DE102014208650A1

DE102014208650A1 - Verfahren zur Ermittlung eines Synchronisationssignals für eine Bildgebungsvorrichtung

Info

Publication number: DE102014208650A1
Application number: DE102014208650.7A
Authority: DE
Inventors: Jürgen Rössler; Jörg Wehrl
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2014-05-08
Filing date: 2014-05-08
Publication date: 2015-11-12

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung eines Synchronisationssignals für eine Bildgebungsvorrichtung (23), wobei mit einer an einem Mutterleib (7) angeordneten ersten Sensoreinheit (3) der Herzrhythmus eines Fötus (9) mittels vom fetalen Herzen (15) ausgesandten Schallwellen als ein Rohsignal S1 erfasst wird, wobei von dem Rohsignal S1 ein berechnetes und/oder ein gemessenes Störsignal Sstör abgezogen wird, und wobei durch die Differenzbildung des Rohsignals S1 und des Störsignals Sstör ein der R-Zacke eines EKG des fetalen Herzens entsprechendes Synchronisationssignal Skorr_Fötus(t) ermittelt wird. Des Weiteren betrifft die Erfindung Verfahren zur Bildgebung eines fetalen Herzens mittels einer Bildgebungsvorrichtung (23), bei welchem ein entsprechend ermitteltes Synchronisationssignal Skorr_Fötus(t) zur Synchronisation der Bildgebungsvorrichtung (23) mit einem fetalen Herzzyklus verwendet wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung eines Synchronisationssignals für eine Bildgebungsvorrichtung. Des Weiteren betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Bildgebung eines fetalen Herzens mittels einer Bildgebungsvorrichtung.
Bildgebende Verfahren in der Medizin, wie die Magnetresonanztomographie (MRT) und die Computertomographie (CT), ermöglichen die Ermittlung hochauflösender Schnittbilder aller Körperregionen und Organe des Menschen. Sie werden insbesondere in der Herzbildgebung eingesetzt, um so mögliche Herzfehlbildungen, Aneurysmen der Herzkammern, Klappenfehler und Gefäßerkrankungen exakt zu quantifizieren.
Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist ein bildgebendes Verfahren, bei dem durch Anlegen eines Magnetfeldes von variierender Stärke hochauflösende Schnittbilder aller Körperregionen des Menschen in beliebiger Richtung erzeugt werden können. Für diese Untersuchung wird ein Patient auf einer Patientenliege in das MR-Gerät gefahren und unter Verwendung von elektromagnetischen Impulsen untersucht. Bei der Computertomographie (CT) werden Schichten des Körpers bzw. eines Körperabschnittes mittels Röntgenstrahlung abgebildet. Im Gegensatz zu herkömmlichen Röntgenaufnahmen wird der Körper bei der Computertomographie kontinuierlich von einem Röntgenstrahl durchstrahlt, dessen Quelle sich dabei um den Patienten bewegt.
Unabhängig vom eingesetzten Bildgebungsverfahren ist zur Realisierung einer diagnostisch verwertbaren Bildqualität bei der Aufnahme bewegter Organe bzw. Körperteile die Synchronisierung der Bildaufnahme mit eben dieser Bewegung erforderlich. Für den Bereich der Herz-Magnetresonanztomographie bedeutet dies insbesondere auch die Ausschaltung unerwünschter Einflüsse durch die Herzbewegung und den Blutfluss. Deshalb sollten die MRT-Aufnahmen mit der Herzbewegung synchronisiert werden. Die jeweiligen Bildaufnahmen werden hierbei auf einen bestimmten Zeitpunkt im Herzzyklus eines Patienten synchronisiert, um die Vergleichbarkeit der einzelnen aufgenommenen Bilder sicherstellen und die Teilaufnahmen des Herzens in der je gleichen Phase später zu einem Bild kombinieren zu können.
