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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Quantifizierung
der Bildgüte
und/oder zur bewegungssynchronen Erfassung wenigstens einer tomografischen
Aufnahme eines Objektes, bei dem wenigstens ein tomografisches Schnittbild
mit einem Schnittbild-gebenden Verfahren, aufgenommen wird.
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Die
Verfahren können
bevorzugt eingesetzt werden bei der Analyse und Erfassung von Schnittbildern
eines Objektes, insbesondere lebenden Objektes, welches mittels
einem Magnetresonanz-Tomografie-Verfahren aufgenommen wurde. Eine
erfindungsgemäße Vorrichtung
wird bevorzugt gebildet durch einen Magnetresonanztomografen zur
ortsaufgelösten
Kernspinresonanzmessung an einem lebenden Objekt.
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Die
Erfindung ist jedoch nicht auf diese konkrete Art der Schnittbilderfassung
beschränkt,
sondern bei grundsätzlich
allen technisch zur Verfügung stehenden
oder noch zu entwickelnden Techniken zur Schnittbilderfassung einsetzbar.
Lediglich als Beispiel sind genannt: die klassische Röntgentomografie,
Computertomografie, Positronen-Emissions-Tomografie, Elektrische
Impedanz-Tomografie, Neutronentomografie,
Sonografie etc. Auch ist die Erfindung nicht nur auf den medizinischen
Anwendungsbereich beschränkt,
dort jedoch bevorzugt eingesetzt.
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Das
Verfahren setzt die Existenz wenigstens einer Schnittbildaufnahme
voraus, die mit einem Schnittbild-gebenden Verfahren z. B. einer
der eingangs genannten Art erstellt wurde. Dabei wird im Sinne der
Erfindung unter einem Schnittbild ein Datensatz, insbesondere 2-dimensionaler
Datensatz von Messwerten, insbesondere Intensitätsmesswerten verstanden. Es
ist für
die Erfindung unerheblich, ob dieser Datensatz auch tatsächlich als
Bild zur Darstellung kommt. Bevorzugt kann die gesamte Erfindung
auch ohne Darstellung lediglich mit den das Schildbild repräsentierenden
Daten bei der Durchführung
des Verfahrens auskommen.
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Die
der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe und Lösung wird beispielhaft und
nicht beschränkend
anhand der Technik der Magnetresonanztomografie (MRT) erläutert.
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Magnetresonanztomographen
sind im Stand der Technik allgemein bekannt und umfassen im Wesentlichen
Gradientenspulen zur Erzeugung mehrerer, insbesondere orthogonaler
Magnetfelder, insbesondere in einem kartesischen Koordinatensystem, wobei üblicherweise
eine Spule oder Spulenanordnung vorgesehen ist, um ein starkes statisches
Magnetfeld B0 entlang einer Z-Richtung eines gewählten Koordinatensystems zu
erzeugen, beispielsweise mit Feldstärken von mehreren Tesla. Hierfür werden üblicherweise
supraleitende Spulenanordnungen eingesetzt.
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Senkrecht
sowie auch parallel zu der so erzeugten Magnetfeldrichtung B0 werden
darüber
hinaus weitere Spulen bzw. Spulenanordnungen vorgesehen, um zum
statischen Magnetfeld senkrechte sowie auch zumindest ein dazu paralleles
Magnetfeld zu erzeugen, wobei diese Magnetfelder insbesondere als
Gradientenmagnetfelder ausgebildet werden, d. h. also Magnetfelder,
deren Magnetfeldstärke
sich über
eine der Koordinatenachsen ändert. Durch
die Überlagerung
wird so erreicht, dass sich die Resonanzfrequenz bzw. Präzessionsfrequenz der
Spins abhängig
von dem ortsvariablen Gesamtmagnetfeld ändert, wodurch ortsaufgelöste Messungen
realisiert werden können.
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Das
Messprinzip, um mit einem solchen Magnetresonanztomographen Schnittbilder
im Querschnitt durch lebende Objekte erzielen zu können, beruht
darauf, dass sich die Spins, insbesondere Wasserstoffspins, des
lebenden Objektes innerhalb des statischen Magnetfeldes B0 zunächst entlang der
Magnetfeldrichtung und somit entlang der Z-Achse ausrichten.
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Durch
einen Hochfrequenzanregungspuls, der auf die sogenannte Lamorfrequenz
der Spins abgestimmt ist und üblicherweise
zumindest in der Amplitude und der Hüllkurve grundsätzlich programmierbar
ist, kann eine Auslenkung der Spins aus ihrem Gleichgewicht erfolgen,
so dass die in dem homogenen Magnetfeld B0 erzeugte Nettomagnetisierung Mz
um den sogenannten Flipwinkel ausgelenkt wird, so dass eine transversale
Magnetisierungskomponente Mxy innerhalb der XY-Ebene des gewählten Koordinatensystems
vorliegt. Hierbei ist der Flipwinkel im Wesentlichen von dem HF-Anregungsimpuls abhängig und
somit auch anwendungspezifisch programmierbar.
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Die
so erzeugte transversale Magnetisierungskomponente Mxy ist zeitlich
nicht stabil und relaxiert aufgrund verschiedener Prozesse mit verschiedenen
Relaxationszeiten, wobei sich die unterschiedlichen Prozesse überlagern.
Diese Relaxationen können
messtechnisch, insbesondere durch Empfangsspulen erfasst werden.
Der Ort der Messung ist durch ein Volumenelement (Voxel) des Objektes
gegeben, welcher durch mehrere, zumindest zeitweise dem statischen
Magnetfeld B0 überlagerte Gradientenmagnetfelder
bestimmt wird. Dabei ist es weiterhin bekannt den Start und/oder
Vorbereitungssequenzen einer Messung an eine erfasste physiologische
Bewegung zu synchronisieren.
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Dem
einschlägigen
Fachmann sind diese Relaxationsprozesse bekannt und werden als T1-, T2-
sowie T2*-Relaxationen bezeichnet. Hierbei entspricht die T1-Relaxation derjenigen,
bei der die Magnetisierungskomponente Mxy wieder in die Richtung
der Z-Achse zurückkippt,
wohingegen die T2-Relaxation auf einer Dephasierung der einzelnen Spins
innerhalb der XY-Ebene beruht und zu einer Abschwächung des
Signals führt,
welches auf der Abstrahlung einer elektromagnetischen Welle beruht aufgrund
der Rotation der transversalen Magnetisierungskomponente in der
XY-Ebene.
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Weiterhin
sind dem T2-Signalabfall Dephasierungen überlagert, die durch makroskopische
und mikroskopische Magnetfeldinhomogenitäten in dem untersuchten Gewebe
oder dem untersuchten Objekt gegeben sind, die also auf Unterschieden
in der magnetischen Suszeptibilität des Gewebes beruhen. Die
effektive Relaxationsrate, die sowohl T2-Relaxation als auch Suszeptibilitätseffekte
beinhaltet, wird als T2* Relaxation bezeichnet.
