppe G die Lage des Untersuchungsobjekts 3 in den Projektionsbildern B und im Kombinationsbild B' anhand mindestens eines der Projektionsbilder B oder des Kombinationsbildes B' der jeweiligen Gruppe G.

Alternativ oder zusätzlich ist es möglich, dass den Gruppen G eine Zusatzinformation zugeordnet ist, die in den Projektionsbildern B als solche nicht enthalten ist. Die Zusatzinformation korrespondiert in diesem Fall mit der Lage des Untersuchungsobjekts 3 in den Projektionsbildern B. Beispielsweise kann im Rahmen der Bildakquisition durch die Steuereinrichtung 2 mittels eines elastischen Brustgurtes oder eines anderen geeigneten Sensors ein Atmungszustand des Patienten 3 erfasst werden und den Projektionsbildern B der jeweiligen Gruppe G zugeordnet werden. In diesem Fall kann der Rechner 8 für jede Gruppe G die Lage des Untersuchungsobjekts 3 in den Projektionsbildern B und/oder im Kombinationsbild B' anhand der Zusatzinformation ermitteln.

Im Schritt S92 registriert der Rechner 8 die Kombinationsbilder B' relativ zueinander. Beispielsweise kann er eines der Kombinationsbilder B' unverändert lassen und die anderen Kombinationsbilder B' relativ zu diesem vorerwähnten Kombinationsbild B' drehen und/oder verschieben. Das Ausmaß der vorzunehmenden Drehung und/oder Verschiebung ergibt sich aus den ermittelten Lagen der Kombinationsbilder B'. Alternativ zu einer für das jeweilige Kombinationsbild B' einheitlichen Drehung und/oder Verschiebung der gesamten Kombinationsbilder B' sind auch elastische Bildverschiebungen möglich. Elastische Bildverschiebungen sind als solche bekannt und müssen daher nachfolgend nicht näher erläutert werden.

Das erfindungsgemäße Auswertungsverfahren stellt einen erheblichen Fortschritt gegenüber den Auswertungsverfahren des Standes der Technik dar. Insbesondere ist es bei dem erfindungsgemäßen Auswertungsverfahren nicht erforderlich, eine ROI (region of interest) zu bestimmen. Weiterhin ist es nicht erforderlich, zu bestimmen, welche Teile der Kombinationsbilder B' „Gefäß", „perfundierter Teil der Umgebung" oder „nicht perfundierter Teil der Umgebung" sind. Diese Bestimmung nimmt vielmehr die Auswertungseinrichtung 8 selbst vor. Ein image warping ist nur dann erforderlich, wenn die Projektionsbilder B nicht während einer Atemanhaltepause erfasst wurden.

Das erfindungsgemäße Auswertungsverfahren weist einen hohen Automatisierungsgrad und eine hohe Verarbeitungsgeschwindigkeit auf. Darüber hinaus ist es sehr flexibel, auch im Rahmen der Visualisierung des Auswertungsergebnisses und im Rahmen der Interaktivität. Schließlich ist es möglich, das erfindungsgemäße Auswertungsverfahren in eine so genannte TIMI-Flussmessung zu integrieren. Ein doppeltes Erfassen der Projektionsbilder B in Verbindung der damit gegebenen verdoppelten Röntgenbelastung des Patienten 3 ist daher nicht mehr erforderlich.

Die obige Beschreibung dient ausschließlich der Erläuterung der vorliegenden Erfindung. Der Schutzumfang der vorliegenden Erfindung soll hingegen ausschließlich durch die beigefügten Ansprüche bestimmt sein.


