DE102007028906A1

DE102007028906A1 - Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem und Verfahren zur Unterstützung eines unter nuklearmedizinischer oder radiologischer Bildgebung durchgeführten Stagings oder Restagings zur Registrierung und Beurteilung der Entwicklung räumlich und/oder strukturell veränderlicher pathologischer Strukturen

Info

Publication number: DE102007028906A1
Application number: DE102007028906A
Authority: DE
Inventors: Michael Dr. Sühling
Original assignee: Siemens Corp
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2007-06-22
Filing date: 2007-06-22
Publication date: 2009-01-02
Anticipated expiration: 2027-06-23
Also published as: DE102007028906B4

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem zum Generieren, Speichern, Nachbearbeiten, Abrufen und grafischen Visualisieren medizinischer Bilddaten, das z. B. im klinischen Bereich im Rahmen der nuklearmedizinischen oder radiologischen Schnittbilddiagnostik erfolgreich eingesetzt werden kann. Darüber hinaus betrifft die vorliegende Erfindung ein von diesem System ausführbares Verfahren zur Unterstützung eines unter magnetresonanz- oder computertomografischer Bildgebung durchgeführten Stagings oder Restagings zur Registrierung des Stadiums und Beurteilung der Entwicklung von räumlich und/oder strukturell veränderlichen pathologischen Strukturen im Körperinneren eines zu untersuchenden Patienten (Verlaufskontrolle), bei der strukturelle Änderungen eines interessierenden pathologischen Gewebebereiches durch Differenzbildung von koregistrierten Teilbereichen zweier während verschiedener nuklearmedizinischer bzw. radiologischer Untersuchungen und damit zu verschiedenen Zeitpunkten aufgenommener MRT- bzw. CT-Bilder (Referenzbild RB und Vergleichsbild VB) deutlich herausgestellt werden. Bei den zu untersuchenden pathologischen Strukturen kann es sich dabei insbesondere z. B. um maligne (bösartige) Tumoren, wie etwa metastasierende Karzinome bzw. Sarkome, um osteolytische (Knochen auflösende), osteoblastische (Knochen bildende) bzw. gemischt osteolytisch/osteoblastische Metastasen oder um osteoporotisch ...

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem zum Generieren, Speichern, Nachbearbeiten, Abrufen und grafischen Visualisieren medizinischer Bilddaten, das z. B. im klinischen Bereich im Rahmen der nuklearmedizinischen oder radiologischen Schnittbilddiagnostik erfolgreich eingesetzt werden kann. Darüber hinaus betrifft die vorliegende Erfindung ein von diesem System ausführbares Verfahren zur Unterstützung eines unter magnetresonanz- oder computertomografischer Bildgebung durchgeführten Stagings oder Restagings zur Registrierung des Stadiums und Beurteilung der Entwicklung von räumlich und/oder strukturell veränderlichen pathologischen Strukturen im Körperinneren eines zu untersuchenden Patienten (Verlaufskontrolle), bei der strukturelle Änderungen eines interessierenden pathologischen Gewebebereiches durch Differenzbildung zweier während verschiedener nuklearmedizinischer bzw. radiologischer Untersuchungen und damit zu verschiedenen Zeitpunkten aufgenommener MRT- bzw. CT-Bilder (Referenz- und Follow Up-Aufnahme) deutlich herausgestellt werden. Bei den zu untersuchenden pathologischen Strukturen kann es sich dabei insbesondere z. B. um maligne (bösartige) Tumoren, wie etwa metastasierende Karzinome bzw. Sarkome, um osteolytische (Knochen auflösende), osteoblastische (Knochen bildende) bzw. gemischt osteolytisch/osteoblastische Metastasen oder um osteoporotisch veränderte Knochenstrukturen handeln.
Das Knochengewebe des menschlichen Skeletts gehört nach den Lymphknoten, der Lunge und der Leber zu den am vierthäufigsten von Metastasierungen betroffenen Gewebebereichen bei Krebserkrankungen. Zu den am häufigsten auftretenden und bekanntesten Krebsarten, die für die Bildung von Metastasen im Knochengewebe verantwortlich sind, zählen der Prostatakrebs und der Brustkrebs. Bei etwa 50% aller weiblichen Brustkrebspatienten entwickeln sich im Laufe der Erkrankung Knochenmetastasen. Andere Beispiele für Krebsarten, die zu Metastasierungen im Knochengewebe führen können, sind der Lungenkrebs und der Nierenkrebs. Oft sind dabei mehrere Bereiche des Skeletts (allerdings in unterschiedlicher starker Ausprägung) betroffen. Am häufigsten werden die Wirbelkörper der Wirbelsäule befallen, dann mit abnehmender Häufigkeit Oberschenkelknochen, Becken, Rippen, Brustbein, Schädel und Oberarmknochen.
Knochenmetastasen entstehen in aller Regel als Folge einer hämatogenen oder lymphogenen (d. h. über den Blut- oder Lymphkreislauf erfolgenden) Aussaat bösartiger Tumorzellen, die sich in anderen Körperregionen wieder ansiedeln und dort vermehren. Im Durchschnitt werden Knochenmetastasen bei etwa 30% aller Krebspatienten mit Malignomen schon bei der Erstdiagnose festgestellt. Sie sind häufig symptomatisch und beeinträchtigen einen betroffenen Patienten massiv in seiner Lebensqualität. Das klinische Beschwerdebild ist gekennzeichnet durch Auftreten von chronischen Schmerzen, pathologischen Frakturen, spinalen Kompressionssyndromen und Hyperkalzämien (Störungen des Blutkalziumspiegels). Die Veränderungen des betroffenen Knochengewebes sind eine Folge der Fähigkeit von Tumorzellen, ortsständige Osteoklasten (osteolytisches Zellgewebe) oder Osteoblasten (osteoblastisches Zellgewebe) zu aktivieren, also Zellgewebe, welches entweder zu einem gesteigerten Knochenabbau führt oder eine vermehrte Bildung von Knochensubstanz fördert. Während in einem gesunden Knochen ein stabiles Gleichgewicht zwischen Osteoblasten und Osteoklasten und damit ein stabiles Gleichgewicht zwischen Knochenaufbau und -abbau herrscht, ist dieses Gleichgewicht bei einer malignen, durch Bildung osteoblastischer bzw. osteolytischer Metastasen im Bereich des Knochengewebes gekennzeichneten Krebserkrankung empfindlich gestört. Während Tumorzel len bis auf wenige Ausnahmen nicht in der Lage sind, Knochengewebe zu zerstören oder neu zu bilden, kann das metastasische Zellgewebe seinerseits Knochensubstanz entweder auflösen oder neu bilden. Allerdings ist das bei einer osteoblastischen Metastasierung entstehende Knochenmaterial unbrauchbar, da es zur Bildung eines instabilen Knochens führt. In diesem Zusammenhang ist auch zu erwähnen, dass Knochenmetastasen in aller Regel nicht „rein osteolytisch" oder „rein osteoblastisch" sind, sondern ihren Namen danach erhalten, welcher der beiden Prozesse überwiegt. Sind der Knochen auflösende Prozess und der Knochen bildende Prozess gleich stark, spricht man von „gemischt osteolytisch/osteoblastischen Metastasen".
