DE102009011382A1

DE102009011382A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Quantifizierung der Bildgüte und zur bewegungssynchronen Erfassung einer tomografischen Schnittaufnahme eines Objektes

Info

Publication number: DE102009011382A1
Application number: DE102009011382A
Authority: DE
Inventors: Fabian Dipl.-Inf. Hezel; Thoralf Prof. Niendorf
Original assignee: Rheinisch Westlische Technische Hochschuke RWTH
Current assignee: Max Delbrueck Centrum fuer Molekulare in der Helmholtz Gemeinschaft
Priority date: 2009-03-05
Filing date: 2009-03-05
Publication date: 2010-09-09
Also published as: US8842897B2; WO2010099973A1; US20120045104A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Quantifizierung der Bildgüte wenigstens einer tomographischen Aufnahme eines Objektes, bei dem wenigstens ein tomographisches Schnittbild mit einem Schnittbild-gebenden Verfahren, insbesondere einem Magnetresonanz-Tomographie-Verfahren, aufgenommen wird, bei dem als Maß für die Bildgüte in einem Schnittbild ein Bilddetail vermessen wird, insbesondere die Breite bestimmt wird, 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. Die Erfindung betrifft weiterhin 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 nach einem der vorherigen Ansprüche, bei dem für mehrere Schnittbilder derselben Schicht, 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 das Herz, ermittelt wird. ...

Description

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.
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.
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.
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.
Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe und Lösung wird beispielhaft und nicht beschränkend anhand der Technik der Magnetresonanztomografie (MRT) erläutert.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
Hierbei können ggfs. Mittelungen der jeweils erhaltenen Ergebnisse über die Zeit und/oder oder die verschiedenen Schichten durchgeführt werden.
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.
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.
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.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den Figuren dargestellt. Es zeigen:
1: Ein schematisches Ablaufdiagramm der Durchführung des Verfahrens
2: Die Verdeutlichung des Verfahrens anhand von Schnittbilddarstellungen
3: Eine Darstellung des Intensitätsverlaufs beim Übergang vom linken Ventrikel zum Myokardgewebe für verschiedene Akquisitionstechniken
4: Eine Darstellung der ermittelten Grenzbreiten in Abhängigkeit der zeitlichen Herzphase und in Gegenüberstellung der Bewegung der Koronararterie
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.
Die einzelnen Schritte des Verfahrens sind dabei in den 1 und 2 mit gleichen fortlaufenden Nummern 1 bis 7 gekennzeichnet.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
Für jedes der endokardialen Profile werden die Minima und Maxima der Intensitätswerte ermittelt, welchen zum einen die Intensität SI_Blut(α) in der Herzkammer und zum anderen SI_myo(α) im Myokardgewebe repräsentieren. α ist hierbei der Winkel der betrachteten Geraden, bzw. des Profil in polaren Koordinaten bezogen auf den festgelegten Ursprung.
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.
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.
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.
Verdeutlicht ist in der 3, dass mit der Akquisitionstechnik a eine Breite B_a in Einheiten der Pixel, d. h. der Bildauflösung, in der Grenzzone erzielt wird, mit der (schnelleren) Akquisitionstechnik d hingegen eine deutlich größere Breite B_d. 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.
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.
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.
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.
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.
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
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.
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.
Über die Bewegungsanalyse ist somit eine nicht-invasive Überwachung des Herzzustandes während der Bildakquisition möglich.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.