Anspruch[de]
Betriebsverfahren für eine Röntgenanlage, die eine Steuereinrichtung (2), mindestens eine Röntgenquelle (4) und mindestens einen Röntgendetektor (5) aufweist,

– wobei die Steuereinrichtung (2) die Röntgenquelle (4) und den Röntgendetektor (5) derart ansteuert, dass der Röntgendetektor (5) eine Sequenz von Gruppen (G) von zweidimensionalen Projektionsbildern (B) eines sich iterierend bewegenden Untersuchungsobjekts (3) erfasst, das zwischen der Röntgenquelle (4) und dem Röntgendetektor (5) angeordnet ist,

– wobei die Projektionsbilder (B) jeder Gruppe (G) mit einem zeitlichen Abstand (&dgr;t) zueinander erfasst werden, der erheblich kleiner als eine typische Iterationsperiode des Untersuchungsobjekts (3) ist,

– wobei der Röntgendetektor (5) die erfassten Projektionsbilder (B) der Steuereinrichtung (2) zuführt,

– wobei die Steuereinrichtung (2) die ihr zugeführten Projektionsbilder (B) oder für jede Gruppe (G) mindestens eine Kombination (B') der Projektionsbilder (B) der jeweiligen Gruppe (G) speichert,

– wobei innerhalb jeder Gruppe (G) die Projektionsbilder (B) mit voneinander verschiedenen Energiespektren korrespondieren,

– wobei jeweils mindestens eines der Energiespektren im Wesentlichen oberhalb und unterhalb einer ersten Energieschranke liegt,

– wobei die erste Energieschranke mindestens 40 keV beträgt.
Betriebsverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energieschranke maximal 75 keV beträgt. Betriebsverfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energieschranke zwischen 45 und 70 keV liegt, insbesondere zwischen 50 und 65 keV. Betriebsverfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Energieschranke der K-Kante eines der Elemente Dysprosium, Erbium, Gadolinium und Ytterbium entspricht. Betriebsverfahren nach einem der obigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens zwei der Energiespektren oberhalb oder unterhalb der ersten Energieschranke liegen und diese beiden Energiespektren eine zweite Energieschranke eingabeln. Datenträger mit einem auf dem Datenträger gespeicherten Steuerprogramm (2c) zur Durchführung eines Betriebsverfahrens nach einem der obigen Ansprüche. Steuereinrichtung für eine für eine Röntgenanlage, die einen Massenspeicher (2e) aufweist, in dem ein Steuerprogramm (2c) gespeichert ist, wobei die Steuereinrichtung nach Aufruf des Steuerprogramms ein Betriebsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5 ausführt. Röntgenanlage zur Durchführung eines Betriebsverfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 5, mit einer Steuereinrichtung (2) nach Anspruch 7, mindestens einer Röntgenquelle (4) und mindestens einem Röntgendetektor (5). Auswertungsverfahren für eine Sequenz von Gruppen (G) von zweidimensionalen Projektionsbildern (B), die ein Untersuchungsobjekt (3) zeigen, das ein Gefäßsystem und dessen Umgebung enthält, wobei jedes Projektionsbild (B) eine Vielzahl von Pixeln (9) mit Pixelwerten aufweist, wobei die Pixelwerte miteinander korrespondierender Pixel (9) der Projektionsbilder (B) durch zumindest im Wesentlichen örtlich gleiche Bereiche des Untersuchungsobjekts (3) bestimmt sind,

– wobei ein Rechner (8) anhand von Kombinationsbildern (B') ein zweidimensionales Auswertungsbild (A) ermittelt, das eine Vielzahl von Pixeln (9) aufweist, und über ein Sichtgerät (16) an einen Anwender (6) ausgibt,

– wobei jedes Kombinationsbild (B') anhand der Projektionsbilder (B) jeweils einer Gruppe (G) ermittelt ist,

– wobei jedes Kombinationsbild (B') eine Vielzahl von Pixeln (9) mit Pixelwerten aufweist und die Sequenz der Kombinationsbilder (B') den zeitlichen Verlauf der Verteilung eines Kontrastmittels im Untersuchungsobjekt (3) zeigt,

– wobei die Pixel (9) des Auswertungsbildes (A) mit denen der Projektionsbilder (B) korrespondieren,

– wobei der Rechner (8) zumindest in einem Teilbereich (18) des Auswertungsbildes (A) jedem Pixel (9) einen Typ zuordnet, der dafür charakteristisch ist, ob das jeweilige Pixel (9) einem Gefäß des Gefäßsystems (Gefäß), einem perfundierten Teil der Umgebung eines Gefäßes des Gefäßsystems (Perfusionsbereich) oder einem nicht perfundierten Teil der Umgebung eines Gefäßes des Gefäßsystems (Hintergrund) entspricht, und

