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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zum Kalibrieren einer kontrastmittelgestützten Perfusionsbildgebung.
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In
der Medizin wird in zunehmendem Maße die Frage nach dem Durchblutungszustand
von Gewebe gestellt, welcher auch als Perfusion bezeichnet wird.
Insbesondere bei schweren neu rologischen Erkrankungen wie dem Schlaganfall,
dessen Ursache in einer teilweisen Minderperfusion des Gehirns liegt, kann
dies eine wichtige Information darstellen.
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Bildgebenden
Verfahren kommt hierbei eine besondere Rolle zu, da diese Angaben
zur Größe und zur
räumlichen
Verteilung der Perfusionsstörung liefern
(vgl. Barbier et al.: Methodology of Brain Perfusion Imaging, J.
Magn. Reson. Imaging 13 (2001) 496-520).
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Die
kontrastmittelgestützte
Perfusionsbildgebung des menschlichen Gehirns mit der Kernspintomographie
ist eine klinische Standarddiagnostik und steht damit in Konkurrenz
zu Perfusionsdarstellungen mit der Positron-Emissions-Tomographie
(PET) und der Computertomographie (CT). Von Bedeutung sind diese
Methoden zur Diagnose neurologischer Erkrankungen, die mit einer
gestörten
Blutversorgung einhergehen, zum Beispiel einem Schlaganfall.
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In
dem Artikel von Calamante et al., „Quantification of Perfusion
Using Bolus Tracking Magnetic Resonance Imaging in Stroke", Stroke 33 (2002) 1146–1151, werden
Probleme und potentielle Implikationen diskutiert, die bei Messungen
des zerebralen Blutflusses auftreten.
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Aus
dem Dokument
WO 00/57777 ist
ein Verfahren zur Bestimmung der Hämodynamik mittels durch Kernspintomographie
gewonnener Schichtaufnahmen bekannt.
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Der
Artikel von Calamante et al., „Estimation of
bolus dispersion effects in perfusion MRI using image-based computational
fluid dynamics",
Neuroimage 19 (2003) 341–353,
beschreibt eine theoretische Perfusionsberechnung auf der Grundlage
angiographischer Meßdaten.
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Bei
einer kontrastmittelgestützten
Perfusionsbildung wird dem Patienten ein paramagnetisches Kontrastmittel
in einem kurzen Zeitintervall venös appliziert. Das An- und Abflutverhalten
im Gehirn kann mit schnellen T2*-gewichteten Sequenzen mit einer
typischen Zeitauflösung
von einer Sekunde in Voxeln von ca. 2 × 2 × 5 mm3 dynamisch
bestimmt werden. Es ist eine Vielzahl von Algorithmen publiziert,
die gemessene Kontrastmittelverläufe
in Parameter der zerebralen Perfusion übersetzen (vgl. zum Beispiel
Helenius et al., Cerebral hemodynamics in a healthy population measured
by dynamic susceptibility contrast MR imaging, Acta Radiologica,
44 (2003) 538–546).
Insbesondere der physikalische Parameter Fluß als das Produkt aus Geschwindigkeit
und Volumen ist hier von besonderer Bedeutung. Für die Absolutquantifizierung
des Volumens wird allerdings ein geräte- und patientenspezifischer Zusammenhang zwischen
gemessener MR-Signalveränderung
und dem entsprechenden Blutvolumen in einem Voxel benötigt.
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Eines
der bekannten Verfahren ist die dynamische Kontrastmittelmessung
im Kernspintomographen. Hierbei wird ein paramagnetisches Kontrastmittel
intravenös
als Bolus appliziert und dessen Ausbreitung räumlich und zeitlich detektiert.