Veränderungen der Knochenstruktur eines Krebspatienten sind in der Regel auf einem CT-Bild nur schwer zu erkennen und erfordern ein hohes Maß an Aufmerksamkeit und Erfahrung des jeweiligen behandelnden Radiologen bei der Befundung.
Ein nicht-invasives bildgebendes Untersuchungsverfahren, das sich in den letzten Jahren als Standardmethode der nuklearmedizinischen Schnittbilddiagnostik zur Generierung von Knochen-Scans etabliert hat und daher häufig zur Frühdiagnose und Bestimmung des Ausmaßes von Knochenmetastasen verwendet wird, ist die Skelett-Szintigrafie. Mit Hilfe dieses bildgebenden Verfahrens werden zu einem Volumendatensatz zusammengefasste Bilddaten von Schnittbildern verschiedener Schichtebenen eines zu untersuchenden Knochengewebes gewonnen, die dann mit Hilfe eines Bildrenderingverfahrens (z. B. mittels multiplanarer Reformatierung oder mittels Volume Rendering-Technik) zu 2D-Projektionen oder 3D-Ansichten unterschiedlicher Betrachtungswinkel rekonstruiert werden können. Die 2D-Informationen der mit Hilfe eines solchen nuklearmedizinischen Bildgebungsverfahrens generierten Schnittbilder ermöglichen dagegen nur eine Beurteilung der Lage und des Größenstadiums interessierender Metastasen in der jeweiligen Schichtebene des betreffenden Schnittbildes, also eine stark eingeschränkte räumliche Beurteilung.
Die Computertomografie (CT) gilt heute als Standard-Bildgebungsverfahren zur Beobachtung der Entwicklung Metastasen bildender maligner Tumorerkrankungen in verschiedensten Körperregionen. Im Laufe verschiedener Krebstherapieverfahren (z. B. im Rahmen einer Chemo- oder Strahlentherapie etc.) werden in der Regel im Abstand von einigen Wochen CT-gestützte Folgeuntersuchungen („Follow-ups") durchgeführt, um Veränderungen in der Tumorlast (d. h. dem prozentualen Anteil des Tumorgewebes an der Gesamtmasse eines Patienten) zu beurteilen. Für den Fall, dass bei einem Tumorpatienten der Krebs erneut ausbricht oder ein neuer maligner Tumor sich aus Metastasen entwickelt, können diese so rechtzeitig erkannt und so rasch wie möglich über einen unter Lokalanästhesie durchgeführten minimal-invasiven Eingriff bzw. operativ behandelt werden. Im Gegensatz zur Szintigrafie liefert die Computertomografie volumetrische Bilddaten, die morphologische (nicht dagegen funktionale) Informationen beinhalten. In einer CT-Aufnahme werden osteolytische Knochenmetastasen als Gewebebereiche mit verhältnismäßig geringer Hounsfield-Dichte und damit als Regionen geringer Röntgenschwächung (also relativ dunkel) dargestellt, während osteoblastische Metastasen als Gewebebereiche mit verhältnismäßig hoher Hounsfield-Dichte und damit als Regionen höherer Röntgenschwächung (also relativ hell) dargestellt werden. Die Veränderungen im CT-Bild sind jedoch oft marginal und, vor allem was osteoblastische Metastasen anbelangt, schwer zu erkennen bzw. nur zu erahnen. Eine routinemäßige Befundung von Knochenmetastasen auf den bloßen (unbearbeiteten) CT-Bildern ist daher mühselig und erfordert eine hohe Erfahrung des die Untersuchung durchführenden Radiologen. Die konventionelle Befundung, die routinemäßig bei einer Tumor Staging-Untersuchung durchgeführt wird, ist daher entsprechend zeitaufwändig und leidet unter einer geringen Sensitivität bei der Beurteilung von Veränderungen.
AUFGABE DER VORLIEGENDEN ERFINDUNG
Ausgehend von dem oben genannten Stand der Technik, ist die vorliegende Erfindung der Aufgabe gewidmet, den Workflow eines Stagings oder Restagings zur Registrierung und Beurteilung von Veränderungen räumlich und/oder strukturell veränderlicher pathologischer Strukturen, die mittels nuklearmedizinischer bzw. radiologischer Bildgebung dargestellt wurden, zu verbessern. Eine derartige Verbesserung der Befundung könnte, insbesondere mit Hinblick auf eine Beurteilung der Entwicklung von osteolytischen Knochenmetastasen, osteoblastischen oder gemischt osteolytisch/osteoblastischen Metastasen, den Stellenwert der Magnetresonanz- und Computertomografie im Rahmen der Durchführung eines solchen Stagings oder Restagings deutlich erhöhen und die Notwendigkeit von Follow Up-Szintigrafien reduzieren.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Ausführungsbeispiele, die den Gedanken der Erfindung weiterbilden, sind in den abhängigen Patentansprüchen definiert.
ZUSAMMENFASBDBNDE DARSTELLUNG DER VORLIEGENDEN ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich gemäß einem ersten Aspekt auf ein Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem zum Generieren, Speichern, Nachbearbeiten, Abrufen und grafischen Visualisieren medizinischer Bilddaten mit einem Bildvisualisierungs-Tool, welches über Mittel zur Durchführung einer Registrierung zweier zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgenommener, denselben Gewebebereich darstellender digitaler Bilder verfügt, bei der Bilddaten einander entsprechender Teilbereiche derselben, in beiden Bildern abgebildeten Gewebestrukturen miteinander verlinkt und mit Hilfe voneinander unabhängiger rigider Koordinatentransformationen mit regional unterschiedlichen Lage- und/oder Winkelversatzparametern koregistriert werden. Darüber hinaus umfasst das Bildvisualisierungs-Tool eine integrierte Recheneinheit, mit deren Hilfe die Bilddaten der koregistrierten Teilbereiche zu zusammensetzbaren Teilen eines anzuzeigenden Differenzbildes der beiden Bilder umgerechnet werden.