Im klinischen Umfeld wird für diese Synchronisierung der Bildaufnahme mit der Herzbewegung konventionell mehrheitlich die Ableitung von EKG-Signalen genutzt. Ein EKG (Elektrokardiogramm) entsteht durch die elektrische Erregung der Herzmuskelfasern und geht der Kontraktion des Herzens voraus. Diese Spannung kann mittels elektrischer Kontakte an der Hautoberfläche abgeleitet werden. Die größte elektrische Aktivität ist während des sogenannten QRS-Komplexes im EKG messbar. Zur Synchronisierung der Herzbewegung und der Bildaufnahme werden im Rahmen der MRT-Bildgebung üblicherweise Amplitudenschwellwerte bzw. Anstiegsflanken der R-Zacken des QRS-Komplexes genutzt, da diese den Beginn der elektrophysiologischen Herzaktivität definieren.
Um die zur Herzbildgebung benötigten Teilaufnahmen des Herzens in der je gleichen Phase aufnehmen zu können, sollten die Bildaufnahmen stets zum gleichen Zeitpunkt innerhalb des Herzzyklus gestartet werden. Dies erreicht man in der Praxis durch eine Triggerung, durch die die einzelnen Bildaufnahmen mit der zyklischen Herzbewegung synchronisiert werden. Eine für die Magnetresonanztomographie wichtige Phase in der zyklischen Herzbewegung ist die Mitte der diastolischen Herzphase, also der Entspannungs- und Füllungsphase. Dort ist die Herzbewegung für einen längeren Zeitraum minimal und eine bewegungsfreie Bildgebung des nahezu „ruhenden“ Herzens gut möglich.
Das Triggersignal wird üblicherweise aus der R-Zacke des QRS-Komplexes eines EKG ermittelt. Die Bildaufnahme, beispielsweise in der diastolischen Herzphase, erfolgt dann mit einem definierten Verzögerungsintervall Δt auf das entsprechende Triggersignal. Durch die Wahl einer geeigneten Triggerverzögerung, also eines geeigneten Verzögerungsintervalls Δt, können so Bilder jeder Phase des Herzzyklus reproduzierbar aufgenommen werden. Insbesondere bei längeren Aufnahmezeiten können so Herzaufnahmen oder auch Aufnahmen von Bereichen, die durch den Herzschlag bewegt werden, mit hoher Qualität erstellt werden.
Zur Aufnahme eines Elektrokardiogramms werden einem zu untersuchenden Patienten in der Höhe seines Herzens zumindest zwei, üblicherweise jedoch vier, Elektroden auf den Brustkorb geklebt und der Herzrhythmus über aufeinanderfolgende Herzzyklen des Patienten verfolgt. Die neben der Masseelektrode geklebten Elektroden liefern mögliche Ableitungen, von denen eine zur weiteren Nutzung ausgewählt werden kann. Aus der gewählten Ableitung werden dann die R-Zacke eines Herzzyklus und hieraus ein Triggersignal zur Synchronisation mit einer entsprechenden Bildgebungsvorrichtung, wie zum Beispiel einer MR- und/oder einer CT-Vorrichtung, ermittelt.
Das Ableiten eines Elektrokardiogramms mit elektrischen Kontakten an der Hautoberfläche ist allerdings nur bei einem Patienten selbst, nicht jedoch bei einem Fötus im Mutterleib durchführbar. Die Ermittlung einer R-Zacke im EKG eines Fötus und daraus resultierend die synchronisierte Herzbildgebung an einem Fötus sind entsprechend nicht möglich.
Stattdessen werden zur Untersuchung eines Fötus üblicherweise Ultraschalluntersuchungen durchgeführt. Mittels Ultraschalluntersuchungen lassen sich bereits in der Frühschwangerschaft wichtige Details über die Entwicklung des ungeborenen Kindes erkennen. So lässt sich bereits ab der 7. Schwangerschaftswoche (SSW) die Herzaktivität des Embryos darstellen. Im Verlauf der Schwangerschaft wird die zeitgerechte Entwicklung des Fötus mittels weiterer Ultraschalluntersuchungen kontrolliert. Hierbei können neben der Größe und dem Gewicht insbesondere die Organe untersucht werden. So ist beispielsweise durch eine sonographische Untersuchung der Nackentransparenz in Kombination mit einer entsprechenden Blutuntersuchung der umgangssprachlich als Down-Syndrom bekannte Gendefekt Trisomie 21 verhältnismäßig sicher bestimmbar. Bei einem begründeten Verdacht auf Trisomie 21 kann eine genauere Untersuchung des Herzens notwendig werden, da 40 % bis 60 % aller Kinder mit Trisomie 21 einen angeborenen Herzfehler haben. Daher ist eine Herzuntersuchung am Fötus ein hilfreicher Indikator für Trisomie 21, sofern dies technisch umsetzbar ist.