Die hierbei zum Einsatz kommende Meßmethode ist zumeist eine echo-planare
Bildgebung (EPI), die eine hohe zeitliche Auflösung bei hinreichend großem Meßvolumen
zuläßt. Dieses
zur Gruppe der Gradienten-Echo-Sequenzen
gehörende
Verfahren liefert ein mit der Relaxationszeit T2* gewichtetes Bild,
dessen zeitabhängige
Signalintensität
S(t) in jedem Voxel durch die Konzentration des Kontrastmittel C(t)
gemäß C(t) ~ –log(S(t)/S(0)) (1)bestimmt
ist. Dieses Verhalten gilt allerdings nur im Grenzfall niedriger
Konzentration bzw. geringer Kapillardichte. In großen Arterien
beispielsweise zerstören
Sättigungs-
und Partialvolumeneffekte sowie lokale Feldinhomogenitäten diesen
Zusammenhang.
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Aufgrund
der physiologischen Variabilität des
Körperkreislaufes
in den das Blut transportierenden Gefäßen und des Auftretens von
Dispersionseffekten erreicht das Kontrastmittel weder in einer festen
Zeit noch in dem ursprünglichen,
durch Art und Dauer der Injektion vorgegebenen Konzentrations-Zeit-Verlauf
das Gehirn. Um die Quantifizierung von dieser stark variierenden
Größe unabhängig zu machen,
wird der Konzentrations-Zeit-Verlauf jedes Voxels (räumliche
Verallgemeinerung des Pixels) mit dem in den hirnversorgenden Arterien
mathematisch entfaltet C(t) = CArterie(t) × R(t). (2)
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Als
Quelle des arteriellen Signalverlaufs dienen hierbei ausgewählte Voxel,
die in ihrer Signalcharakteristik (schneller, früher Anstieg der Konzentration
auf hohen Wert) auf das Vorhandensein von Arterien im Inneren schließen lassen.
Das Ergebnis der mathematischen Entfaltung beschreibt dann die Perfusion,
d.h. den Durchblutungszustand in jedem Voxel mittels einer Residuumsfunktion
R(t), die über die
Parameter zerebrales Blutvolumen (CBV), zerebraler Blutfluß (CBF)
und „Mean
Transit Time" (MTT) charakterisiert
wird. Nachteilig ist, daß die
Parameter CBV und CBF hierbei von der Wahl des arteriellen Voxels
und damit von CArterie(t) direkt abhängig sind. Für die Quantifizierung
der Perfusionsparameter werden daher arterielle Voxel mit reproduzierbarem Signalverhalten
benötigt.
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Zweckmäßig erscheint
deshalb die Auswertung auf Basis von Voxeln, die sich vollständig innerhalb
einer Arterie befinden. Sie können
zur Kalibrierung des zerebralen Blutvolumens (CBV) verwendet werden,
indem ein globaler Kalibrationskoeffizient so bestimmt wird, daß das CBV
dieses Voxels 100% erreicht und alle anderen Voxel der Messung entsprechend
skaliert werden. Allerdings sprechen die bereits oben angegebenen
Störfaktoren
wie Sättigungs-
und Partialvolumeneffekte sowie lokale Feldinhomogenitäten gegen
die Verwendung der hierfür notwendigen
großen
Arterien. In der Praxis dienen daher meist kleinere, in das Voxel
eingebettete Gefäße des Blutkreislaufes
als Quelle für
das gemessene arterielle Signal. Diese eingebetteten Gefäße füllen also
nur ein Teilvolumen des betrachteten Voxels aus. Hier fehlt dann
aber die Möglichkeit
zur Kalibrierung des CBV, da der Volumenanteil dieser eingebetteten
Gefäße am Voxel
als auch der Beitrag des ebenfalls vom Kontrastmittel erreichbaren
Restvolumens des Voxels nicht bekannt sind.