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Neben
der Programmierung von zumindest zeitweise wirkenden Gradientenmagnetfeldern
zur Erzielung einer Ortsauflösung
in dem untersuchten Objekt bei der Messvorbereitung und/oder Signalauslesung,
was dem Fachmann grundsätzlich
hinlänglich
bekannt ist, gibt es verschiedene Möglichkeiten, sogenannte Vorbereitungs-
und Messsequenzen von Pulsen zur Ansteuerung der jeweiligen Spulen (Magnetfeldspulen
und/oder Hochfrequenz-Spulen) zu programmieren, um selektiv die
T1-, T2- oder T2*-Relaxationszeiten messtechnisch erfassbar zu machen.
In diesem Zusammenhang wird auch von einer entsprechenden Wichtung
bezüglich
T1, T2 oder T2* bei der Messwerterfassung gesprochen.
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Mit
der Möglichkeit
der ortsaufgelösten
Messungen können
2-dimensionale Schnittbild-Aufnahmen durch Objekte erstellt werden,
wobei korrekterweise eine solche Aufnahme an jedem Pixel der Aufnahme
das Signal aus dem betreffenden Volumenelement (Voxel) darstellt,
ein Schnittbild also immer eine Information nicht nur einer mathematischen Ebene
darstellt, sondern aus einem in der Schichtdicke senkrecht zum Schnitt
erstreckten Bereich. Solche Schnittbildaufnahmen wiederum können zu
einem 3-dimensionalen Abbild zusammengefügt werden.
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Zu
den zentralen Herausforderungen der Magnetresonanz (MR)-Bildgebung
des kardiovaskulären
Systems gehören
eine unbeeinträchtigte
Reproduzierbarkeit, eine räumliche
Auflösung
im Millimeterbereich und insbesondere die zwingende Notwendigkeit
zur detailgetreuen geometrischen Abbildung der Anatomie. Zusätzlich erfordert
eine suszeptibilitätsgewichtete
MR-Darstellung des kardiovaskulären
Systems Bildgebungstechniken, die mit entsprechender Wirkung sehr
geringe suszeptibilitätsbedingte
Signalunterschiede zwischen normalen und anormalen Gewebetypen zuverlässig diagnostisch auswertbar
aufnehmen, darstellen bzw. quantifizieren können.
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Die
hochqualitative MR-Darstellung bewegter Organe erfordert die Ausschaltung
unerwünschter Einflüsse durch
Atembewegung, Herzbewegung, Pulsation und Blutfluss. Deshalb muss
die Bildgebung mit der physiologischen Bewegung synchronisiert werden
oder aber entsprechend schnell und deshalb immun gegenüber Bewegungseinflüssen sein.
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Deshalb
muss für
eine optimale Darstellung bewegter Organe, z. B. des frei beweglichen
Herzens ein Kompromiss zwischen kurzen Aufnahmezeiten und Bildqualität gefunden
werden. Kurze Aufnahmezeiten können
durch a) ultra-schnelle, konventionelle Bildgebungstechniken, als
b) parallele Bildgebung sowie alternativ durch c) beschleunigte
Bildgebung realisiert werden.
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All
diese Ansätze
zur Verkürzung
der Aufnahmezeiten können
zwar zur Verbesserung der Unempfindlichkeit gegenüber Bewegungseinflüssen führen aber
gleichzeitig deutliche Verschlechterungen in der Bildqualität verursachen,
bis hin zur Unverwertbarkeit der Bilder für diagnostische Zwecke.
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Ursache
dafür ist
die mit dem Geschwindigkeitszuwachs verbundene Verschlechterung
des Signal-zu-Rausch Verhältnisses
(SNR), des Kontrast-Rausch-Verhältnisses
(CNR) sowie auch durch schnelle, parallele und beschleunigte Bildgebung
induzierte Bildstörungen,
sogenannte Artefakte, die durch die genannten Beschleunigungstechniken
eingeführt
werden können.
Die Ausprägung
der Artefakte ist dabei abhängig
von Patient und Bewegungsrate, wie z. B. Herzfrequenz. Diese Einflüsse führen in der
bildlichen Darstellung zu einer Verbreiterung von an sich tatsächlich scharfen
Grenzübergängen zwischen
verschiedenen Arealen eines Objektes, insbesondere bewegten Organs.
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Es
gibt verschiedene Ansätze
um die Qualitätskontrolle
in der Magnetresonanztomographie zu realisieren. Testmessungen mit
Phantomen und Testsequenzen ermöglichen,
die korrekte Funktionsweise des Magnetresonanztomografen sicherzustellen, sowie
konstante Messbedingungen zu gewährleisten.
Diese regelmäßig zu wiederholenden
Testabläufe überprüfen dabei
die Funktionsweise der Hardware.
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Desweiteren
werden in der klinischen Routine bevorzugt nur erprobte Pulssequenzen
und Protokolle verwendet, deren Funktionsweise zuvor ausreichend
evaluiert wurde. Um die individuelle Qualität einer Aufnahme zu bewerten
existiert die Möglichkeit das
Signal-Rausch-Verhältnis
anhand grundlegender physikalischer Eigenschaften prospektiv zu
berechnen oder retrospektiv zu messen. Das Signal-Rausch-Verhältnis spiegelt
dabei nur einen Teilaspekt der wahrgenommenen Bildqualität wieder
und die präzise
Bestimmung des Signal-Rausch-Verhältnis ist
nur schwer möglich.
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Letztendlich
ist bisher die subjektive Erfahrung der Ärzte und Anwender zur Beurteilung
der Qualität
der Bilddaten notwendig und entscheidet somit darüber, ob
die Bilder zu einem späteren
Zeitpunkt diagnostisch verwendet werden können.
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Die
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Vorrichtung
bereit zu stellen, mittels denen automatisch die Qualität von tomografischen Schnittbildern
bestimmt, insbesondere quantifiziert werden kann.
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Dabei
soll bevorzugt nicht nur eine objektive Bestimmung der Bildgüte erfolgen,
sondern auch eine automatische Rückwirkung
auf die Erfassung von Schnittbildern erfolgen können, um diese bevorzugt in
Echtzeit optimieren zu können,
insbesondere hinsichtlich vorgegebener Kriterien. Bevorzugt ist
es auch vorgesehen, ein Verfahren bereitzustellen, mittels dem eine
Synchronisierung der Messdatenerfassung an die Bewegung von Organen
erfolgen kann. In bevorzugter Anwendung sollen die Verfahren und die
Vorrichtung eingesetzt werden, um die tomografische Erfassung des
frei bewegten Herzens besser, schneller und genauer erfassen zu
können.
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Diese
Aufgabe wird dadurch gelöst,
dass bei einem Verfahren zur Quantifizierung der Bildgüte wenigstens
einer tomographischen Schnittaufnahme eines Objektes, bei dem wenigstens
ein tomographisches Schnittbild mit einem Schnittbildgebenden Verfahren,
insbesondere einem Magnetresonanz-Tomographie-Verfahren aufgenommen wird, als Maß für die Bildgüte in einem
Schnittbild ein Bilddetail von einer Grenze zwischen zwei aneinander
angrenzenden Arealen, insbesondere mit jeweils in einem solchen
Areal gleich bleibender, insbesondere zumindest in vorgegebenen/vorgebbaren
Grenzen gleich bleibender Signalintensität vermessen wird. Als ein solches
Bilddetail kann in einer bevorzugten Ausführung die Breite einer solchen
Grenze bestimmt wird.