Der Ultraschalldiagnostik sind jedoch an dieser Stelle von vornherein Grenzen gesetzt. Selbst bei guter Gerätequalität, größter Sorgfalt und Erfahrung des untersuchenden Arztes können Fehlbildungen unentdeckt bleiben, insbesondere dann, wenn die Untersuchungsbedingungen beispielsweise durch die Lage des Kindes oder starkes Übergewicht der Schwangeren erschwert sind. Manche Ergebnisse können zudem nur in einem bestimmten Zeitraum erzielt werden. So liefern zum Beispiel Ultraschalluntersuchungen der Organe des Fötus nur zwischen der 18. und 22. SSW verwertbare Ergebnisse. Zu einem späteren Zeitpunkt lassen sich auch mögliche Herzfehler nicht mehr sicher feststellen.
Entsprechend werden trotz der Problematik der synchronisierten Herzbildgebung an einem Fötus im Mutterleib in den letzten Jahren bei unklaren Befunden als ergänzende Methoden auch bei Schwangeren immer häufiger Bildgebungsverfahren wie die Magnetresonanztomographie, und in speziellen Fällen auch die Computertomographie, eingesetzt. Der Vorteil der Magnetresonanztomographie gegenüber der Sonographie ist insbesondere das größere Untersuchungsblickfeld. Hierdurch können Organsysteme des Kindes auch in der fortgeschrittenen Schwangerschaft und unabhängig von der Lage des Kindes zusammenhängend dargestellt werden. In Ermangelung der Möglichkeit einer Ableitung eines EKG muss jedoch bei der Herzbildgebung an einem Fötus auf alternative Methoden zur Detektion der Herzgeräusche zurückgegriffen werden.
Aus der US 4,546,777 A ist ein Verfahren und eine entsprechende Vorrichtung zur Erkennung von Herzgeräuschen eines Patienten und zur anschließenden Generierung von Synchronisationssignalen, die mit einem ersten Herzgeräusch und einem zweiten Herzgeräusch eines Herzzyklus übereinstimmen, bekannt. Hierbei werden die Herzgeräusche mittels eines an dem Patienten angeordneten Schallaufnehmers gemessen. Innerhalb eines Herzzyklus werden die beiden unterschiedlichen Herzgeräusche detektiert, die der diastolischen und der systolischen Herzbewegung zugeordnet werden. Aus diesen Herzgeräuschen, deren Beziehung zur R-Zacke bekannt ist, werden entsprechende Synchronisationssignale für ein durchzuführendes Bildgebungsverfahren hergeleitet.
Aus der DE 10 2006 061 784 A1 ist ein Verfahren zum Betrieb eines Magnet-Resonanz-Untersuchungsgerätes bei der Untersuchung eines Körpers bekannt. Hierbei wird Schall, insbesondere Körperschall aus oder von dem Körper mittels eines Schallaufnehmers erfasst und als Luftschall über einen Schallwellenleiter zu einem Schallsensor, insbesondere einem Mikrophon, geführt. Der Schallsensor bildet ein zum Luftschall korrespondierendes elektrisches Signal, in dessen Abhängigkeit die Auslösung bzw. die Triggerung der Messwerterfassung des Magnet-Resonanz-Untersuchungsgerätes erfolgt.
Die DE 10 2004 045 495 A1 offenbart ein Verfahren zur Erzeugung von Abbildungen eines Organs des menschlichen oder tierischen Körpers, insbesondere zur Bildgebung eines schlagenden Herzens, bei dem mittels einer bildgebenden Messeinrichtung Bilddaten akquiriert werden. Mittels eines außerhalb des Körpers befindlichen Sensors wird ein Signal registriert, welches eine Bewegung des abzubildenden Organs repräsentiert. Die die Bilddaten-Akquisition wird dann mit diesem Signal verknüpft. Als Sensor wird ein faseroptischer Sensor eingesetzt.