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Für den Fall
von Studien, die mit Gruppen von Probanden oder Patienten arbeiten,
wird dieses Problem durch die Festlegung eines Gruppenmittels des
CBV auf physiologisch sinnvolle Normwerte erreicht. Diese Normwerte
werden entweder der Literatur entnommen oder in einer parallel durchgeführten Vergleichsstudie
mit einem Goldstandard, wie z.B. dem PET (PET – Positronen Emissions-Tomographie),
ermittelt. Dieser Ansatz erlaubt jedoch keine Ermittlung von Parametern,
aus denen Rückschlüsse über den
Perfusionsstatus eines einzelnen Individuums ableitbar sind. Auch
ist die Anwendung von Normwerten auf Patienten problematisch, da
deren Krankheit diese potentiell beeinflussen kann.
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Über die
Bestimmung des Blutvolumens hinausgehend greift die Frage nach einer
Kalibrierung von CBV auch direkt auf die Quantifizierung des CBF durch,
da sich diese Größe aus dem
Maximum der Residuumsfunktion bestimmt und daher mit dem CBV, dem
Flächeninhalt
der Residuumsfunktion, linear skaliert. Für die meisten Anwendungen in
der Medizin ist aber der CBF die entscheidende Größe, da sie
im Gegensatz zum CBV in der Lage ist, den Versorgungszustand von
Gewebe zu beurteilen.
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Aufgabe
der Erfindung ist es deshalb, ein Verfahren zum Kalibrieren einer
kontrastmittelgestützten
Perfusionsbildgebung zu schaffen, welches eine genauere Bestimmung
von perfusionsrelevanten Parametern unterstützt.
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Diese
Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine
Verfahren nach dem unabhängigen
Anspruch 1 gelöst.
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Die
Erfindung sieht ein Verfahren zum Kalibrieren einer kontrastmittelbasierten
Perfusionsbildgebung für
einen Abschnitt eines Blutgefäßkreislaufes eines
Probanden vor, bei dem eine Bilddarstellung von Kontrastmittel-Meßdaten der
kontrastmittelbasierten Perfusionsbildgebung für den Abschnitt des Blutgefäßkreislaufes
mit einer Bilddarstellung von Angiographie-Meßdaten
einer Angiographie-Messung des Abschnitt des Blutgefäßkreislaufes
koregistriert wird, indem zwischen der Bilddarstellung der Kontrastmittel-Meßdaten und
der Bilddarstellung der Angiographie-Meßdaten eine optimierte Überlappung
einer oder mehrerer Arterien in dem Abschnitt des Blutgefäßkreislaufes
gebildet wird, wodurch Bildelemente der Bilddarstellung der Kontrastmittel-Meßdaten und
Bildelemente der Bilddarstellung der Angiographie-Meßdaten einander
zuordenbar sind; und anschließend
ein Kalibrierungsmaß für den Zusammenhang
zwischen einer Signalintensität
von Voxeln in der Bilddarstellung der Kontrastmittel-Meßdaten und
einem den Voxeln jeweils zugehörigen
Blutvolumen ermittelt wird, indem aus den Angiographie-Meßdaten abgeleitete,
geometrische Parameter für
eine oder alle Arterien in dem Abschnitt des Blutgefäßkreislaufes
den Voxeln aus den Kontrastmittel-Meßdaten
der kontrastmittelbasierten Perfusionsbildgebung zugeordnet werden.
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Mit
Hilfe der Koregistrierung der Meßergebnisse verschiedener Verfahren,
die einerseits den Verlauf der Verteilung des Kontrastmittels und
andererseits eine Angiographie eines Abschnitts des Blutkreislaufes
betreffen, wird eine für
den Probanden individuelle Meßwertauswertung
der kontrastmittelbasierten Perfusionsbildgebung ermöglicht.
Hierdurch werden Fehlerquellen ausgeschlossen, die bei einer Kalibrierung
der kontrastmittelbasierten Perfusionsbildgebung auf Basis von Mittelwerten
für Gruppen von
Probanden auftreten können,
ausgeschlossen. Insgesamt wird die Auswertegenauigkeit der ermittelten
Meßwerte
des Probanden für
die kontrastmittelbasierte Perfusionsbildgebung erhöht.