Bei den Teilbereichen der beiden Bilder kann es sich z. B. um nicht überlappende Bildregionen handeln, die durch Partitionierung dieser beiden Bilder in Teilbereiche einer vorgegebenen Form und Größe entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Alternativ dazu kann es sich bei den Teilbereichen der beiden Bilder um nicht überlappende Bildregionen handeln, die durch Segmentierung dieser beiden Bilder in zusammenhängende Bildobjekte entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei wiederum jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Gemäß einem zweiten Aspekt bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein Verfahren zur Unterstützung eines unter nuklearmedizinischer oder radiologischer Bildgebung durchgeführten Stagings oder Restagings zur Registrierung des Stadiums und Beurteilung der Entwicklung von räumlich und/oder strukturell veränderlichen pathologischen Strukturen im Körperinneren eines zu untersuchenden Patienten. Zu diesem Zweck können z. B. Bilddaten einer MRT- oder CT-gestützt durchgeführten Referenzuntersuchung mit Bilddaten gematcht werden, die im Rahmen wenigstens einer magnetresonanz- oder computertomografischen Folgeuntersuchung akquiriert wurden. Bei den zu untersuchenden pathologischen Strukturen kann es sich dabei z. B. um osteoporotisch veränderte Knochenstrukturen, um maligne Tumoren, wie etwa metastasierenden Karzinome bzw. Sarkome, oder insbesondere um osteolytische, osteoblastische oder gemischt osteolytisch/osteoblastische Metastasen handeln, die z. B. mittels Skelett-Szintigrafie oder im Rahmen eines computertomografischen Bildgebungsprozesses detektiert wurden. Die Grundidee des erfindungsgemäßen Verfahrens be steht darin, sowohl strukturelle als auch räumliche Veränderungen der zu untersuchenden pathologischen Strukturen, d. h. Änderungen ihrer Zusammensetzung, Masse und Dichte sowie Änderungen ihrer Größenausdehnung und räumlichen Lage, durch Differenzbildung zweier während verschiedener radiologischer Untersuchungen und damit zu verschiedenen Zeitpunkten aufgenommener MRT- bzw. CT-Bilder (Referenz- und Vergleichsbild) deutlich herauszustellen.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist dabei durch den Schritt der Registrierung zweier zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgenommener, denselben Gewebebereich darstellender digitaler Bilder gekennzeichnet, bei der Bilddaten einander entsprechender Teilbereiche derselben, in beiden Bildern abgebildeten Gewebestrukturen miteinander verlinkt und mit Hilfe voneinander unabhängiger rigider Koordinatentransformationen mit regional unterschiedlichen Lage- und/oder Winkelversatzparametern koregistriert werden, sowie durch einen Schritt, in dem die Bilddaten der koregistrierten Teilbereiche zu zusammensetzbaren Teilen eines anzuzeigenden Differenzbildes der beiden Bilder umgerechnet werden.
Bei den Teilbereichen der beiden Bilder kann es sich, wie bereits unter Bezugnahme auf das Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel vorliegender Erfindung beschrieben, z. B. um nicht überlappende Bildregionen handeln, die durch Partitionierung dieser beiden Bilder in Teilbereiche einer vorgegebenen Form und Größe entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Alternativ dazu kann es sich bei den Teilbereichen der beiden Bilder, wie bereits oben im Zusammenhang mit dem Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel vorliegender Erfindung erwähnt, um nicht überlappende Bildregionen handeln, die durch Segmentierung dieser beiden Bilder in zusammenhängende Bildobjekte entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei wiederum jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Was die Ermittlung der regional verschiedenen Lage- und/oder Winkelversatzparameter anbelangt, die benötigt werden, um die in den einzelnen Teilbereichen dargestellten Gewebestrukturen bei Durchführung der Koregistrierung zumindest näherungsweise (d. h. mit einem tolerierbaren Registrierungsfehler) miteinander zur Deckung zur bringen, wird erfindungsgemäß z. B. ein nach der Methode der kleinsten Fehlerquadrate arbeitendes Optimierungskriterium verwendet, wonach für jeden Teilbereich eines einen bestimmten Gewebebereich darstellenden Referenzbildes die Summe der quadratischen Abstände zwischen den Punkten einer auf dem jeweiligen Teilbereich vorgegebenen Punktmenge und den mit Hilfe der einzelnen, regional unterschiedlichen rigiden Koordinatentransformationen transformierten Punkten einer Punktmenge auf dem diesem Teilbereich zugeordneten Teilbereich des Vergleichsbildes berechnet wird. Dabei ist jeder Punkt der auf dem jeweiligen Teilbereich des Referenzbildes vorgegebenen Punktmenge über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem dieselbe Stelle des betreffenden Gewebebereiches bezeichnenden Punkt der Punktmenge auf dem diesem Teilbereich zugeordneten Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet.
Darüber hinaus ist bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ein zusätzlicher Schritt vorgesehen, bei dem im Vorfeld der Koregistrierung der einzelnen, einander zugeordneten Teilbereiche von Referenz- und Vergleichsbild berechnete regionale Lage- und/oder Winkelversatzparameter hinsichtlich ihrer Abweichungen in Vorzeichen und Betrag ausgewertet werden. Dabei werden nicht zusammenhängende, einander entsprechende Gewebestrukturen, die in Teilbereichen beider Bilder dargestellt sind, bei Erfassung einer Schwellwertüberschreitung einer dieser Parameterabweichungen als nicht zusammengehörig erkannt und kön nen dann, wie nach Durchführung einer Segmentierung, als voneinander unabhängige, individuelle Bildobjekte getrennt weiterbehandelt werden.
Darüber hinaus kann erfindungsgemäß auch ein Schritt vorgesehen sein, wonach Merkmale, die zur quantitativen Beurteilung räumlicher und/oder struktureller Veränderungen der im Vergleichsbild abgebildeten Gewebestrukturen gegenüber den im Referenzbild abgebildeten Gewebestrukturen erforderlich sind, aus den Bilddaten des berechneten Differenzbildes automatisch extrahiert werden. Bei den extrahierten Merkmalen kann es sich dabei z. B. um die mittlere regionale Änderung der Hounsfield-Dichtewerte und/oder um die Größenänderung sich verändernder Gewebestrukturen handeln.
Bei der grafischen Visualisierung des Differenzbildes können Bildpunkte mit positiven Differenzwerten z. B. in einer anderen Farbkodierung dargestellt werden als Bildpunkte mit negativen Differenzwerten. Bildpunkte mit unterschiedlichen Differenzbeträgen desselben Vorzeichens können erfindungsgemäß z. B. mit unterschiedlichen Farbsättigungswerten dargestellt werden.