Der Erfindung liegt es als eine erste Aufgabe zugrunde, ein Verfahren anzugeben, welches die Ermittlung eines Synchronisationssignals ermöglicht und so eine verlässliche Bildgebung insbesondere eines fötalen Herzens erlaubt.
Als eine zweite Aufgabe liegt der Erfindung zugrunde, ein entsprechend ermitteltes Synchronisationssignal in einem Verfahren zur Bildgebung eines fötalen Herzens einzusetzen.
Die erste Aufgabe der Erfindung wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur Ermittlung eines Synchronisationssignals für eine Bildgebungsvorrichtung, wobei mit einer an einem Mutterleib angeordneten ersten Sensoreinheit der Herzrhythmus eines Fötus mittels vom fetalen Herzen ausgesandten Schallwellen als ein Rohsignal S₁ erfasst wird, wobei von dem Rohsignal S₁ ein berechnetes und/oder ein gemessenes Störsignal S_stör abgezogen wird, und wobei durch die Differenzbildung des Rohsignals S₁ und des Störsignals S_stör ein der R-Zacke eines EKG des fetalen Herzens entsprechendes Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) ermittelt wird.
In einem ersten Schritt geht die Erfindung von der Tatsache aus, dass es dank moderner Medizin grundsätzlich möglich ist, bei frühzeitiger Erkennung von Fehlfunktionen fetaler Organe und insbesondere des fetalen Herzen, diagnostische Rückschlüsse zu ziehen und beispielsweise Trisomie 21 frühzeitig zu erkennen. Zum Beispiel können bei Kenntnis einer vorliegenden Fehlfunktion bereits vor der Geburt notwendige Maßnahmen getroffen werden, um den Säugling nach der Geburt entsprechend versorgen zu können.
In einem zweiten Schritt berücksichtigt die Erfindung, dass allgemein zur Erkennung von Fehlfunktionen eine Bildaufnahme notwendig ist, die auf die Bewegung des zu untersuchenden Körperteils oder Organs synchronisiert wird. Ein hierzu gängigerweise abgleitetes EKG bzw. das entsprechende EKG-Signal unterliegt hierbei jedoch unerwünschten Störeinflüssen, welche beispielsweise durch Wechselwirkungen mit dem Hauptmagnetfeld der Bildgebungsvorrichtung oder durch magnetische Feldgradienten verursacht werden. In Folge dieser potentiellen Störeinflüsse ist das EKG-Signal in seiner Form deformiert, so dass die Detektion der R-Zacke als Triggersignal und eine entsprechend zuverlässige Synchronisation nicht gewährleistet werden können.
Bei einem Fötus ist diese Problematik noch ausgeprägter, da die direkte Ableitung eines EKG am Fötus nicht möglich ist. Stattdessen muss zur Detektion des Herzrhythmus eines Fötus ein EKG am Mutterleib aufgenommen werden. Der fetale Herzschlag wird somit nicht nur von bekannten Störsignalen, die beispielsweise durch die eingesetzte Bildgebungsvorrichtung oder patientenspezifische Artefakte hervorgerufen werden, sondern zusätzlich auch vom Herzschlag der Mutter überlagert. Eine verlässliche Ermittlung des fetalen Herzrhythmus und damit die Ermittlung eines zur Bildgebung benötigten Synchronisationssignals sind entsprechend deutlich erschwert, so dass eine vorgeburtliche Erkennung möglicher Fehlfunktionen fetaler Organe im ungünstigsten Fall gar nicht möglich ist.
Unter Berücksichtigung der vorgenannten Problematik gelangt die Erfindung in einem dritten Schritt schließlich zu der Erkenntnis, dass durch die Ermittlung eines der R-Zacke entsprechenden Synchronisationssignals die synchronisierte Herzbildgebung auch an einem Fötus möglich ist. Hierzu wird das Herzschallsignal des Fötus unter Berücksichtigung auftretender Störsignale korrigiert. Der fetale Herzrhythmus wird hierbei mittels vom fetalen Herzen ausgesandten Schallwellen als ein Rohsignal S₁ durch eine erste Sensoreinheit erfasst. Um die das Rohsignal S₁ überlagernden und verfälschenden Artefakte zu berücksichtigen, wird ein Störsignal S_stör von dem Rohsignal abgezogen und so ein der R-Zacke eines EKG des fetalen Herzens analoges Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) ermittelt.