Claims

Verfahren zur Quantifizierung der Bildgüte wenigstens einer tomographischen Aufnahme eines Objektes, bei dem wenigstens ein tomographisches Schnittbild mit einem Schnittbild-gebenden Verfahren, insbesondere einem Magnetresonanz-Tomographie-Verfahren aufgenommen wird, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß für die Bildgüte in einem Schnittbild ein Bilddetail vermessen wird, insbesondere die Breite bestimmt wird, 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.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass eine Vielzahl tomographischer Schnittbilder in mehreren Schichten und pro Schicht in Abhängigkeit der Zeit aufgenommen werden und die Bestimmung der Breite für jedes der Schichtbilder erfolgt, insbesondere an mehreren Stellen einer Grenze.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Maß für die Breite bestimmt wird in Einheiten einer gegebenen physikalischen oder rechnerischen Schnittbildauflösung, wobei die Bildgüte in Abhängigkeit des ermittelten Maßes in wenigstens zwei Güteklassen eingestuft wird.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Maß für die Breite bestimmt wird als Quotient des Gradienten der Intensität im Bereich der Grenze zwischen den Arealen.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in Abhängigkeit einer ermittelten Bildgüte/Breite ein Warnsignal gegeben wird, insbesondere zur Information eines Nutzers über eine nicht ausreichende Bildgüte.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in Abhängigkeit einer ermittelten Bildgüte/Breite die Bildakquisition beeinflussende Eingangsparameter einer Schnittbilderfassungsvorrichtung geändert werden.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Schnelligkeit der Bildakquisition erhöht wird bis zum Erreichen einer vorgegebenen/vorgebbaren Grenze einer Bildgüte/Breite.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, 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, insbesondere wobei 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 zugeordnet werden.
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass in einem Schichtbild ein geeigneter/gewünschter Bildbereich mit zwei aneinander angrenzenden Arealen automatisch mittels einer Mustererkennung lokalisiert wird.
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass ausgehend von einem Ausgangs-Ort in einem der beiden Areale der Verlauf der Signalintensität in einer Richtung auf das andere Areal zu erfasst wird 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.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung der Breite der Grenze zwischen den Arealen entweder ermittelt wird, über wie viele Schritte einer vorgegebenen/vorgebaren rechnerischen oder physikalischen Schnittbildauflösung die Intensitätsmesswerte betrachtet in einer Richtung von einem zum anderen Areal über die Grenze hinweg innerhalb des mittleren Intervalls liegen oder ermittelt wird wie groß der Gradient oder Quotient des Gradienten der Intensität in dem mittleren Intervall ist, insbesondere an den örtlichen Stellen, welche Intensitäten aufweisen, die in dem mittleren Intervall liegen
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Bestimmung der Breite für ein Schnittbild, insbesondere jedes Schnittbild, erfolgt in mehreren insbesondere winkeläquidistant beabstandeten radialen Richtungen bezogen auf einen Ursprung, der in eines der beiden Areal gelegt wird.
Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Ursprung in ein Areal gelegt wird, welches von dem anderen Areal vollständig umgeben ist, insbesondere bei einem Schnittbild eines Herzens in die Herzkammer gelegt wird, die von dem Herzmuskel umgeben ist. (gelegt wird der Ursprung an die Position von Messwerten welche die Herzkammer repräsentieren, z. B. gemäß vorherigen Mustererkennung)
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Intensitätsmesswerte eines Schnittbildes die in Abhängigkeit von kartesischen Koordinaten gegeben sind zur Bestimmung der Breite einer Grenze 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.
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 nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass für mehrere Schnittbilder derselben Schicht, 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 das Herz, ermittelt wird.)
Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Zeitpunkt ermittelt wird als diejenige Zeit, insbesondere einer periodischen Bewegungsphase eines bewegten Organs, bei welcher der Betrag des ermittelten Maßes, insbesondere der Betrag der Breite und/oder der Betrag des zeitlichen Gradienten der Breite, einen vorgegebenen Grenzwert über- oder unterschreitet oder einen Extremwert (Minimum/Maximum) annimmt.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es durchgeführt wird mittels einer auf einer Datenverarbeitungsanlage implementierten Software, an welche als Eingangsgröße zumindest die Bilddaten eines Schnittbildes übertragen werden.
Schnittbilderfassungsvorrichtung, dadurch gekennzeichnet, dass sie eingerichtet ist, ein Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche durchzuführen.