Darüber hinaus umfasst das erfindungsgemäße Verfahren eine Rechenprozedur, bei der die Grauwerte der Bildpunkte von Referenz- und Vergleichsbild so aneinander angeglichen werden, dass der mittlere Grauwert und die Standardabweichung der Grauwerte des Vergleichsbilddatensatzes an den mittleren Grauwert bzw. die Standardabweichung der Grauwerte des Referenzbilddatensatzes angepasst werden.
Gemäß einem dritten Aspekt bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein Computersoftware-Programmprodukt zur Durchführung des geschilderten Verfahrens bei Betrieb auf einem Bildschirm-Terminal des vorstehend beschriebenen Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Weitere Merkmale der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Patentansprüchen sowie aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen der Erfindung, welche anhand der folgenden Zeichnungen veranschaulicht werden:
1 zeigt ein Blockdiagramm zur Veranschaulichung der Systemarchitektur des erfindungsgemäßen Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems nach einem ersten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,
2 zeigt ein Blockdiagramm zur Veranschaulichung der Systemarchitektur des erfindungsgemäßen Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems nach einem zweiten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,
3 zeigt ein Ablaufdiagramm einer ersten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Unterstützung eines unter computertomografischer Bildgebung durchgeführten Stagings oder Restagings von räumlich und/oder strukturell veränderlichen Gewebebereichen am Beispiel von Knochenstrukturen eines menschlichen oder tierischen Skeletts, die von osteolytischen, osteoblastischen bzw. gemischt osteolytisch/osteoblastischen Metastasen befallen sind, und
4 zeigt ein Ablaufdiagramm einer zweiten Variante dieses erfindungsgemäßen Verfahrens.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
In den folgenden Abschnitten werden die Systemkomponenten des erfindungsgemäßen Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems und die Schritte des erfindungsge mäßen Verfahrens anhand der beigefügten Zeichnungen im Detail beschrieben.
In 1 ist ein schematisches Blockschaltbild eines Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel vorliegender Erfindung dargestellt, welches es ermöglicht, von einem Bildgebungssystem 1 generierte Bilddaten von inneren Organen, interessierenden Gewebebereichen, pathologischen Strukturen, eingeführten interventionellen Werkzeugen, medizintechnischen Instrumenten, Implantaten etc. im Körperinneren eines zu untersuchenden Patienten in Form von zweidimensionalen Durchleuchtungsaufnahmen bzw. in Form von dreidimensional rekonstruierten Bilddatensätzen zu erfassen, zu archivieren und entweder getrennt voneinander oder in Form koregistrierter grafischer Darstellungen auf dem Anzeigebildschirm 2 eines Bildschirm-Terminals zu visualisieren. Als bildgebendes System 1 kann dabei z. B. ein herkömmliches CT- oder MRT-Gerät, ein C-Bogen-Röntgenaufnahmegerät oder eine Zwei-Ebenen-Durchleuchtungsanalage (Biplansystem) dienen.
Wie in 1 skizziert, werden die von dem Bildgebungssystem 1 generierten Bilddaten über eine Eingabe-/Ausgabe-Schnittstelle 3 einem Bildverarbeitungssystem 4 zugeführt. Das Bildverarbeitungssystem 4 kann dabei neben einer zentralen Steuerungseinrichtung 5, welche den Datenaustausch mit dem Bildgebungssystem 1 sowie den Datenaustausch zwischen den einzelnen Systemkomponenten des Bildverarbeitungssystem 4 steuert, unter anderem ein Vorverarbeitungsmodul 6 mit einem digitalen Filter zur Rauschunterdrückung, Kontrastverbesserung und Kantendetektion umfassen. Eine in das Bildverarbeitungssystem 4 integrierte 2D-/3D-Bildrendering-Applikation 7 dient zur Generierung von multiplanaren Reformationen bzw. rekonstruierten 3D-Ansichten darzustellender Gewebebereiche, die mit Hilfe eines Bildvisualisierungs-Tools 9 auf dem Anzeigebildschirm 2 eines Bildschirm-Terminals grafisch visualisiert werden.
Abgesehen von der vorstehend erwähnten Filterprozedur führt das Vorverarbeitungsmodul 6 eine Prozedur zur „Normierung" der Grauwerte aller über die Eingabe-/Ausgabe-Schnittstelle 3 erhaltenen Bilddatensätze durch, da es vorkommen kann, dass je nach verwendetem Scannertyp des Bildgebungssystems 1 und möglichen Grauwertverfälschungen bei der 2D- bzw. 3D-Rekonstruktion sowohl der mittlere Grauwert als auch die Standardabweichung der Grauwerte in verschiedenen koregistrierten Bilddatensätzen ein und derselben abgebildeten Knochenstruktur leicht voneinander abweichen können. Unter dem Begriff „Normierung" wird in diesem Zusammenhang eine Rechenprozedur verstanden, bei der die Grauwerte der Bildpunkte jeweils eines Bilddatensatzes zweier miteinander zu registrierender Bilddatensätze so aneinander angeglichen werden, dass der mittlere Grauwert (Erwartungswert) und die Standardabweichung der Grauwerte des einen Bilddatensatzes an den mittleren Grauwert bzw. die Standardabweichung der Grauwerte des jeweils anderen Bilddatensatzes angepasst werden. Diese Grauwert-Angleichung kann dabei vorzugsweise anhand einer oder mehrerer Knochenstrukturen geschehen, die keine pathologischen Veränderungen (z. B. aufgrund von Knochenmetastasen oder Osteoporose) zeigen. Ein die Untersuchung durchführender Radiologe kann dabei z. B. auf den bereits registrierten Bilddatensätzen einen interessierenden Volumenbereich (VOI) festlegen, innerhalb dessen Skalierungs- bzw. Normierungsparameter bestimmt werden, welche dann auf den Mittelwert und die Standardabweichung der Grauwerte aller abgebildeten Knochenstrukturen angewendet werden (Histogramm-Anpassung). Die Normierung kann auch automatisch ohne Benutzer-Interaktion anhand großer zusammenhängender Knochenstrukturen durchgeführt werden, bei denen verhältnismäßig geringfügige pathologische Veränderungen keinen großen Einfluss auf die Skalierungsparameter von Mittelwert und Standardabweichung der einzelnen Grauwerte haben.