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Die
Erfindung nutzt dabei aus, dass bei einer Schnittaufnahme mit einer
hohen Bildgüte
eine Grenze zwischen zwei Arealen schärfer und damit detaillierter
bzw. bezogen auf die Breite schmaler in einer Schnittaufnahme enthalten
ist, als bei einer solchen Aufnahme mit einer vergleichsweise schlechteren Qualität. Die Vermessung
eines Bilddetails einer Grenze, insbesondere der Breite der Grenze
zwischen zwei Arealen in einer Schnittaufnahme führt daher zu einer Information über die
Bildgüte,
insbesondere in dem Sinne, dass eine detailliertere bzw. schmalere
Grenze eine bessere Bildgüte
bedeutet.
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Die
Vermessung eines Bilddetails, z. B. der Breite zwischen zwei Arealen
kann dabei mathematisch basiert auf den Intensitätsmesswerten erfolgen, aus
denen sich eine Schnittaufnahme zusammensetzt und die in Abhängigkeit
von den Koordinaten, insbesondere zumindest ursprünglich kartesischen Koordinaten
gegeben sind. Wie bereits eingangs erwähnt bedarf es dabei nicht einer
konkreten Bilddarstellung, sondern es reicht verfahrensgemäß aus, die Messwerte
zu analysieren, welche die Schnittaufnahme repräsentieren. Dies gilt grundsätzlich für alle Schritte
bei der Durchführung
des Verfahrens.
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Das
Prinzip der Vermessung beruht hier weiterhin in bevorzugter Ausführung darauf,
dass zwei solche aneinander angrenzende Areal in einer Schnittaufnahme
herangezogen werden, die jeweils für sich in den das Areal definierenden
Intensitätsmesswerten
eine zumindest in vorgegebenen/vorgebbaren Grenzen gleich bleibende
Signalintensität aufweisen.
Theoretisch müsste
bei einem ideal homogenen Areal der Intensitätsmesswert im gesamten Areal überall gleich
sein, was jedoch tatsächlich nicht
der Fall ist. Daher wird bevorzugt berücksichtigt, dass die Intensitätsmesswerte
innerhalb von Grenzen gleich bleiben. Solche Intensitätsmesswerte
können
mit hoher Wahrscheinlichkeit einem Areal zugeordnet werden.
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Es
handelt sich weiterhin bevorzugt um Areale die voneinander abweichende
insbesondere stark abweichende Intensitäten in den Messwerten aufweisen,
um so eine Grenze zwischen den Arealen mit einer hohen Wahrscheinlichkeit
erfassen zu können.
Bezogen auf eine konkrete bildliche Darstellung einer Schnittaufnahme
kann es sich z. B. um ein helles Areal und ein daran angrenzendes
dunkles Areal handeln. In weiterhin bevorzugter Ausführung handelt
es sich um Areale, deren Intensitäten sich um wenigstens den
Faktor 2 der Standardabweichung der Signalintensität eines
Areals unterscheiden.
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In
bevorzugter Anwendung werden als Areale beispielsweise beim Herzen
als ein Areal der linke Ventrikel und als anderes Areal der den
linken Ventrikel umgebende Herzmuskel gewählt. Diese beiden Areale weisen
stark unterschiedliche Signalintensitäten in einer MRT-Schnittaufnahme
auf, einerseits aufgrund des Blutes und andererseits aufgrund des Muskelgewebes.
Diese Areale sind demnach ideal zur Analyse geeignet, insbesondere
auch, da gerade das Herz in bevorzugter Anwendung als Schnittaufnahme
erfasst werden soll und somit erfindungsgemäß direkt die Herzaufnahme hinsichtlich
der Qualität überprüft werden
kann.
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Ein
Maß für ein Detail,
insbesondere die Breite der Grenze zwischen zwei Arealen kann z.
B. bestimmt werden in Einheiten einer gegebenen physikalischen oder
rechnerischen Schnittbildauflösung oder
realen Längeneinheiten
wobei die Bildgüte
in Abhängigkeit
des ermittelten Maßes
in wenigstens zwei Güteklassen
eingestuft werden kann.
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So
kann durch eine Auswahl oder mehrere Auswahlen von Intensitätsmesswerten
aus allen Messwerten einer Schnittaufnahme oder eines Bereiches
aus einer solchen, die sich hinsichtlich ihrer Koordinaten (kartesische
oder polare) über
eine Grenze zwischen zwei Arealen erstrecken mathematisch festgestellt
werden, wie breit diese Grenze ist.
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Bevorzugt
werden für
eine solche Analyse Intensitätsmesswerte
ausgewählt
die innerhalb der Ebene einer Schnittaufnahme auf einer (gedachten) Geraden
liegen, welche die Grenze zwischen den Arealen schneidet. Es kann
also beispielsweise festgestellt werden, wie viele Pixel (bzw. Voxel)
oder allgemein wie viele Längeneinheiten
der Grenzbereich zwischen den Arealen in der Schnittaufnahme einnimmt.
Die so erhaltene Breite bzw. Anzahl von Pixeln bzw. Einheitenzahl
stellt ein Maß für die Breite und
gleichzeitig für
die Bildgüte
dar.
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In
einer anderen Ausführung
kann es auch vorgesehen sein, als ein Maß für die Breite den Gradienten
oder Quotienten des Gradienten der Intensität im Bereich der Grenze zwischen
den Arealen zu ermitteln, z. B. indem, bevorzugt entlang der bereits genannten
Geraden, die mathematisch örtliche
Ableitung der Intensitätsmesswerte
zumindest im Grenzbereich ermittelt bzw. berechnet wird.
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Dabei
kommt es nicht auf das Vorzeichen des Gradienten, sondern nur auf
den Betrag an. Je schneller sich die Beträge der Intensitätsmesswerte ändern von
dem Messwert, der für
das erste Areal typisch ist zu dem Messwert, der für das zweite
Areal typisch ist, umso größer wird
der Betrag des räumlichen
Gradienten der Messwerte sein und umso kleiner dessen Quotient.
Der Quotient kann somit ein Maß für die Breite
des Grenzbereichs zwischen den Arealen darstellen. Je kleiner die
Breite bzw. der Betrag des Quotienten, desto besser die Aufnahme.
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Unmittelbar
kann der Gradient bzw. dessen Betrag selbst ein Maß für die Bildgüte darstellen.
Je größer der
Betrag des Gradienten umso besser ist die Bildgüte.
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Die
Breite der Grenze zwischen zwei Arealen und somit ein Maß für die Bildgüte kann
bevorzugt mit den beiden vorgenannten Verfahrensvarianten bestimmt
werden, jedoch ist die Erfindung nicht hierauf geschränkt. Jegliches
insbesondere mathematische Verfahren zur Bestimmung eines Maßes für die Breite
oder eines anderen Details der Grenze und somit der Bildgüte ist von
der Erfindung umfasst.
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Sofern
durch das erfindungsgemäße Verfahren
ein solches Maß für die Bildgüte ermittelt
wurde, kann dann z. B. in Abhängigkeit
eines solchen Maßes ein
Warnsignal gegeben werden, insbesondere zur Information eines Nutzers über eine
nicht ausreichende Bildgüte.