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Die
Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme
auf eine Zeichnung näher
erläutert.
Hierbei zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung zur Erläuterung
der genutzten Meßverfahren;
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2A eine MR-Angiographie eines Kopfes als
MIP-Darstellung;
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2B eine Ko-Registrierung einer Bilddarstellung
der Meßdaten
der MR-Angiographie gemäß 2A mit einer Bilddarstellung einer Schicht
aus einer T2*-gewichteten Bildgebung;
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2C eine auf das Volumen der T2*-gewichteten
Schicht beschränkte
Darstellung, hier dargestellt mit Hilfe einer überlagerten, schwarz dargestellten
lokalen MIP-Darstellung;
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3A eine rechteckige Auswahl aus der T2*-gewichteten
Schicht nach Anwendung der Marching-Cube-Rekonstruktion;
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3B die gleiche rechteckige Auswahl wie in 3A, jedoch in isometrischer Projektion
senkrecht zu der Schicht;
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3C das Ergebnis einer Klassifikation,
bei der rauschbedingte Artefakte entfernt sind;
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3D die Auswahl eines einzelnen arteriellen
Segments zur weiteren Analyse;
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4A die Unterteilung eines arteriellen Segments
in Voxelgruppen senkrecht zur Schichtführung;
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4B ein T2*-gewichtetes Bild bestehend aus
wesentlich größeren Voxeln;
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4C die Überlagerung des in Voxelgruppen
unterteilten arteriellen Segments mit einem T2*-gewichteten Bild;
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4D das Ergebnis einer Optimierung der Position
mit dem Ziel eines maximalen Korrelationskoeffizienten zwischen
der relativen Konzentration, berechnet aus T2*-Bildern, und dem Volumenanteil des arteriellen
Segments je T2*-Voxel; und
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5 einen
Zusammenhang zwischen relativer Konzentration und berechneten Volumenanteilen
je T2*-Voxel im Falle ausgeglichener Kontrastmittelkonzentration
innerhalb der Blutgefäße.
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Nachfolgend
wird unter Bezugnahme auf die 1 bis 5 ein
Verfahren zum Kalibrieren einer kontrastmittelgestützen Perfusionsbildgebung
erläutert.
Wesentliches Element des Ausführungsbeispiels
ist es, daß das
zerebrale Blutvolumen (CBV) mit Hilfe einer MR-Bildgebungstechnik
(MR – Magnetresonanz),
der MR-Angiographie, kalibriert wird.
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Bei
dem Verfahren werden MR-Bildungstechniken, die als solche bekannt
sind, kombiniert, um den Zusammenhang zwischen Blutvolumen und Signalintensität in der
individuellen Meßsituation
und für
Individuen zu kalibrieren. Dazu werden große Arterien des Gehirns mit
einer hochaufgelösten
MR-Angiographie (Auflösung
derzeit ca. 0,5 × 0,5 × 1 mm3) aufgenommen und mit einer schnellen T2*-gewichteten
Bildgebung koregistriert (aufeinandergelegt). Die räumliche
Lage einer oder mehrerer Arterien wird auf dem Kontrastmittelbild
verändert,
bis eine möglichst große Übereinstimmung
zwischen beiden Meßdatendarstellungen
besteht. Nachdem die optimale Übereinstimmung
ermittelt wurde, kann für
jedes Voxel, das die Arterie(n) passiert, ein Partialvolumentanteil der
Arterie(n) am jeweiligen Voxel ermittelt werden (Volumetrie). Mittels
des Betrachten mehrerer Voxel ergibt sich ein Zusammenhang zwischen
der Signalintensität
in der T2*-gewichteten Bildgebung und dem Blutvolumen in den Voxel.
Eine individuelle Kalibrierung wird so ermöglicht.
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Bei
dem Verfahren werden gemessene Rohdaten automatisch verarbeitet.