Das Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) kann dann analog der R-Zacke eines EKG des fetalen Herzens zur Ermittlung eines Triggersignals für die Synchronisierung mit dem fetalen Herzen herangezogen werden.
Für die Synchronisierung einer eingesetzten Bildgebungsvorrichtung, wie MRT und/oder CT, auf das Herz des Fötus, bedeutet dies, dass eine Bildaufnahme erst mit einem definierten Verzögerungsintervall Δt auf das entsprechende Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) erfolgt. So können Teilaufnahmen des fetalen Herzens in der je gleichen Phase aufgenommen und zur Auswertung und Beurteilung zu einem Bild kombiniert werden. Durch die Wahl einer geeigneten Triggerverzögerung, also eines geeigneten Verzögerungsintervalls Δt zwischen dem Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) und dem Beginn der Bildaufnahme, können so grundsätzlich Bilder jeder Phase des Herzzyklus reproduzierbar aufgenommen werden.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird als erste Sensoreinheit ein Schallsensor eingesetzt, der die vom fetalen Herzen ausgesandten Schallwellen registriert. Da gängige elektromagnetische Schallsensoren, z.B. elektromagnetische Mikrofone, durch das magnetische Feld der Bildgebungsvorrichtung beeinflusst werden, wird als erste Sensoreinheit vorzugsweise ein optischer Schallsensor eingesetzt, der die durch das Körpergewebe des Fötus und das Körpergewebe der Mutter in Form von Körperschall an die Hautoberfläche der Mutter übertragenen Schallwellen erfasst. Ein solcher optischer Schallsensor bzw. ein optisches Mikrofon tastet die Auslenkungen einer Schallmembran optisch ab.
Das Störsignal S_stör umfasst vorliegend grundsätzlich all jene Signale, die die vom fetalen Herzen ausgesandten Schallwellen überlagern und/oder verfälschen. Hierzu zählt neben bekannten Störfaktoren wie Hintergrundgeräuschen, durch die Bewegung des Patienten hervorgerufene Artefakte und Gradienteneinkopplungen im MRT insbesondere der Herzschlag der Mutter, deren Schall ebenso durch das Körpergewebe auf die erste Sensoreinheit übertragen und von dieser erfasst wird. Das Signal des fetalen Herzens wird somit vom Signal des mütterlichen Herzens im Sinne eines Störsignals überlagert und/oder verfälscht.
Mit anderen Worten beinhaltet das Rohsignal S₁ neben dem Signal des fetalen Herzens und der benannten anlagen- und/oder patientenspezifischen Störfaktoren auch den Herzschall des mütterlichen Herzens, der entsprechend als Teil des Störsignals S_stör bei der Ermittlung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) berücksichtigt werden muss.
In einer bevorzugten Ausgestaltung wird daher mit einer am Mutterleib angeordneten zweiten Sensoreinheit der Herzrhythmus der Mutter mittels vom mütterlichen Herzen ausgesandten Schallwellen als ein Rohsignal S₂ erfasst. Das Rohsignal S₂ wird zur Berechnung des Störsignals S_stör eingesetzt, so dass die vom mütterlichen Herzen ausgesandten Schallwellen bei der Ermittlung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) berücksichtigt werden. Das Rohsignal S₂ selbst enthält hierbei nur einen vernachlässigbar geringen Anteil des Herzschalls des Fötus.