Der Nutzer kann die weitere Bildakquisition stoppen und mit geänderten
Parametern wieder starten, wodurch wertvolle Zeit gespart wird.
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Besonders
vorteilhaft ist es wenn in Abhängigkeit
eines solchen Maßes
bzw. der ermittelten Bildgüte/Breite
die Bildakquisition automatisch optimiert wird, z. B. durch automatische Änderung
der die Bilderfassung beeinflussenden Eingangsparameter einer Schnittbilderfassungsvorrichtung,
wie z. B. eines MRT. So kann eine solche Vorrichtung erfindungsgemäß in Echtzeit
kalibriert und/oder optimiert werden.
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Beispielsweise
kann eine Optimierung derart erfolgen, dass die Schnelligkeit der
Bildakquisition erhöht
wird bis zum Erreichen einer vorgegebenen/vorgebbaren Grenze einer
Bildgüte/Breite.
Dem liegt die Überlegung
zugrunde, dass eine langsame Bildakquisition zwar sehr gute Bildqualität liefert, aber
gerade bei komplexen Messreihen zu lange dauert und in einem solchen
Fall besonders bei der Untersuchung von Patienten von diesen als
unangenehm empfunden wird. Schnellere Aufnahmen hingegen liefern
oft eine zu schlechte Qualität.
Durch das erfindungsgemäße Verfahren
kann so ein guter Kompromiss aus Schnelligkeit und Qualität gefunden werden,
insbesondere automatisch.
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Für das erfindungsgemäße Verfahren
ist es gemäß einer
bevorzugten Ausführung
wichtig, dass zur Analyse eines Schnittbildes bzw. von dessen Intensitätsmesswerten,
diejenigen Intensitäten,
die in den beiden zugrunde liegenden Arealen vorliegen bekannt sind
und somit in die Analyse mit eingehen. Um dies zu erreichen kann
es vorgesehen sein, dass automatisch eine Signalintensität in dem
ersten der zwei aneinander angrenzenden Areale, insbesondere gemittelt über mehrere
Intensitätsmesswerte
innerhalb des ersten Areals ermittelt wird und eine Signalintensität in dem
zweiten der zwei aneinander angrenzenden Areale, insbesondere gemittelt über mehrere
Intensitätsmesswerte
innerhalb des zweiten Areals ermittelt wird. Es liegt dadurch eine
Information über
die extremalen Intensitätswerte
vor, die beiderseits der Grenze zwischen den Arealen in den Arealen
gegeben sind.
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Es
kann sodann vorgesehen sein, dass mit den beiden ermittelten Signalintensitäten ein
Intervall definiert wird, welches in mindestens drei, insbesondere
gleich große
Teilintervalle unterteilt wird, insbesondere wobei eines der mittleren
Teilintervalle, insbesondere das mittlere Teilintervall einen Übergangsbereich
von Intensitäten
definiert, die keinem der beiden Areale mit genügender Wahrscheinlichkeit zugeordnet
werden. So kann rechnerisch festgestellt werden, ob Intensitätsmesswerte,
die aus einer Schnittaufnahme ausgelesen werden, insbesondere solche
Intensitätsmesswerte
mit Koordinaten entlang einer Geraden, welche die Grenze schneidet,
an einer betreffenden Koordinate in einem der beiden Areale liegen
oder in dem Grenzbereich. Der Grenzbereich ist dabei gerade dadurch
definiert, dass er Intensitäten
in einem, bzw. dem mittleren gebildeten Teilintervall aufweist.
Durch Prüfung
der Intervallzugehörigkeit
der Messwerte entlang der gedachten Geraden, die entlang der Geraden
in einer gegebenen Auflösung
bzw. Schrittweite durchgeführt
wird, führt
so zu dem Ergebnis, mit wie vielen Schritten ein Intervall, insbesondere
das mittlere durchschritten wird. Diese Anzahl der Schritte ist
sodann ein Maß für die Breite
des Grenzbereiches und somit ein Maß für die Güte des Bildes.
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Alternativ
kann auch geprüft
werden, insbesondere wiederum entlang der genannten Geraden, die
durch die Grenze führt,
wie groß der
Gradient oder Quotient des Gradienten der Intensität bzw. deren
jeweilige Beträge
entlang dieser Geraden ist. Hierfür können wiederum die Intensitätsmesswerte durch
Vorgabe der Koordinaten entlang dieser Geraden aus den gesamten
Messwerten einer Schnittaufnahme oder einem Bereich davon ausgelesen
und zu jedem oder nur einzelnen der Messwerte der Gradient an der
betreffenden Koordinate gebildet werden. Dabei ist es möglich, aber
nicht zwingend erforderlich, den Gradienten an jeder Koordinate
der Geraden zu ermitteln. Es reicht auch zunächst zu prüfen, in welchem der vorgenannten
Teilintervalle sich der betrachtete Intensitätsmesswert befindet. Die Gradientenbildung
kann dann z. B. nur für
solche Intensitätsmesswerte
durchgeführt
werden, die in einem der mittleren bzw. dem mittleren Teilintervall
liegen. Hier kann ggfs. nur ein Gradient am Ort desjenigen Intensitätsmesswertes
gebildet werden, der am weitesten mittig in dem Teilintervall liegt
oder es kann auch ein Mittelwert von mehreren Gradienten in einem,
insbesondere dem mittleren Teilintervall gebildet werden.
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Da
der Gradient, bzw. dessen Betrag ein Maß dafür gibt, wie schnell die Intensitäten sich
im Grenzbereich ändern,
bildet ein solcher Gradient, bzw. auch der Quotient davon ein Maß entweder
direkt für
die Bildgüte
bzw. für
die Grenzbreite.
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Für die Durchführung dieser
Verfahrenschritte ist es wesentlich, dem Verfahren die Areale, bzw. die
Koordinaten oder zumindest eine jeweilige Koordinate eines Areals
zu Verfügung
zu stellen. Neben einer grundsätzlich
möglichen
manuellen Auswahl der Areale oder zumindest eines der Areale in
einer Darstellung eines Schnittbildes ist es erfindungsgemäß bevorzugt,
dass bei der Durchführung
des Verfahrens die beiden aneinander angrenzenden Areale oder zumindest
eines davon automatisch in einem Schnittbild lokalisiert werden.
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Dies
kann z. B. dadurch erfolgen, dass in einem Schnittbild ein geeigneter/gewünschter
Bildbereich mit zwei aneinander angrenzenden Arealen automatisch
mittels einer Mustererkennung lokalisiert wird. Gerade in der menschlichen Anatomie
weisen bestimmte Areale immer das gleiche Muster auf, wie beispielsweise
Herzkammer und umgebendes Herzmuskelgewebe. Diese konkreten Areale
stellen sich in einer MRT-Schnittaufnahme z. B. als nahezu kreisscheibenförmige helle
Fläche
(Herzkammer) dar, die von einem dunklen kreisförmigen Rahmen (Herzmuskel)
um volle 360 Grad umgeben ist. Diese Intensitätsverhältnisse können je nach Darstellung auch invertiert
sein.