Immer dann, wenn von dem Bildgebungsgerät BGS Bilddaten generiert und dem Bildverarbeitungssystem BVS über dessen Eingabeschnittstelle 3 bereitgestellt werden, können diese, veran lasst durch die zentrale Steuerungseinrichtung 5, nach Abschluss der Vorverarbeitung in Vorbereitung für eine spätere grafischen Visualisierung je nach Systemkonfiguration temporär oder persistent in einem Bilddatenspeicher eines Bildarchivs 8 gespeichert werden, wo sie in ein patientenspezifisches Untersuchungsprotokoll einer Protokolldatei geschrieben werden, welche in einem Speicherbereich dieses Bildarchivs 8 hinterlegt ist. Neben den im Rahmen des Bildgebungsprozesses akquirierten Bilddaten können auch sämtliche Aufnahmeparameter, die von dem die Untersuchung durchführenden Radiologen manuell eingestellt wurden, sowie alle Darstellungs- und Rekonstruktionsparameter, die zur Visualisierung rekonstruierter 2D-Projektionen bzw. 3D-Ansichten von bestimmten Gewebebereichen im Körperinneren des Patienten benötigt werden, in einem standardisierten Datenformat (z. B. im DICOM-Format) über eine Datenausgabeschnittstelle 19 des Bildverarbeitungssystems 4 in das patientenspezifische Untersuchungsprotokoll der Protokolldatei geschrieben werden. Zur grafischen Visualisierung können die gespeicherten Bilddaten, Aufnahme- und Rekonstruktionsparameter dann über eine Dateneingabeschnittstelle 10 des Bildverarbeitungssystems BVS in einen nicht dargestellten, lokalen Temporärspeicher des Bildvisualisierungs-Tools 9 geladen werden.
Wie in 1 dargestellt, hat das Bildvisualisierungs-Tool 9 sowohl Zugriff auf den Datensatz 14 eines akquirierten, gefilterten und beispielsweise in zweidimensional gerenderter Form in dem Bildarchiv 8 vorgehaltenen Referenzbildes eines zu untersuchenden Gewebebereiches als auch auf den Datensatz 17 eines ebenfalls in dem Bildarchiv 8 gespeicherten Vergleichsbildes desselben Gewebebereiches, das zu einem späteren Zeitpunkt akquiriert wurde und ebenfalls in gefilterter, zweidimensional gerenderter Form vorliegt. Die beiden Datensätze werden von dem Bildvisualisierungs-Tool 9 geladen, koregistriert, verlinkt und mit Hilfe eines in das Bildvisualisierungs-Tool 9 integrierten digitalen Subtrahierers 11 in den Datensatz 12 eines zugehörigen Differenzbildes umgerechnet, welches auf dem Anzeigebildschirm AB des Bildschirm- Terminals z. B. mit einer geeigneten Farbkodierung zur Anzeige gebracht wird. Anstelle eines gespeicherten Vergleichsbilddatensatzes 17 kann auch direkt ein im Rahmen einer Folgeuntersuchung generierter, gefilterter und von der 2D-/3D-Bildrendering-Applikation 7 ausgegebener Bilddatensatz 13 des zu untersuchenden Gewebebereiches als Vergleichsbilddatensatz verwendet und zusammen mit dem gespeicherten Referenzbilddatensatz 14 dem digitalen Subtrahierer 11 des Bildvisualisierungs-Tools 9 zugeführt werden, um ein auf dem Anzeigebildschirm 2 darzustellendes Differenzbild zu berechnen.
Zur Durchführung der Koregistrierung von Referenz- und Vergleichsbild VB verfügt das Bildvisualisierungs-Tool 9 über ein dem digitalen Subtrahierer 11 vorgeschaltetes Registrierungs-Tool 15, dem von einem Segmentierungs- und Clustering-Modul 16 Bilddaten zusammenhängender segmentierter Gewebebereiche bzw. Bilddaten von zu Gruppen zusammengefassten benachbarten Gewebebereichen zugeführt werden. Das Registrierungs-Tool führt dabei eine rigide Koordinatentransformation durch, mit der die Bilddaten einander entsprechender Gewebestrukturen, die in beiden Bildern dargestellt sind, mit einer bestimmten Registrierungsgüte segment- bzw. clusterweise miteinander zur Deckung gebracht werden.
In 2 ist ein schematisches Blockschaltbild eines Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel vorliegender Erfindung dargestellt, welches sich von dem in 1 skizzierten Ausführungsbeispiel lediglich dadurch unterscheidet, dass anstelle des Segmentierungs- und Clustering-Moduls 16 mit nachgeschaltetem Registrierungs-Tool 15 ein Registrierungs-Tool 18 verwendet wird, welches eine partiell rigide Registrierung der Datensätze von Referenz- und Vergleichsbild VB vornimmt. Näheres dazu ist weiter unten unter Bezugnahme auf das in 4 dargestellte Ablaufdiagramm beschrieben.
In 3 ist eine erste Variante des erfindungsgemäße Verfahrens in Form eines Ablaufdiagramms dargestellt. Das Ver fahren beginnt mit dem Laden (S1a) eines im Rahmen einer CT-gestützten radiologischen Voruntersuchung generierten und in einem Bildarchiv 8 des erfindungsgemäßen Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems hinterlegten Referenzbilddatensatzes 14 einer zu untersuchenden Gewebestruktur (z. B. eines Knochengewebes) und dem Laden (S1b) eines zu einem späteren Zeitpunkt generierten Vergleichsbilddatensatzes 17 („Follow Up"-Datensatz), der im Rahmen einer ebenfalls unter computertomografischer Bildgebung durchgeführten Folgeuntersuchung akquiriert und wie der Referenzbilddatensatz 14 nach Durchführung einer optionalen Filterung zur Rauschunterdrückung, Kontrastverbesserung und Kantendetektion in dem betreffenden Bildarchiv 8 gespeichert wurde. Im Anschluss daran werden die Bilddaten beider CT-Bilddatensätze einem Segmentierungs- und Clustering-Algorithmus unterzogen, mit dessen Hilfe Bilddaten zusammenhängender Bildobjekte automatisch oder semiautomatisch segmentiert, d. h. als solche erfasst (S2a), und (sofern dies möglich ist) zu Gruppen dicht benachbarter gleichartiger oder ähnlicher Bildobjekte zusammengefasst („geclustert") werden (S2b). Daraufhin werden die Bilddaten