Zweckmäßigerweise ist die erste Sensoreinheit am Bauch der Mutter nah am fetalen Herzen angeordnet, so dass ein möglichst hoher Schallpegel des fetalen Herzens mittels der ersten Sensoreinheit erfasst werden kann. Die zweite Sensoreinheit ist zweckmäßigerweise am Brustkorb der Mutter angeordnet, so dass sie als dominantes Signal die Schallwellen des Mutterherzens erfasst. Aufgrund der räumlichen Entfernung des fetalen Herzens zur zweiten Sensoreinheit werden von der zweiten Sensoreinheit im Wesentlichen nur die Schallwellen des mütterlichen Herzens erfasst. Auch als zweite Sensoreinheit wird hierbei vorzugsweise ein Schallsensor, und insbesondere ein optischer Schallsensor, eingesetzt.
Bevorzugt wird das Störsignal als S_stör = k·S₂(t – t₀) berechnet, wobei t₀ einen Laufzeitunterschied zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem zweiten Rohsignal S₂ berücksichtigt, und wobei k einen Kalibrationsfaktor angibt, so dass sich das Synchronisationssignal als S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – k·S₂(t – t₀) ergibt. Der Laufzeitunterschied t₀ zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem zweiten Rohsignal S₂ resultiert daraus, dass der Schall des Mutterherzens bis zum Erreichen der ersten Sensoreinheit, wo er als Störsignal wahrgenommen wird, eine endliche Zeit t₀ braucht. Diese Zeit wird im Synchronisationssignal durch die Subtraktion von t₀ berücksichtigt. Mittels des Kalibrationsfaktors k wird beispielsweise eine Dämpfung des Schalls des mütterlichen Herzens durch den Mutterleib berücksichtigt. Im Falle einer Dämpfung ist der Kalibrationsfaktor k < 1.
Zweckmäßigerweise werden die Werte für den Laufzeitunterschied t₀ und den Kalibrationsfaktor k aus einer Kreuzkorrelation des ersten Rohsignals S₁ und des zweiten Rohsignals S₂ ermittelt. Eine Kreuzkorrelation ist ein gängiges Verfahren, um aus der Ermittlung der Ähnlichkeit von zwei Signalen deren zeitliche Verschiebung zueinander zu bestimmen. Vorliegend kann so die Laufzeitverschiebung t₀, also die Zeit, die der Schall des mütterlichen Herzens bis zum Erreichen der ersten Sensoreinheit benötigt, berechnet werden und entsprechend im S_stör berücksichtigt werden.
Grundsätzlich sind selbstverständlich auch andere Methoden zur Ermittlung der Werte für den Laufzeitunterschied t₀ und den Kalibrationsfaktor k möglich. Die Werte können empirisch ermittelt worden sein oder auf Erfahrungswerten beruhen, und insofern aus gespeicherten Wertetabellen abgerufen werden.
Von Vorteil ist es weiter, wenn zusätzlich eine Anzahl physiologischer Ausgangssignale der Mutter zur Berechnung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) herangezogen wird. So können weitere Störeinflüsse der Mutter, die den Schall verfälschen und so die Ermittlung des gewünschten Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) erschweren, verringert bzw. entfernt werden. Zur Berechnung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) wird entsprechend bevorzugt der Ausdruck k·S₂(t – t₀) durch eine Funktion ersetzt, die von dem Rohsignal S₂ und zumindest einem weiteren physiologischen Ausgangssignal der Mutter abhängig ist. Die Berechnung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) erfolgt dann zweckmäßigerweise gemäß S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – f(S₂(t), physiologische Ausgangssignale_Mutter).
Zweckmäßig ist es, wenn als physiologische Ausgangssignale das Pulssignal der Mutter und/oder ein EKG-Signal der Mutter und/oder ein Atemsignal der Mutter gewählt werden. Die Berechnung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) erfolgt dann vorzugsweise gemäß S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – f(S₂(t), Pulssignal_Mutter, EKG_Mutter, Atemsignal_Mutter). Das Pulssignal kann beispielsweise am Finger der Mutter mittels eines (optischen) Sensors abgegriffen werden. Das EKG-Signal der Mutter wird über das Ableiten eines klassischen EKG bestimmt. Im Grenzübergang kann in erster Näherung auch nur ein physiologisches Ausgangssignal eingesetzt werden. Weiterhin ist es selbstverständlich auch möglich, zusätzliche oder alternative physiologische Ausgangssignale der Mutter bei der Ermittlung des Störsignals S_stör und somit des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) einzusetzen.