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Ein
solches Muster oder auch andere Muster sind mittels einer Mustererkennungssoftware
innerhalb der Messwerte einer Schnittaufnahme lokalisierbar. Beispielsweise
kann durch die Musterkennung eine zentrale Koordinate in zumindest
einem der beiden Areale, bevorzugt dem inneren Areal ermittelt und
dem weiteren Verfahren zur Verfügung
gestellt werden.
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In
einer möglichen
Ausgestaltung des Verfahren kann es sodann vorgesehen sein, dass
ausgehend von einem Ausgangs-Ort, z. B. der zentralen Koordinate,
in einem der beiden Areale der Verlauf der Signalintensität in einer
(geraden) Richtung auf das andere Areal zu erfasst wird bzw. aus
der Gesamtheit der Messwerte ausgelesen und ausgewertet wird und
die Signalintensität
am Ausgangsort oder gemittelt über
einen Bereich am Ausgangsort die eine Intervallgrenze definiert
und die andere Intervallgrenze gegeben wird durch einen Intensitätswert an einem
in der gewählten
Richtung liegenden Ort mit einem geringen Betrag des Intensitätsgradienten
der in der gewählten
Richtung auf einen hohen Betrag des Intensitätsgradienten folgt.
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Dabei
ist es aufgrund der Berücksichtigung der
Beträge
der Gradienten ohne Vorzeichen unerheblich, ob die Intensität in der
betrachteten Richtung fällt
oder steigt. Wird in der betrachteten Richtung beginnend am Ausgangsort
in einem Areal ein Bereich durchschritten, in welchem der Gradradientenbetrag zunächst steigt
und dann fällt,
bevorzugt in einer Umgebung um Null gleich bleibt, so ist sicher,
dass der Grenzbereich entlang der gewählten Richtung durchschritten
ist und als letzter Meßwert
ein solcher im anderen Areal vorliegt.
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Der
letzte Meßwert
oder ein Mittel aus Messwerten in einer räumlichen Umgebung um den letzten Meßwert sowie
der Meßwert
am Ausgangsort oder das Mittel von mehreren Messwerten in einer
Umgebung des Ausgangsort können
so die Intervallgrenzen des zuvor genannten Intervalls definieren.
Ggfs. können
die Intervallgrenzen auch durch einfaches Suchen von Maximum und
Minimum unter allen auf der gewählten
Gerade liegenden Intensitätswerten festgelegt
werden.
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Es
besteht daher erfindungsgemäß die Möglichkeit
dieses Intervall automatisch festzulegen. Statt des Betrages der
Gradienten kann auch das jeweilige Vorzeichen berücksichtig
werden. Die zuvor beschriebene Prüfung kann auch grundsätzlich zwischen
den Arealen in beiden entgegengesetzten Richtungen durchgeführt werden.
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In
Kenntnis des Intensitätsintervall
und der Bildung der Teilintervalle kann die Ermittlung der Bildgüte in wenigstens
einer geraden Richtung, bei welcher die Grenze überschritten wird, durchgeführt werden.
Bevorzugt kann es auch vorgesehen sein, die Bestimmung eines Maßes eines
Bilddetails, insbesondere der Breite für ein Schnittbild, insbesondere
jedes Schnittbild, in mehreren insbesondere winkeläquidistant
beabstandeten radialen Richtungen bezogen auf einen Ursprung, der
in eines der beiden Areal gelegt wird, durchzuführen. Dieser Ursprung kann
durch die zuvor genannte zentrale Koordinate festgelegt sein. Die
Ergebnisse der Bestimmung des genannten Maßes der jeweiligen Richtungen
können dann
zur Bildung eines gesamten Ergebnisses für ein Schnittbild über alle
gewählten
Richtungen gemittelt werden.
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Bevorzugt
wird ein Ursprung, von dem aus alle Maßbestimmungen eines Detail
bzw. der Breite der Grenze in verschiedene radiale Richtungen durchgeführt wird,
in ein Areal gelegt, welches von dem anderen Areal vollständig umgeben
ist, insbesondere bei einem Schnittbild eines Herzens in die Herzkammer
gelegt, die von dem Herzmuskel umgeben ist. Hierdurch wird erzielt,
dass in jeder radialen Richtung die Grenze zwischen beiden Arealen
durchschritten wird bei der Durchführung des Verfahrens.
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Bei
der Durchführung
des Verfahrens und dem Auslesen der Intensitätsmesswerte aus den Messwerten
eines Schnittbildes entlang einer Geraden können grundsätzlich die Messwerte mit kartesischen
Koordinaten Verwendung finden, insbesondere wie Sie von einer Schnittbilderfassungsvorrichtung originär zur Verfügung gestellt
werden.
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Es
kann in einer anderen Verfahrensvariante, die mit allen vorherigen
genannten und später
genannten Schritten kombinierbar ist, auch vorgesehen sein, dass
die Intensitätsmesswerte
eines Schnittbildes die in Abhängigkeit
von kartesischen Koordinaten gegeben sind, insbesondere zur Bestimmung
der Breite einer Grenze oder auch zur nachfolgend diskutierten Ermittlung
von Synchronisationszeitpunkten umgewandelt werden in Intensitätsmesswerte
in Abhängigkeit
polarer Koordinaten, insbesondere Winkel und Radius, mit einem Ursprung,
der in eines der Areale gelegt wird, insbesondere in das Areal,
welches vollständig
von einem anderen Areal umgeben ist und insbesondere an die eingangs
genannte zentrale Koordinate. Hierdurch vereinfachen sich im Wesentlichen
die Berechnungen bei der Durchführung des
Verfahrens.
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Die
Aufgabe der Erfindung wird gemäß einem
anderen Aspekt der Erfindung auch gelöst durch ein Verfahren zur
bewegungssynchronen Erfassung wenigstens einer tomographischen Aufnahme
eines Objektes, bei dem wenigstens ein tomographisches Schnittbild
mit einem Schnittbild-gebenden Verfahren, insbesondere einem Magnetresonanz-Tomographie-Verfahren
aufgenommen wird, insbesondere bei welchen grundsätzlich alle
oder einzelne der vorher genannten Verfahrenvarianten ebenso durchgeführt werden
können
und bei dem für
mehrere Schnittbilder desselben Schnitts, die in Abhängigkeit
von der Zeit aufgenommen werden, ein Maß für ein Detail, insbesondere
die Breite der Grenze zwischen zwei Arealen in zumindest einer betrachteten
Richtung in Abhängigkeit
von der Zeit ermittelt wird, wobei aus dem ermittelten zeitlich
abhängigen
Maß wenigstens ein
Zeitpunkt zur Synchronisierung und/oder Triggerung einer Schnittbilderfassungsvorrichtung
an ein bewegtes Organ, insbesondere an eine bestimmte periodische
Bewegungsphase des bewegten Organs und insbesondere beim Herz, ermittelt
wird. Auch hier kann bevorzugt das Maß in mehreren, insbesondere
radialen und bevorzugt winkeläquidistanten Richtungen
ermittelt werden, insbesondere wobei die jeweiligen Ergebnisse einer
jeden Richtung gemittelt werden.