Hierzu wird eine übliche
Computervorrichtung genutzt, die über eine ausreichende Rechenkapazität verfügt, um die
Bilddaten zu verarbeiten. Zum Ausführen des Verfahrens ist auf der
genutzten Computervorrichtung, beispielsweise ein Personalcomputer,
ein Anwendungsprogramm installiert, um die erfaßten Meßdaten der Bildgebungstechniken
zu verarbeiten, wie dies im folgenden detailliert erläutert wird.
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Bei
der Messung der Rohdaten wird eine überlappende Messung auf Höhe einer
Schicht 10 gemäß 1 ausgeführt. Angiographie-Daten
werden so gemessen, daß eine
Vielzahl von Ästen
der Arteria cerebri media sich innerhalb des Meßvolumens befindet. Zur Evaluierung
kann die Berechnung eines MIP(MIP – „maximum intensity projection")-Maps erfolgen.
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Bei
der Messung der Rohdaten werden beispielsweise die folgenden Meßverfahren
verwendet:
- (i) Dynamische T2*-gewichtete Bildgebung
(Beispiel: TE 54 ms; TR 0.8
s; TA 60 s; Matrix 128×128; 8 Schichten; Field-of-View
256 mm, Schichtdicke 6 mm) mit paramagnetischem Kontrastmittel (Beispiel:
20 ml 0.5 M Gd-DTPA und nachfolgend 20 ml physiologische Kochsalzlösung, Förderrate
4 ml/s); und
- (ii) Time-of-flight MR-Angiographie (Beispiel: TE 6,5
ms; TR 39 ms; Matrix 128×128; 8 Schichten; Field-of-View
256 mm, Schichtdicke 0,875 mm, Field-of-View 200 × 200 × 56 mm).
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2A zeigt eine MR-Angiographie eines Kopfes
in einer Darstellung als MIP-Darstellung. Die Projektionsrichtung
steht hierbei senkrecht auf den T2*-gewichteten Schichten über das
volle Volumen der MR-Angiographie.
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Zur
Auswertung der Meßdaten
wird gemäß 2B eine Ko-Registrierung einer Bilddarstellung der
Meßdaten
der MR-Angiographie (vgl. 2A) mit
einer Bilddarstellung der Schicht 10 aus der T2*-gewichteten
Bildgebung ausgeführt,
was bedeutet, daß die
Bilddarstellungen der mit Hilfe der beiden Meßverfahren ermittelten Rohdaten
aufeinandergelegt werden. Die in den gemessenen Rohdaten von der
Kernspintomographie-Messung enthaltenen Lageinformationen definieren
eine affine Transformation, die den Datenraum (Voxelraum) in ein
kartesisches Koordinatensystem überführt.
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Im
nächsten
Schritt wird eine lokale MIP-Darstellung (MIP-Map) ermittelt, die
auf die ausgewählte T2*-gewichtete
Schicht 10 beschränkt
ist, um geeignete arterielle Segmente (vgl. 2C)
für eine
anschließende
3D-Rekonstruktion auszuwählen.
Dies geschieht mittels Auswahl eines rechteckigen Areals, das im
weiteren zu verwendende Segmente einschließt. 2C zeigt
eine auf das Volumen der T2*-gewichteten Schicht 10 beschränkte Darstellung, hier
dargestellt mit Hilfe einer überlagerten,
schwarz dargestellten lokalen MIP-Map. Diese Darstellung dient später der
Auswahl von Regionen für
die 3D-Segmentierung.
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Es
folgt in dem dargestellten Ausführungsbeispiel
innerhalb des ausgewählten
rechteckigen Areals eine dreidimensionale Rekonstruktion der Oberfläche der
Arterien aus den mit der MR-Angiographie erhobenen Volumendaten
mittels eines Marching-Cube-Algorithmus' (vgl. 3A, 3B). 3A zeigt
eine rechteckige Auswahl aus der T2*-gewichteten Schicht 10 nach
Anwendung der Marching-Cube-Rekonstruktion. Die kürzeste Seitenlänge ist
hier die Schichtdicke. 3B zeigt die
gleiche rechteckige Auswahl wie in 3A,
jedoch in isometrischer Projektion senkrecht zu der Schicht 10.