Neben diesen Störeinflüssen bzw. unerwünschten Artefakten durch den Herzschall und/oder durch weitere physiologische Ausgangssignale der Mutter wird der Schall ebenfalls durch anlagenspezifische Geräusche gestört.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird mit einer dritten Sensoreinheit zusätzlich der Störschall der Bildgebungsvorrichtung als Signal S₃ erfasst, welches zur Berechnung des Störsignals S_stör eingesetzt wird. Der Störschall wird dann geeignet von Herzschall des Fötus, also vom mittels der ersten Sensoreinheit aufgenommenen Rohsignal S₁ abgezogen. Die dritte Sensoreinheit ist hierbei vorzugsweise so angebracht, dass sie möglichst wenig vom Herzschall der Mutter und des Fötus aufnimmt, sondern im Wesentlichen nur die durch die Bildgebungsvorrichtung entstehenden akustischen Störungen.
Vorzugsweise wird das Störsignal als S_stör = k·S₂(t – t₀) + z·S₃(t – t₁) berechnet, wobei t₁ einen Laufzeitunterschied zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem Signal S₃ berücksichtigt, und wobei z einen Kalibrationsfaktor angibt, so dass sich das Synchronisationssignal als S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – (k·S₂(t – t₀) + z·S₃(t – t₁)) ergibt.
Der Laufzeitunterschied t₁ zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem Signal S₃ berücksichtigt die Zeit, die der Störschall der Bildgebungsvorrichtung bis zum Erreichen der ersten Sensoreinheit benötigt. Der Kalibrationsfaktor z berücksichtigt eine unterschiedliche Einkopplung bzw. Pegelstärke des Störschalls an der ersten Sensoreinheit. Zweckmäßigerweise werden auch hier die Werte für den Laufzeitunterschied t₁ und den Kalibrationsfaktor z aus einer Kreuzkorrelation von (S₁(t) – k·S₂(t – t₀)) und S₃(t) ermittelt.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird der Störschall der MRT- oder CT-Bildgebungsvorrichtung mittels der jeweiligen Ansteuerung der Bildgebungsvorrichtung bestimmt. Hierzu können bekannte Methoden zur Interferenzunterdrückung der Gradienteneinkopplung in das elektrische EKG-Signal genutzt werden, die auf die akustische Interferenz angewendet werden.
Zur Interferenzunterdrückung der Gradienteneinkopplung in das elektrische EKG-Signal ist es zum Beispiel üblich, die Impulsantwort der EKG-Sensoren auf einzelne Testpulse der Gradientenspulen zu messen. Im Frequenzraum ist das EKG-Signal für diese Testpulse ein Produkt aus der spektralen Antwortfunktion und der Spektralfunktion der Gradientenspule. Unter der Annahme einer linearen Überlagerung der jeweiligen durch die einzelnen Gradientenspulen erzeugten Störsignale kann durch eine Rücktransformation des durch die jeweilige Spektralfunktion dividierten EKG-Signals vom Frequenzraum in den Zeitraum die entsprechende Impulsantwort ermittelt werden.
Bevorzugt wird zusätzlich ein die Störgeräusche von Gradientenspulen der Bildgebungsvorrichtung berücksichtigendes Störsignal S_{stör_grad} erfasst, welches zur Berechnung des Störsignals S_stör eingesetzt wird. Das Störsignal wird vorzugsweise als S_stör = k·S₂(t – t₀) + S_{stör_grad} berechnet. Das Störsignal S_{stör_grad} gibt also insbesondere einen veränderlichen Anteil des durch die Gradientenspulen hervorgerufenen Schallhintergrunds im Rohsignal S₁ in einem MRT während einer Magnetresonanzmessung an.
Die Bestimmung des den Störschall der Gradientenspulen der Bildgebungsvorrichtung berücksichtigenden Störsignals S_{stör_grad} kann beispielsweise durch eine Schätzung erfolgen, gemessen oder adaptiv bestimmt werden. Vorzugsweise wird die Interferenz im Herzschallsignal anhand der Gradientenansteuerung während der MRT-Bildgebung geschätzt und das resultierende Störsignal S_{stör_grad} von dem Herzschallsignal der ersten Sensoreinheit abgezogen. Hierdurch wird die Schallinterferenz im Herzschallsignal deutlich reduziert und die Ermittlung des der R-Zacke im EKG entsprechenden Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) bedeutend erleichtert.