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Diesem
Verfahren liegt die Überlegung
zugrunde, dass sich bei einer Bewegung, insbesondere einer beschleunigten
Bewegung eines Organs, z. B. des Herzens zwischen Systole und Diastole,
in der Schnittaufnahme eine Verbreiterung der Grenze zwischen den
beiden betrachteten Arealen ergibt, insbesondere die von der Zeit
abhängt.
Bei einer periodischen Bewegung, wie der Herz- oder auch einer Atembewegung
kommt es somit in den Schnittbildern zu einer ebenso periodischen
von der Zeit, z. B. einer Atem- oder Herzphase abhängigen Vergrößerung des
ermittelten Maßes,
insbesondere der ermittelten Breite, nämlich immer dann wenn das bewegte
Organ maximal beschleunigt wird und/oder maximale Geschwindigkeit
aufweist.
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Ein
Zeitpunkt zur Synchronisierung kann dann beispielsweise ermittelt
werden als diejenige Zeit, insbesondere einer periodischen Bewegungsphase
eines bewegten Organs, bei der der Betrag des Maßes, insbesondere der Breite
und/oder der Betrag des zeitlichen Gradienten der Breite einen vorgegebenen
Grenzwert über- oder unterschreitet, bzw.
bei periodischen Verhalten einen maximalen Wert erreicht.
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Da
sich das bewegte Organ zu diesem ermittelten Zeitpunkt aufgrund
der Periodizität
der Bewegung immer gleich verhält,
kann die, insbesondere zukünftige
Bildakquisition an diese Zeitpunkte synchronisiert werden, so dass
sich hoch qualitative Aufnahme von besonders guter Detailschärfe ergeben können.
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Es
versteht sich, dass die vorbeschriebenen Verfahren angewendet werden
können,
um in einem Extremfall nur ein einzelnes Schnittbild zu einem Zeitpunkt
zu analysieren, ebenso wie im anderen Extremfall eine Vielzahl tomografischer
Schnittbilder in mehreren Schnitten und pro Schnitt in Abhängigkeit der
Zeit.
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Hierbei
können
ggfs. Mittelungen der jeweils erhaltenen Ergebnisse über die
Zeit und/oder oder die verschiedenen Schichten durchgeführt werden.
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Die
vorbeschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren
können
besonders bevorzugt durchgeführt werden
mittels einer Datenverarbeitungsanlage, auf der eine Software zur
Durchführung
der beschriebenen Schritte implementiert ist. An eine solche Software
können
z. B. als Eingangsgröße zumindest
die Bilddaten eines Schnittbildes, d. h. die Intensitätsmesswerte
in Abhängigkeit
der Bildkoordinaten übertragen
werden. Eine solche Software kann als Ergebnis die Bildgüte bzw.
die Grenzbreite als Ausgangsparameter zur Verfügung stellen, der seinerseits
einen Eingangsparameter für
nachfolgende Verfahren bilden kann, wie z. B. die Optimierung der
Akquisitionsparameter einer Vorrichtung zur Aufnahme von Schnittbildern.
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Bevorzugt
kann eine Datenverarbeitungsanlage mit einer solchen Software in
eine Schnittbilderfassungsvorrichtung integriert sein, so dass diese Vorrichtung
selbst in der Lage ist, das erfindungsgemäße Verfahren durchzuführen.
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Die
Vorteile der Erfindung als technische Methode sind die einfache
und robuste Funktionsweise sowie die Möglichkeit, die Bildqualität unter
Ausnutzung eines objektiven Beurteilungskriteriums zu messen und
zu quantifizieren. Eine automatische Auswertung der Bilddaten setzt
voraus, dass ein Mindestmaß an
Bildqualität
vorliegt. Für
einen automatisierten Prozess ist somit die Qualitätskontrolle
ein entscheidender Faktor, welcher bisher stets menschliche Interaktion
erforderte. Für
unerfahrene Nutzer ist es schwierig, die Bildqualität zuverlässig und
reproduzierbar zu beurteilen. Die erfindungsgemäßen Verfahren ermöglichen
eine nahezu Echt-Zeit Kontrolle der Bildqualität. Untersuchungen, welche eine unzureichende
Bildqualität,
insbesondere für
eine später
durchzuführende
Diagnostik haben, können automatisch
und schnell erkannt werden, so dass die Datenaufnahme abgebrochen
werden kann und neue Parametereinstellungen vorgenommen werden können, um
die Kriterien der gewünschten
oder diagnostisch notwendigen Bildqualität zu gewährleisten. Ebenso ist eine
Beschleunigung der Datenaufnahme möglich, wenn die Bildqualität überdurchschnittlich gut
ist.
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Ein
Ausführungsbeispiel
der Erfindung ist in den Figuren dargestellt. Es zeigen:
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1:
Ein schematisches Ablaufdiagramm der Durchführung des Verfahrens
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2:
Die Verdeutlichung des Verfahrens anhand von Schnittbilddarstellungen
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3:
Eine Darstellung des Intensitätsverlaufs
beim Übergang
vom linken Ventrikel zum Myokardgewebe für verschiedene Akquisitionstechniken
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4:
Eine Darstellung der ermittelten Grenzbreiten in Abhängigkeit
der zeitlichen Herzphase und in Gegenüberstellung der Bewegung der
Koronararterie
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Die 1 und 2 zeigen
den grundsätzlichen
Ablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens
zur Durchführung
einer Bildgütenbestimmung,
hier am nicht beschränkenden
Beispiel von Magnet-Resonanzaufnahmen des bewegten Herzens, die
als Schnittbild-Aufnahmen in einem Magnetresonanztomografen erstellt
werden.
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Die
einzelnen Schritte des Verfahrens sind dabei in den 1 und 2 mit
gleichen fortlaufenden Nummern 1 bis 7 gekennzeichnet.
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Gemäß den 1 und 2 erfolgt
im Schritt 1 eine Aufnahme von mehreren Schnittbildern derselben
Schicht des Herzens zu aufeinander folgenden Zeiten t1, t2, ...
tn. Dies kann mit dem so genannten 2D-CINE – Verfahren erfolgen. Der zeitliche Ablauf
solcher Schnittbildaufnahmen kann demnach eine Bewegungssequenz
von einem bewegten Organ, hier im Beispiel des Herzens zeigen.
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Erfindungsgemäß kann es
vorgesehen sein, zumindest ein, bevorzugt jedes der Schnittbilder, bzw.
die ein solches Schnittbild repräsentierenden Daten
verfahrengemäß zu verarbeiten.
Hierfür
erfolgt in einem Schritt 2 die Lokalisation der Herzkammer als
eines der beiden zu berücksichtigenden
Areale, was anhand einer Mustererkennung vollautomatisch durchgeführt werden
kann. Einer Software zur Mustererkennung können dafür die Bilddaten zur Verfügung gestellt
werden. Als Ergebnis der Mustererkennung können z. B. Koordinaten im Zentrum
der Herzkammer zurückgemeldet
werden. Diese Koordinaten können
dann den Ursprung bilden für
eine im Schritt 3 nachfolgende Koordinatentransformation,
bei welcher die Messwerte bzw. Bilddaten, die bis dahin in kartesischen
Koordinaten vorliegen in Messwerte bzw. Bilddaten in Abhängigkeit
von Polarkoordinaten transformiert werden, was die weiteren Berechnungen
vereinfacht.