– wobei der Rechner (8) die Zuordnung des Typs anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte der Kombinationsbilder (B') vornimmt.
Auswertungsverfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Kombinationsbilder (B') aus eine Serie von Kombinationsbildern (B') eines sich iterativ bewegenden Untersuchungsobjekts (3) ausgewählt werden, dass jedem Kombinationsbild (B') der Serie eine Phaseninformation (&phgr;) über das Untersuchungsobjekt zugeordnet ist und dass die den Kombinationsbildern (B') zugeordneten Phaseninformationen (&phgr;) maximal um eine Phasenschranke (&dgr;&phgr;) von einer Referenzphase (&phgr;*) abweichen. Auswertungsverfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Referenzphase (&phgr;*) und/oder die Phasenschranke (&dgr;&phgr;) dem Rechner (8) vom einem Anwender (6) vorgegeben werden. Auswertungsverfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) die Anzahl der ausgewählten Kombinationsbilder (B') ermittelt und über das Sichtgerät (16) an den Anwender (6) ausgibt. Auswertungsverfahren nach Anspruch 10, 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Anwender (6) eines der Projektionsbilder (B) oder eines der Kombinationsbilder (B') auswählt und dass der Rechner das ausgewählte Bild (B bzw. B') zusammen mit der diesem Bild (B bzw. B') zugeordneten Phaseninformation (&phgr;) und/oder zusammen mit der Abweichung der diesem Bild (B bzw. B') zugeordneten Phaseninformation (&phgr;) von der Referenzphase (&phgr;*) über das Sichtgerät (16) an den Anwender (6) ausgibt. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) die Typzuordnung anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte derjenigen Pixel (9) der Kombinationsbilder (B') vornimmt, die in einem durch das jeweilige Pixel (9) des Auswertungsbildes (A) bestimmten zweidimensionalen Typauswertungskern (19) der Kombinationsbilder (B') liegen. Auswertungsverfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) zumindest den Teilbereich (18) des Auswertungsbildes (A) in Typparzellen (19) von jeweils mehreren Pixeln (9) unterteilt und dass der Rechner (8) die Typzuordnung parzellenweise vornimmt. Auswertungsverfahren nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) für jedes Kombinationsbild (B') den gedichteten oder ungewichteten Mittelwert (C1) und/oder das Maximum (C2) der im Typauswertungskern (19) auftretenden Pixelwerte ermittelt und die Typzuordnung anhand des zeitlichen Verlaufs des Mittelwerts (C1) und/oder des Maximums (C2) vornimmt. Auswertungsverfahren nach Anspruch 15 und 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Typauswertungskern (19) mit der jeweiligen Typparzelle (19) korrespondiert. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) bei denjenigen der Pixel (9) des Auswertungsbildes (A), denen er den Typ „Perfusionsbereich" zugeordnet hat, auch ein Ausmaß der Perfusion (Perfusionsgrad) ermittelt und dem jeweiligen Pixel (9) zuordnet. Auswertungsverfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) die Zuordnung des Perfusionsgrades anhand des zeitlichen Verlaufs der Pixelwerte derjenigen Pixel (9) der Kombinationsbilder (B') vornimmt, die in einem durch das jeweilige Pixel (9) des Auswertungsbildes (A) bestimmten zweidimensionalen Ausmaßauswertungskern (19) der Kombinationsbilder (B') liegen. Auswertungsverfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) zumindest den Teilbereich (18) des Auswertungsbildes (A) in Ausmaßparzellen (19) von jeweils mehreren Pixeln (9) unterteilt und dass der Rechner (8) die Zuordnung des Perfusionsgrades parzellenweise vornimmt. Auswertungsverfahren nach Anspruch 19 oder 20, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) für jedes Kombinationsbild (B') den gedichteten oder ungewichteten Mittelwert (C1) des Ausmaßauswertungskerns (19) ermittelt und die Zuordnung des Perfusionsgrades anhand des zeitlichen Verlaufs des Mittelwerts (C1) vornimmt. Auswertungsverfahren nach Anspruch 20 und 21, dadurch gekennzeichnet, dass der Ausmaßauswertungskern (19) mit der jeweiligen Ausmaßparzelle (19) korrespondiert. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 19 bis 22 in Verbindung mit einem der Ansprüche 14 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Ausmaßauswertungskern (19) mit dem Typauswertungskern (19) identisch ist. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 18 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) zumindest den Perfusionsgrad des Auswertungsbildes (A) anhand einer Zuordnungsvorschrift in Farbwerte umsetzt und dass der Rechner (8) den Perfusionsbereich des Auswertungsbildes (A) in Form einer entsprechend farbcodierten Darstellung über das Sichtgerät (16) an den Anwender (6) ausgibt. Auswertungsverfahren nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) die Zuordnungsvorschrift zusammen mit der farbcodierten Darstellung über das Sichtgerät (16) an den Anwender (6) ausgibt. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass eines der Kombinationsbilder (B') zu einem Referenzbild bestimmt wird, dass der Rechner (8) einen Referenzbereich (20) der Kombinationsbilder (B') mit einem korrespondierenden Referenzbereich (20) des Referenzbildes vergleicht, dass der Rechner (8) anhand des Vergleich eine für alle Pixel (9) des jeweiligen Kombinationsbildes (B') gültige Transformation der Pixelwerte bestimmt, so dass der Mittelwert der Pixelwerte des Referenzbereichs (20) des transformierten Kombinationsbildes (B') und der Mittelwert der Pixelwerte des Referenzbereichs (20) des Referenzbildes in einer vorbestimmten funktionalen Beziehung stehen, und dass der Rechner (8) die Pixelwerte des jeweiligen Kombinationsbildes (B') entsprechend dieser Transformation transformiert. Auswertungsverfahren nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) den Referenzbereich (20) in eines der Projektionsbilder (B), in eines der Kombinationsbilder (B') oder in das Auswertungsbild (A) einblendet. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 27, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) eines der Projektionsbilder (B) oder eines der Kombinationsbilder (B') in das Auswertungsbild (A) einblendet. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass das Untersuchungsobjekt (3) in den Projektionsbildern (B) der Gruppen (G) an einer für die Projektionsbilder (B) der jeweiligen Gruppe (G) zumindest im Wesentlichen gleichen Lage abgebildet ist, dass der Rechner (8) die Lage des Untersuchungsobjekts (3) in den Kombinationsbildern (B') ermittelt und dass der Rechner (8) die Kombinationsbilder (B') relativ zueinander registriert. Auswertungsverfahren nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) für jede Gruppe (G) die Lage des Untersuchungsobjekts (3) in den Projektionsbildern (B) und/oder im Kombinationsbild (B') anhand mindestens eines der Projektionsbilder (B) und/oder anhand des Kombinationsbildes (B') der jeweiligen Gruppe (G) ermittelt. Auswertungsverfahren nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass den Gruppen (G) eine in den Projektionsbildern (B) nicht enthaltene, mit der Lage korrespondierende Zusatzinformation zugeordnet ist und dass der Rechner für jede Gruppe (G) die Lage des Untersuchungsobjekts (3) in den Projektionsbildern (B) und/oder im Kombinationsbild (B') anhand der Zusatzinformation ermittelt. Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 31, dadurch gekennzeichnet, dass der Rechner (8) die Ermittlung der Kombinationsbilder (B') anhand der Projektionsbilder (B) vornimmt. Datenträger mit einem auf dem Datenträger gespeicherten Computerprogramm (12) zur Durchführung eines Auswertungsverfahrens nach einem der Ansprüche 9 bis 32. Rechner, der einen Massenspeicher (11) aufweist, in dem ein Computerprogramm (12) gespeichert ist, wobei der Rechner nach Aufruf des Computerprogramms (12) ein Auswertungsverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 32 ausführt.






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