Es wird ein Schwellenwert für
die Signalintensität
der Volumendaten bestimmt unter visueller Inspektion der Rekonstruktion
in Echtzeit. Der Schwellenwert wird bevorzugt so gesetzt, daß rauschbedingte
Rekonstruktionsartefakte in der Umgebung der Gefäße gerade im Entstehen begriffen
sind. Die gesamte dreidimensionale Rekonstruktion erfolgt in einem
zu den T2*-Daten kongruenten Raum, der in Schichtrichtung um einen
ganzzahligen Faktor höher
aufgelöst
war (Beispiel: Faktor 5, horizontale Auflösung der T2*-Bildgebung: 2
mm, Auflösung
des Rekonstruktionraumes: 0.4 mm) und auf den der angiographischer
Datensatz linear interpoliert wurde.
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Die
3D-rekonstruierten Daten werden nach Zusammengehörigkeit und Oberflächeninhalt
in Cluster eingeteilt. Ziel ist die Unterscheidung zwischen realen
Objekten und rauschbedingten Artefakten. Dazu wird die vom Marching-Cube-Algorithmus zurückgegebene
Triangulation der Oberfläche
verwendet und daraus eine eindeutige Vertexliste generiert. Beginnend
mit einem beliebig ausgewählen Vertex
kann die Erreichbarkeit anderer Vertices über das Dreiecksnetz geprüft werden,
bis die Auswahl an noch nicht erreichten Vertices erschöpft und
damit ein Cluster generiert ist. Das Verfahren wird auf die Vertices,
die noch zu keinem Clu ster gehören,
solange angewendet, bis alle Vertices einem Cluster zugeordnet sind.
Die Cluster werden nach Oberflächeninhalt
sortiert und aus den größten Vertretern
erfolgt die Auswahl eines arteriellen Segments 30. 3C zeigt das Ergebnis einer Klassifikation
nach der Größe der Segmente,
bei der rauschbedingte Artefakte entfernt sind. 3D zeigt
eine Darstellung eines ausgewählten
arteriellen Segments 30, mit dem die weitere Analyse durchgeführt wird.
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Für das Segment 30 erfolgt
dann die Bestimmung des Volumenanteils je Voxel des Rekonstruktionraumes
anhand der Lagebeziehung zum Cluster (innen/außen) und anschließend deren
Zusammenfassung in Voxelgruppen senkrecht zur Schichtebene. 4A zeigt die Unterteilung eines arteriellen Segments
in Voxelgruppen senkrecht zur Schichtführung. Für jeden dieser Gruppen wird
der Volumenanteil des Gefäßes am Gesamtvolumen
bestimmt. Der Volumenanteil wird damit zweidimensional hochaufgelöst kartiert.
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Anschließend wird
diese in Schichtrichtung hochaufgelöste Volumenverteilung mit einer
Darstellung von T2*-Meßdaten
zu einem frühen
Zeitpunkt überlagert,
bei dem das applizierte Kontrastmittel die Arterien gerade erreicht
hat und das Kapillarbett in der Regel noch kein Kontrastmittel enthält. 4B zeigt ein T2*-gewichtetes Bild bestehend
aus wesentlich größeren Voxeln.
Die zu diesem Zeitpunkt mit der MR-Angiographie Gemeinsamkeit der
ausschließlichen
Darstellung der Arterien wird zur Lagekorrektur der angiographischen
Rekonstruktion mit den T2*-gewichteten Bilddaten benutzt.