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Die 2 zeigt
die durch die Mustererkennung gefundene linke Herzkammer, in deren
zumindest ungefähren
Mittelpunkt der Ursprung gelegt wird, hier gekennzeichnet durch
die vom Ursprung ausgehenden radial verlaufenden Geraden. Diese linke
Herzkammer bildet für
das erfindungsgemäße Verfahren
ein erstes Areal und das die Herzkammer umgebende Myokardgewebe
das zweite Areal. Die Grenze zwischen den Arealen wird nun erfindungsgemäß vermessen.
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Im
Schritt 4a werden endokardiale Profile gebildet, dadurch,
dass die Intensitätsmesswerte
aus den Bilddaten für
jedes Profil entlang einer jeweiligen Geraden ausgelesen werden,
wobei die Geraden alle dem Ursprung entspringen und in radialer
Richtung, bevorzugt winkeläquidistant
verlaufen und dabei den Grenzbereich zwischen Herzkammer und Myokardgewebe
schneiden.
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Die
Winkelauflösung
kann dabei beliebig sein und ist in der 2 im mittleren
Bild nur beispielhaft verdeutlicht. Entlang dieser Geraden werden
die Intensitätsmesswerte
zumindest von einem Bereich in der Herzkammer bis in einen Bereich
im Myokardgewebe gelesen, wobei die Richtung des Lesens irrelevant
ist.
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Bevorzugt
kann das Lesen im Areal der Herzkammer beginnen, bevorzugt am Ursprung.
Die Messwerte werden zur Bildung eines endokardialen Profils so
weit eingelesen, bis dass sicher ist, dass der letzte Meßwert dem
Myokardgewebe zuzuordnen ist. Dies kann anhand des Verlaufes der
Beträge der
Intensitäten
des jeweiligen Messwertes bestimmt werden, insbesondere in Kenntnis
der Tatsache, dass die Intensitäten
im Bereich des ersten Areal zumindest in Grenzen gleich bleiben
ebenso wie im zweiten Areal, sich dazwischen jedoch stark ändern.
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Z.
B. durch Ermittlung und Auswertung des örtlichen Gradienten kann so
die Leseweite bestimmt werden, denn ausgehend vom Ursprung muss
beginnend mit einem kleinen Gradientenbetrag über einen großen Gradientenbetrag
wieder ein kleiner folgen. Die Koordinatengrenzen der endokardialen
Profile können
auch durch andere Verfahren ermittelt werden, ggfs. auch direkt
durch die Mustererkennung bereitgestellt werden.
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Die 2 zeigt
im rechten Bild den Intensitätsverlauf
der einzelnen endokardialen Profile in einer Nebeneinanderdarstellung
gegenüber
dem Winkel aufgetragen. Der obere Teil entspricht der Herzkammer
und der untere dem Myokardgewebe. Eingezeichnet ist ebenso die im
weiteren Verfahren festgestellte und vermessene Grenze.
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Hier
ist wiederum darauf hinzuweisen, dass die bildlichen Darstellungen
der 2 nur der Verdeutlichung der Erfindung dienen
und bei der Durchführung
des Verfahrens eine Bilddarstellung vollständig unterbleiben kann. Das
Verfahren kann ausschließlich
anhand der Messwerte durchgeführt
werden ohne diese einer Darstellung zuzuführen.
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Für jedes
der endokardialen Profile werden die Minima und Maxima der Intensitätswerte
ermittelt, welchen zum einen die Intensität SIBlut(α) in der Herzkammer
und zum anderen SImyo(α) im Myokardgewebe repräsentieren. α ist hierbei
der Winkel der betrachteten Geraden, bzw. des Profil in polaren
Koordinaten bezogen auf den festgelegten Ursprung.
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Hierbei
kann ggfs. für
jedes dieser beiden Areale eine bereichsweise Mittelung der Intensitätswerte
erfolgen. Mit den so zur Verfügung
gestellten Werten werden die Intervallgrenzen definiert und das erhaltene
Intensitätsintervall
in – in
diesem Fall – drei gleich
große
Teilintervalle eingeteilt. Das mittlere Teilintervall beschreibt
dabei Intensitätswerte,
die im Grenzbereich zwischen den beiden Arealen liegen also zwischen
denjenigen Werten liegen, die eindeutig der Herzkammer oder dem
Myokardgewebe zugeordnet werden können.
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Gemäß Schritt 4c der 1 ist
auf diese Weise die Grenzzone hinsichtlich der diese repräsentierenden
Intensitätswerte
definiert. Diese Grenzzone ist in der 3 in einer
grafischen Darstellung der Signalintensität eines ausgewählten der
endokardialen Profile gestrichelt dargestellt. Bei dem betrachteten
Profil handelt es sich um dasjenige, welches in der Bildwiedergabe
als gestrichelt Linie repräsentiert ist.
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Die 3 zeigt
(hier nur zum Zweck des Vergleichs) für verschiedene Bildakquisitionstechniken a,
b, c, d die erfassten Intensitäten
des betrachteten endokardialen Profils. Die Prüfung gemäß Schritt 6, welche
der erfassten Intensitätswerte
des Profils, d. h. entlang der gestrichelten Geraden innerhalb der Grenzzone,
also in dem mittleren Intervall liegen und die Information über die
Koordinaten dieser betreffenden Intensitätswerte führt verfahrensgemäß zu einer
Information über
die Breite der Grenze zwischen den Arealen und somit zu einer Information über die Bildgüte gemäß Schritt 7 der 1.
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Verdeutlicht
ist in der 3, dass mit der Akquisitionstechnik
a eine Breite Ba in Einheiten der Pixel,
d. h. der Bildauflösung,
in der Grenzzone erzielt wird, mit der (schnelleren) Akquisitionstechnik
d hingegen eine deutlich größere Breite
Bd. So wird verfahrensgemäß eine automatische
Aussage erhalten, dass mit der Technik a eine höhere Bildgüte erzielt wird, was vorliegend
jedoch aufgrund einer konventionellen Aufnahmetechnik zu Lasten
der Akquisitionszeit geht. Die Breitenwerte B können durch einfaches Differenzbilden
ermittelt werden von den Intensitätswerten welche beim Durchlaufen
der Messwerte entlang der Geraden an den beiden Rändern des
mittleren Intervalls liegen.
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Die
Erfindung kann nun vorsehen, die Akquisitionsparameter automatisch
zu ändern
und beispielsweise in Abhängigkeit
der ermittelten Bildgüte zu
einer anderen Akquisitionstechnik überzugehen oder bei derselben
Technik andere Parameter zu wählen,
um einen optimierten Kompromiss zwischen Bildgüte und Akquisitionsgeschwindigkeit
zu erhalten.
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Die 4 zeigt
in einer anderen Darstellung die – wie vorbeschrieben – ermittelte
endokardiale Grenzbreite, insbesondere in Einheiten der Bildauflösung, in
Abhängigkeit
der Zeit, hier der zeitlichen Herzphasen bei der freien Bewegung
des Herzens, sowie jeweils für
die verschiedenen Akquisitionstechniken a bis d zum Zweck des Vergleichs.