beider CT-Bilddatensätze unter Anwendung einer zweidimensionalen Koordinatentransformation, mit Hilfe derer einander entsprechende Knochenstrukturen in den Datensätzen des Referenz- und Vergleichsbildes miteinander zur Deckung gebracht werden, koregistriert (S3a) und miteinander verlinkt (S3b). Da die Knochen des menschlichen Skeletts in diesem Zusammenhang als nicht deformierbar angenommen werden dürfen, kann als Koordinatentransformation eine rigide Koordinatentransformation (ein Spezialfall aus der Menge der affinen Koordinatentransformationen) zum Einsatz gebracht werden, bei der die Koregistrierung der beiden Bilddatensätze durch Translation und/oder Rotation der deckungsgleich zu überlagernden, einander entsprechenden Knochenstrukturen vorgenommen wird. Dies kann entweder manuell erfolgen (z. B. durch iterative Manipulation der zur Durchführung der Koordinatentransformation benötigten Lage- und/oder Winkelversatzparameter, solange bis die einander entsprechenden Knochenstrukturen, die sowohl in dem Referenzbild RB als auch in dem Vergleichsbild VB dargestellt sind, bei Überlagerung dieser beiden Bilder deckungsgleich aufeinander zu liegen kommen) oder alternativ dazu automatisch. Im letzteren Fall können aus den dreidimensionalen kartesischen Ortskoordinaten von N verschiedenen, von einem Radiologen vorgebbaren Punktepaaren (P_i(x_i, y_i, z_i), P_i'(x_i', y_i', z_i')) (für i = 1, 2, ..., N), die die Positionen von N in das Vergleichsbild VB eingetragenen punktförmigen Positionsmarkierungen P₁, P₂, ...P_N (engl.: „landmarks"), bezogen auf ein durch die orthogonalen Koordinatenachsen x, y und z aufgespanntes dreidimensionales kartesisches Objektkoordinatensystem K mit geeignet positioniertem Koordinatenursprung O und in der Schichtebene des Vergleichsbildes liegender x-y-Ebene, bezeichnen bzw. die Positionen von N weiteren, in das Referenzbild RB eingetragenen punktförmigen Positionsmarkierungen P₁', P₂', ...P_N', bezogen auf ein durch die orthogonalen Koordinatenachsen x', y' und z' aufgespanntes dreidimensionales kartesisches Objektkoordinatensystem K' mit geeignet positioniertem Koordinatenursprung O' und in der Schichtebene des Referenzbildes liegender x'-y'-Ebene, beispielsweise drei Winkelversatzparameter Δφ_x, Δφ_y und Δφ_z in ±φ_x-, ±φ_y- bzw. ±φ_z-Richtung aus einem Winkelbereich zwischen 0° und 360° sowie drei nicht-negative, reellwertige Lageversatzparameter Δx, Δy und Δz in ±x-, ±y- bzw. ±z-Richtung berechnet werden. Zu diesem Zweck muss, ausgehend von den N durch die N Matrix-Vektor-Gleichungen
mit der 3×3-Rotationsmatrix

beschreibbaren dreidimensionalen Koordinatentransformationen, die zur Überführung der einzelnen Punkte jedes dieser N Punktepaare (P_i(x_i, y_i, z_i), P_i'(x_i', y_i', z_i')) erforderlich sind, der mittlere quadratische Fehler
mit
und der 3×3-Rotationsmatrix
(i ∈ {1, 2, ..., N}), der die Güte der Registrierung von Referenz- und Vergleichsbild VB angibt, minimiert werden. Hierin bezeichnen Δφ ^_x, Δφ ^_y, Δφ ^_z, Δx ^, Δŷ und Δz ^ sechs durch das Optimierungskriterium
mit den beiden hinreichenden Bedingungen
zu optimierende Schätzparameter, die vor Beginn der Registrierung geeignet vorgegeben werden müssen,
ist die Hesse-Matrix der Funktion des mittleren quadratischen Fehlers f ²(p) in einem beliebigen Punkt P eines durch die sechs Parameter Δφ_x, Δφ_y und Δφ_z, Δx, Δy und Δz aufgespannten Vektorraums, p ^opt := [Δφ ^_x, Δφ ^_y, Δφ ^_z, Δx ^, Δŷ und Δz ^]^T bezeichnet einen aus den vorgenannten sechs optimierten Schätzparametern gebildeten optimierten Parametervektor, und das Argument der vorgenannten multivariaten Funktion f ²(p) ist der Parametervektor p := [Δφ ^_x, Δφ ^_y, Δφ ^_z, Δx ^, Δŷ und Δz ^]^T. Die Parameter des optimierten Parametervektors
werden anschließend zur Durchführung der Registrierung in die rechte Seite der zugehörigen Matrix-Vektor-Gleichung aus Formel (1a) anstelle der Parameter Δφ_x, Δφ_y, Δφ_z, Δx, Δy und Δz eingesetzt, um die Bildobjekte des Vergleichbildes zumindest näherungsweise mit den entsprechenden Bildobjekten, die in dem Referenzbild RB dargestellt sind, zur Deckung zu bringen.
In diesem Zusammenhang ist anzumerken, dass anstelle des durch f ²(p) gegebenen, auf dem Least Mean Square(LMS)-Kriterium basierenden Ähnlichkeitsmaß selbstverständlich auch andere Ähnlichkeitsmaße zur Berechnung der optimierten Schätzparameter Δφ ^_x, Δφ ^_y, Δφ ^_z, Δx ^, Δŷ und Δz ^ verwendet werden können. Dabei kann es sich z. B. um Ähnlichkeitsmaße aus dem Bereich der Systemtheorie handeln, wie z. B. um ein Korrelationsmaß.
Anstelle einer partiellen Registrierung von Referenz- und Vergleichsbild VB nach erfolgter Einteilung dieser beiden Bilder in Teilbereiche vorgegebener Form und Größe kann erfindungsgemäß auch vorgesehen sein, dass nach Durchführung einer Segmentierung und Clusterung von Knochenstrukturen eines Patienten, die in zwei zeitlich aufeinanderfolgenden CT-Aufnahmen (Referenz- und Vergleichsbild) dargestellt sind, unterschiedliche Längen- und Winkelversatzparameter voneinander unabhängiger, regional unterschiedlicher rigider Koordinatentransformationen, die zur Koregistrierung der beiden CT-Aufnahmen erforderlich sind, für bereits segmentierte und damit als nicht zusammengehörig erkannte Knochenstrukturen berechnet werden. Diese Parameter werden dann im Rahmen einer Registrierungsprozedur verwendet, in der die einzelnen regional unterschiedlichen rigiden Koordinatentransformationen für die segmentierten Teilbereiche separat durchgeführt werden.