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Dazu
wird die Position des 3D-rekonstruierten Gefäßes mit dem Ziel maximaler
linearer Korrelation zwischen Konzentration und Volumenanteil in Schichtrichtung
variiert. 4C zeigt das T2*-gewichtete
Bild nach 4B überlagert mit der Volumenverteilung
des arteriellen Segments. 4D zeigt
das Ergebnis einer Optimierung der Position. Ziel ist hierbei ein
maximaler Korrelationskoeffizient zwischen der relativen Konzentration,
berechnet aus T2*-Bildern,
und dem Volumenanteil des arteriellen Segments je T2*-Voxel. Das
ermittelte Lageoptimum wird im folgenden für die Kalibrierung des Blutvolumens
verwendet. Dazu werden Konzentration und Volumen zu einem späten Zeitpunkt,
bei dem die Konzentration des Kontrastmittels vollständig ausgeglichen
ist, ausgewertet.
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Unter
den Annahme, daß sich
die Kontrastmittelkonzentration zu diesem Zeitpunkt überall im Blutkreislauf
ausgeglichen hat, ist die gemessene Konzentration proportional zum
Blutvolumen innerhalb eines Voxels. Außerhalb des rekonstruierten Segments
liegt es in Form kleinerer Gefäße bis hin zum
Kapillarbett vor. Dieser Anteil ist der Messung durch die MR-Angiographie nicht
zugänglich
und liefert zu jedem Voxel einen zufälligen Beitrag. Dieser rechnet
sich mit dem beobachtbaren, im rekonstruierten Gefäßsegment
befindlichen Blutvolumen zu einem Gesamtblutvolumen je Voxel zusammen.
Die vom ausgewählten
arteriellen Segment mit unterschiedlichen Volumenanteilen durchdrungenen T2*-Voxel
dienen im letzten Schritt der Analyse zur Kalibrierung des Blutvolumens.
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Dazu
werden die berechneten Volumenanteile je T2*-Voxel in der Umgebung
des arteriellen Segments 30 gegen die relative Konzentration
je T2*-Voxel aufgetragen. 5 zeigt
einen Zusammenhang zwischen relativer Konzentration und den berechneten
Volumenanteilen je T2*-Voxel im Falle ausgeglichener Kontrastmittelkonzentration
innerhalb der Blutgefäße. Jeder
Kreis der grafischen Darstellung markiert ein Voxel. Die gemessene
Konzentration setzt sich zusammen aus unbestimmten Anteilen außerhalb
des arteriellen Segments moduliert mit den zwischen den Voxeln untereinander
variierenden Volumenanteilen des Segments. Den Fußpunkt der
Geraden stellen die T2*-Voxel dar, in denen kein Teil des Segments
liegt. Der Anstieg der Geraden stellt den Umrechnungsfaktor zwischen
gemessener, relativer Konzentration des Kontrastmittels zu einem
späten
Zeitpunkt der Messung und dem Blutvolumen (ohne Berücksichtigung
von Hämatokrit-Korrekturen
o.ä.) dar
und kann nachfolgend global auf den gesamten T2*-gewichteten Datensatz
zur Kalibrierung angewendet werden.
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Das
Verfahren wurde unter Bezugnahme auf ein T2*-gewichtetes Bildgebungsverfahren
und Meßdaten
von einer MR-Angiographie-Messung näher beschrieben. Grundsätzlich ist
das Verfahren zur Kalibrierung für
beliebige kontrastmittelgestützte
Perfusionsbildgebung nutz bar, wobei zur Ermittlung der geometrischen
Parameter der Arterien auch Bilddarstellungen von Meßdaten anderer
Meßverfahren nutzbar
sind, wenn diese eine Koregistrierung erlauben.
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Die
in der vorstehenden Beschreibung, den Ansprüchen und der Zeichnung offenbarten
Merkmale der Erfindung können
sowohl einzeln als auch in beliebiger Kombination für die Verwirklichung
der Erfindung in ihren verschiedenen Ausführungsformen von Bedeutung
sein.