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Diese
Grenzbreiten in Abhängigkeit
der Zeit können
ermittelt werden, indem derselbe Schnitt in Abhängigkeit der Zeit aufgenommen
wird und für
jeden zeitlichen Schnitt die vorgenannte Analyse durchgeführt wird,
insbesondere bei gleich bleibender Bildakquisitionstechnik und gleich
bleibenden Parametern. Dabei kann die Grenzbreite jeweils nur für ein endokardiales
Profil oder gemittelt über
mehrere Profile bestimmt werden pro Schnitt.
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Es
ist hier erkennbar, dass sich zumindest für einige Akquisitionstechniken,
und insbesondere für die
Schnellste ergibt, dass die ermittelte endokardiale Grenzbreite
eine deutliche Abhängigkeit
von der Zeit, d. h. hier der Herzphase zeigt. Eine Gegenüberstellung
mit der zeitlichen Ortsverlagerung der Herz-Koronararterie gemäß der Linie e zeigt, dass signifikante
Vergrößerungen
der Grenzbreite zeitlich korrelieren mit der Ortsverlagerung der
Koronararterie, welche sich durch die Übertragung der Kontraktion/Relaxation
des Herzens ergibt. Der dargestellte Verlauf der Ortsverlagerung,
welcher die Phase der maximalen Kontraktion (Systole) und die Herzruhephase
oder Phase der maximalen Füllung
des Herzmuskels (Diastole) in bekannten Weise repräsentiert, zeigt,
dass die festgestellte zeitlich veränderliche Grenzbreite synchron
zu Systole und Diastole, bzw. den Übergangsbereichen liegt.
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Aus
dem zeitlichen Verlauf der Grenzbreite kann erfindungsgemäß somit
ein Signal zur Triggerung bzw. Synchronisierung der Bildakquisition
eines MRT-Tomografen
an die Herzbewegung ermittelt werden. Ein Trigger oder Synchronisationssignal kann
z. B. gegeben werden zu einer Zeit des Auftretens eines Maximums
der Grenzbreite bzw. des höchsten
zeitlichen Gradienten der Grenzbreite bzw. zum Zeitpunkt des Überschreitens
eines vorgegebenen Grenzwertes dieser Größen
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Beispielsweise
kann es vorgesehen sein, bei einer kontinuierlichen Bildakquisition
die Zeitpunkte einer Triggerung oder Synchronisierung auf die beschriebene
Weise zu bestimmen und sodann kontinuierlich die Zeitpunkte der
Akquisition in der Phase, d. h. zeitlich zu schieben anhand dieser
gewonnenen Information über
die Synchronisationszeiten.
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Mit
Hilfe der Erfindung wird eine technische Methode bereitgestellt
zur objektiven Grenzbreitenbestimmung über Teile oder sogar den gesamten Herzzyklus.
So können
Bewegungseinflüsse
auf die Bildqualität
detektiert werden bzw. der Bewegungszustand des Herzens oder Phasen
starker Kontraktion/Relaxation des Herzmuskels identifiziert werden wie
es 4 zeigt.
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Über die
Bewegungsanalyse ist somit eine nicht-invasive Überwachung des Herzzustandes während der
Bildakquisition möglich.
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Die
Ergebnisse der automatischen Grenzbreitenanalyse können genutzt
werden, um die Bildgebungsparameter zur Erzielung besserer Bildqualität in Echtzeit
oder retrospektiv anzupassen oder gegebenenfalls die Bildgebung
zu beschleunigen, um Bewegungseinflüsse zu minimieren. Dazu werden die
rekonstruierten Bilddaten analysiert und die Bildqualität auf der
Basis der beschriebenen objektiven Metrik zur Grenzbreite der Herzwandkanten
quantifiziert.
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Wird
die Bildqualität
durch die Grenzbreitenbestimmung für sehr gut befunden, können zusätzlich Beschleunigungstechniken
verwendet werden, um das Verhältnis
von Untersuchungszeit und Bildqualität zu optimieren. Auf diese
Weise können
unter online Kontrolle der Bildqualität via Grenzbreitenbestimmung
automatisch die bestehenden Beschleunigungstechniken individuell
ausgereizt werden.
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Neben
der Optimierung des Zeit-Qualitätsverhältnisses
ermöglicht
die Erfindung auch eine zuverlässige
Qualitätskontrolle
der Bilddaten, welche sicherstellt, dass keine diagnostisch unverwertbaren Bilddaten
für eine
nach der Bildakquisition folgende Diagnostik verwendet werden. Im
Falle einer nicht ausreichenden Bildqualität erlaubt die automatische Analyse
eine direkte Wiederholung der Bildgebung.
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Neben
der Überwachung
und Optimierung des Bildqualität über eine
direkte automatische Analyse während
des Bildaufnahmeprozesses ermöglicht
die Erfindung auch eine zuverlässige
Qualitätskontrolle
der Bilddaten, insbesondere als Eingangskriterium, welches sicherstellt,
dass keine diagnostisch unverwertbaren Bilddaten für eine nach
der Bildakquisition weiterführende
Bildauswertung und Diagnostik, insbesondere mittels einer auf einer
Datenverarbeitungsanlage implementierten Software, insbesondere
einer Software für
die Quantifizierung der linksventrikulären Funktion des Herzens, an
welche als Eingangsgröße zumindest
die Bilddaten eines Schnittbildes übertragen werden, verwendet werden.
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Die
Erfindung hat den Vorteil dass gerade diagnostisch relevante Bilddetails
analysiert und die Qualität
besonders von Herz-MRT Bilddaten automatisch, zuverlässig und
robust bewertet und quantifiziert werden kann. So werden alle bildqualitätsbeeinflussenden
Faktoren von intrinsischen physikalischen Eigenschaften über MRT-Geräte- oder
durch Hochfrequenzspulen bedingte Einflüsse bis hin zu patientenbedingten
Faktoren berücksichtigt.
Die Qualitätsanalyse
stützt
sich dabei nicht auf bisher vornehmlich verwendete globale Bildeigenschaften wie
z. B. Signal-zu-Rauschverhältnis oder
Kontrast-zu-Rausch Verhältnis,
sondern arbeitet auf der Detailebene der Bilddaten.
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Dadurch
korrespondieren die Ergebnisse der automatischen Analyse mit den
Ergebnissen der subjektiven Evaluation durch erfahrene Ärzte oder andere
Anwender. Mit dieser technischen Methode ist es möglich, Bildqualität, wie sie
von Nutzern und Ärzten
bislang subjektiv empfunden und beurteilt wird, nunmehr objektiv
zu messen und das Ergebnis zur Bildqualitätskontrolle oder zur Gewährleistung
einer vordefinierten Bildqualität
zunutzen.
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Zusätzlich erlaubt
die Analyse der Herzwandkanten eine Beurteilung der Bewegung des
Herzens, da die Herzwandkanten verfolgt werden. D. h. es existiert
darüber
eine technische Methode, mit der Bilddaten dem Herzzyklus oder Phasen starker
Herzbewegung zugeordnet werden können. Im
Umkehrschluss erlaubt die Methode deshalb auch die Synchronisation
der Bildgebung mit dem Herzzyklus.