Gemäß einer zweiten Variante des erfindungsgemäße Verfahrens kann die Registrierung, wie in dem Ablaufdiagramm in 4 dargestellt, optional auch mit dem in Schritt S3a + b durchgeführten Segmentierungs- und Clustering-Algorithmus kombiniert werden. In diesem Fall kann erfindungsgemäß eine „partiell rigide" Registrierung (S2' + S3') zum Einsatz kommen. Hierbei werden nicht zusammenhängende Knochenstrukturen (z. B. die beiden Oberschenkelknochen oder die einzelnen Wirbelkörper der Wirbelsäule eines zu untersuchenden Patienten) dadurch als nicht zusammengehörig erkannt, dass sowohl im Referenzals auch im Vergleichsbild VB dargestellte Knochenstrukturen in M nicht überlappende Teilbereiche eingeteilt (S2') und daraufhin M voneinander unabhängige, regional unterschiedliche rigide Koordinatentransformationen (eine für jeden Teilbereich) mit M lokal verschiedenen, optimierten Lageversatz- (Δx opt / j, Δy opt / j bzw. Δz opt / j) und/oder Winkelversatzparametern (Δφ opt / xj, Δφ opt / yj bzw. Δφ opt / zj) und damit M lokal verschiedenen Registrierungsmatrizen Rj (mit j ∈ {1, 2, ..., M}) nach diesen Teilbereichen getrennt durchgeführt werden (S3'). Der Tiefindex j bezeichnet dabei die Nummer des jeweiligen Teilbereichs. Im weiteren Verlauf der Berechnung werden die einzelnen Teilbereiche dann wie nach einer Segmentierungsprozedur getrennt voneinander behandelt. Die gleichzeitige Ausnutzung der Segmentierungs- und Registrierungsinformation führt dazu, dass die Ergebnisqualität dieser beiden Teilschritte (Segmentierung und Registrierung) deutlich gesteigert wird. So lassen sich Grenzen zwischen benachbarten Knochenstrukturen, die in einem CT-Bild sonst nicht als separate anatomische Objekte identifiziert werden könnten, anhand der unterschiedlichen Registrierungsmatrizen R zweier Teilbereiche erkennen, sofern die Grenze dieser Teilbereiche entlang der Grenze zwischen den beiden auseinanderzuhaltenden Knochenstrukturen verläuft.
Nach erfolgter Koregistrierung von Referenz- und Vergleichsbild, d. h. nachdem die einander entsprechenden Knochenstrukturen in diesen beiden CT-Aufnahmen mit Hilfe der einzelnen rigiden Koordinatentransformationen möglichst deckungsgleich überlagert wurden, werden die Grauwerte aller im Überlappungsbereich beider Bilder liegenden Bildpunkte des Referenzbildes von den Grauwerten aller im Überlappungsbereich liegenden Bildpunkte des überlagernden Vergleichsbildes pixelweise voneinander subtrahiert (S4). Das resultierende Differenzbild beinhaltet dann innerhalb dieses Bereiches nur noch die Abweichungen zwischen den im Referenz- und Vergleichsbild VB abgebildeten, einander überlagerten Knochenstrukturen. Al le anderen Bereiche werden im Differenzbild nicht dargestellt.
Da eine Zunahme der Knochendichte (osteoblastischer Verlauf) zu positiven Differenzwerten führt und eine Abnahme der Knochendichte (osteolytischer Verlauf) sich im Differenzbild in Form negativer Differenzwerte an den entsprechenden Stellen des dargestellten Knochengewebes äußert, lassen sich die beiden unterschiedlichen Verlaufsformen mit Hilfe geeigneter Visualisierungstechniken auf dem Anzeigebildschirm eines Bildschirm-Terminals darstellen (S5). Als Visualisierungstechnik bietet sich hierbei z. B. die multiplanare Reformatierung (MPR) oder eine Volume Rendering-Technik (VRT oder VRT Thin) an. Indem positive und negative Differenzwerte beispielsweise durch unterschiedliche Farbgebung wiedergegeben werden, lassen sich unterschiedliche Verläufe im MPR oder VRT deutlich voneinander abgrenzen. Je nach Differenzbetrag kann die betreffende Farbe dabei z. B. in unterschiedlicher Farbsättigung dargestellt werden.
Neben den zur Visualisierung benötigten Farb- und Farbsättigungswerten können aus dem Differenzbild auch andere, quantitative Merkmale, wie z. B. die mittlere regionale Änderung der Hounsfield-Dichtewerte und/oder die Änderung der Größe (Durchmesser oder Volumen) sich verändernder Gewebestrukturen, extrahiert werden. Diese Merkmale können über mehrere CT-gestützte radiologische Folgeuntersuchungen hinweg sukzessive aus den Differenzbildern zwischen dem Vergleichsbild VB der jeweiligen Folgeuntersuchung und dem z. B. in einer Erstuntersuchung generierten Referenzbild RB ermittelt werden (S6a). Dies ermöglicht eine quantitative Verlaufsdarstellung der betreffenden Parameter über der Zeit, die dann in Form von geeigneten Zeitdiagrammen dargestellt werden kann (S6b).
Das erfindungsgemäße Verfahren erlaubt eine direkte Beurteilung von Knochendichteveränderungen anhand von CT-Aufnahmen, die bei Tumorpatienten in der klinischen Praxis für zwischenzeitliche Beurteilungen des Stadiums und Voranschreitens der jeweiligen Krebserkrankung (Staging und Restaging) sowie zur Erstellung einer Prognose des weiteren Krankheitsverlaufs generiert werden. Im Gegensatz zur konventionellen Befundung reiner CT-Bilddaten werden in einem Differenzbild zweier koregistrierter, zu verschiedenen Untersuchungszeitpunkten aufgenommener CT-Bilder direkt osteolytische und osteoblastische Veränderungen bestimmter Knochenstrukturen in Form von Veränderungen der Hounsfield-Dichte dieser Gewebebereiche dargestellt. Dies hat den Vorteil, dass die mühsame und zeitaufwändige Suche solcher Regionen in aufgenommenen CT-Bildern entfällt, was den Workflow des Radiologen bei der Durchführung eines Staging erheblich vereinfacht. Zudem können mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens auch kleinere strukturelle Veränderungen des Knochengewebes erkannt werden, die im Original-CT mit dem bloßen Auge nicht erkennbar sind. Das erfindungsgemäße Verfahren stärkt somit die Rolle der Computertomografie zur Verlaufsbeurteilung von Knochenmetastasen und macht zusätzliche Skelett-Szintigrafien überflüssig. Darüber hinaus ermöglicht die verbesserte Visualisierung auch eine vereinfachte und zuverlässigere Therapie-Planung, z. B. für eine Bestrahlung oder zur Durchführung chirurgischer Eingriffe.

Claims

Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem zum Generieren, Speichern, Nachbearbeiten, Abrufen und grafischen Visualisieren medizinischer Bilddaten, gekennzeichnet durch ein Bildvisualisierungs-Tool (9), welches über Mittel (15 bzw. 18) zur Durchführung einer Registrierung zweier zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgenommener, denselben Gewebebereich darstellender digitaler Bilder verfügt, bei der Bilddaten (14, 17) einander entsprechender Teilbereiche derselben, in beiden Bildern abgebildeten Gewebestrukturen miteinander verlinkt und mit Hilfe voneinander unabhängiger rigider Koordinatentransformationen mit regional unterschiedlichen Lageversatz- (Δx opt / j, Δy opt / j bzw. Δz opt / j) und/oder Winkelversatzparametern (Δφ opt / xj, Δφ opt / yj bzw. Δφ opt / zj) koregistriert werden, sowie eine Recheneinheit (11), mit deren Hilfe die Bilddaten der koregistrierten Teilbereiche zu zusammensetzbaren Teilen eines anzuzeigenden Differenzbildes der beiden Bilder umgerechnet werden.
Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Teilbereichen der beiden Bilder um nicht überlappende Bildregionen handelt, die durch Partitionierung dieser beiden Bilder in Teilbereiche einer vorgegebenen Form und Größe entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Teilbereichen der beiden Bilder um nicht überlappende Bildregionen handelt, die durch Segmentierung dieser beiden Bilder in zusammenhängende Bildobjekte entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Verfahren zur Unterstützung eines unter nuklearmedizinischer oder radiologischer Bildgebung durchgeführten Stagings zur Registrierung des Stadiums und Beurteilung der Entwicklung von räumlich und/oder strukturell veränderlichen pathologischen Strukturen im Körperinneren eines zu untersuchenden Patienten, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte. Registrierung (S3a + b oder S2' + S3') zweier zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgenommener, denselben Gewebebereich darstellender digitaler Bilder, bei der Bilddaten (14, 17) einander entsprechender Teilbereiche derselben, in beiden Bildern abgebildeten Gewebestrukturen miteinander verlinkt und mit Hilfe voneinander unabhängiger rigider Koordinatentransformationen mit regional unterschiedlichen Lageversatz- (Δx opt / j, Δy opt / j bzw. Δz opt / j) und/oder Winkelversatzparametern (Δφ opt / xj, Δφ opt / yj bzw. Δφ opt / zj) koregistriert werden, und Umrechnung (S4) der Bilddaten dieser koregistrierten Teilbereiche zu zusammensetzbaren Teilen eines anzuzeigenden Differenzbildes der beiden Bilder.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Teilbereichen der beiden Bilder (RB und VB) um nicht überlappende Bildregionen handelt, die durch Partitionierung dieser beiden Bilder (RB und VB) in Teilbereiche einer vorgegebenen Form und Größe entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Teilbereichen der beiden Bilder um nicht überlappende Bildregionen handelt, die durch Segmentierung dieser beiden Bilder in zusammenhängende Bildobjekte entstanden sind und gegeneinander abgegrenzt wurden, wobei jeder Teilbereich des Referenzbildes über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die regional verschiedenen Lageversatz- (Δx opt / j, Δy opt / j, bzw. Δz opt / j) und/oder Winkelversatzparameter (Δφ opt / xj, Δφ opt / yj bzw. Δφ opt / zj) jedes einzelnen Teilbereichs mit Hilfe eines auf der Methode der kleinsten Fehlerquadrate basierenden Optimierungskriteriums ermittelt werden, wonach für jeden Teilbereich eines einen bestimmten Gewebebereich darstellenden Referenzbildes die Summe der quadratischen Abstände zwischen den Punkten einer auf dem jeweiligen Teilbereich vorgegebenen Punktmenge und den mit Hilfe der einzelnen, regional unterschiedlichen rigiden Koordinatentransformationen transformierten Punkten einer Punktmenge auf dem diesem Teilbereich zugeordneten Teilbereich des Vergleichsbildes berechnet wird und wobei jeder Punkt der auf dem jeweiligen Teilbereich des Referenzbildes vorgegebenen Punktmenge über eine bijektive Abbildungsvorschrift genau einem dieselbe Stelle des betreffenden Gewebebereiches bezeichnenden Punkt der Punktmenge auf dem diesem Teilbereich zugeordneten Teilbereich des Vergleichsbildes zugeordnet ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 7, gekennzeichnet durch den Schritt der Auswertung von im Vorfeld der Koregistrierung (S3a + b oder S2' + S3') der einzelnen, einander zugeordneten Teilbereichen von Referenz- und Vergleichsbild berechneten regionalen Lageversatz- (Δx opt / j, Δy opt / j bzw. Δz opt / j) und/oder Win kelversatzparametern (Δφ opt / xj, Δφ opt / yj bzw. Δφ opt / zj) hinsichtlich ihrer Abweichungen in Vorzeichen und Betrag, wobei nicht zusammenhängende, einander entsprechende Gewebestrukturen, die in Teilbereichen beider Bilder dargestellt sind, bei Erfassung einer Schwellwertüberschreitung einer dieser Parameterabweichungen als nicht zusammengehörig erkannt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 8, gekennzeichnet durch den Schritt der automatischen Extrahierung (S6a) von Merkmalen aus den Bilddaten des berechneten Differenzbildes zur quantitativen Beurteilung räumlicher und/oder struktureller Veränderungen der im Vergleichsbild abgebildeten Gewebestrukturen gegenüber den im Referenzbild abgebildeten Gewebestrukturen.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den aus den Bilddaten des berechneten Differenzbildes extrahierten Merkmalen um die mittlere regionale Änderung der Hounsfield-Dichtewerte und/oder um die Größenänderung sich verändernder Gewebestrukturen handelt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass bei der grafischen Visualisierung des Differenzbildes Bildpunkte mit positiven Differenzwerten in einer anderen Farbkodierung dargestellt werden als Bildpunkte mit negativen Differenzwerten.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass bei der grafischen Visualisierung des Differenzbildes Bildpunkte mit unterschiedlichen Differenzbeträgen desselben Vorzeichens mit unterschiedlichen Farbsättigungswerten dargestellt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 12, gekennzeichnet durch eine Rechenprozedur, bei der die Grauwerte der Bildpunkte von Referenz- und Vergleichsbild so aneinander angeglichen werden, dass der mittlere Grauwert und die Standardabweichung der Grauwerte des Vergleichsbilddatensatzes (17) an den mittleren Grauwert bzw. die Standardabweichung der Grauwerte des Referenzbilddatensatzes (14) angepasst werden.
Computersoftware-Programmprodukt zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 4 bis 13 bei Betrieb auf einem Bildschirm-Terminal eines Bildakquisitions-, Bildarchivierungs- und Bildvisualisierungssystems gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3.