Zweckmäßigerweise werden die Störgeräusche der Gradientenspulen als S_{stör_grad} = (h_Ix_U(t)·Ix(t) + h_Iy_U(t)·Iy(t) + h_I_z_U(t)·I_z(t)) berechnet, wobei I_j(t)(j = x, y, z) jeweils den durch die Gradientenspule fließenden Strom bezeichnet, und wobei h_I_j(j = x, y, z)_U(t) jeweils die Impulsantwort der durchflossenen Gradientenspulen berücksichtigt.
Mit anderen Worten bezeichnet I_j(t)(j = x, y, z) die jeweils in die Gradientenspulen eingeprägten Ströme und h_I_j(j = x, y, z)_U(t) berücksichtigt die Impulsantworten, die die Einkopplungschakteristik der jeweiligen Gradientenspulen, beispielsweise durch den hervorgerufenen Lärm, in das akustische Signal des virtuellen Herzschallaufnehmers (S₁(t) – k·S₂(t – t₀)) darstellen. Das Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) errechnet sich dann gemäß S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – (k·S₂(t – t₀) + (h_Ix_U(t)·Ix(t) + h_Iy_U(t)·Iy(t) + h_I_z_U(t)·I_z(t)).
Die Impulsantworten h_I_j(j = x, y, z)_U(t) werden hierbei vorzugsweise durch definierte Testpulse vor der eigentlichen Durchführung einer MRT-Messung aus der Kreuzkorrelation des jeweiligen Testpulses und des durch diesen im Sensor S₁ gemessenen Signals bestimmt. Hierbei wird vorzugsweise jeweils nur eine Gradientenspule j angesteuert und deren Impulsantwort h_I_j entsprechend bestimmt.
Das bei der Bestimmung der Impulsantwort störende akustische Signal des fetalen und des mütterlichen Herzens wird vorzugsweise unterdrückt. Hierzu wird ein jeweiliger Testpuls zweckmäßigerweise mehrfach angewendet und die jeweils aufgenommenen akustischen Signale über die Anzahl der gemittelten Testpulse gemittelt.
Weiterhin ist es von Vorteil, wenn k·S₂(t – t₀) durch f(S₂(t), physiologische Ausgangssignale_Mutter) ersetzt wird, so dass die Berechnung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) dann gemäß S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – (f(S₂(t), physiologische Ausgangssignale_Mutter) + S_{stör_grad}) erfolgt.
Die zweite Aufgabe der Erfindung wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur Bildgebung eines fetalen Herzens mittels einer Bildgebungsvorrichtung, wobei ein gemäß einer der vorbeschriebenen Ausgestaltungen ermitteltes Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) zur Synchronisation der Bildgebungsvorrichtung mit einem fetalen Herzzyklus verwendet wird.
Aus dem Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t), welches durch die Differenzbildung eines dem Herzrhythmus eines Fötus zuzuordnenden Rohsignals S₁ und eines Störsignals S_stör ermittelt wird, können Triggersignale abgeleitet werden, um das Herz des Fötus immer zu einem fest vorgegebenen Zeitpunkt im Herzzyklus, während der jeweils gleichen Phase eines fötalen Herzens aufzunehmen, wobei insbesondere Bildaufnahmen des fetalen Herzens in dessen Ruhephase wünschenswert sind.
Die Bildgebungsvorrichtung ist bevorzugt ein Magnetresonanztomograph und/oder ein Computertomograph. Beide Vorrichtungen bzw. die entsprechenden Verfahren erlauben eine Ermittlung hochauflösender Schnittbilder aller Körperregionen und Organe des Menschen und ermöglichen so beispielsweise die exakte Quantifizierung von Organfehlbildungen ebenso wie die Feststellung von Tumoren im Fall einer Krebserkrankung. Insbesondere eignen Sie sich zum Einsatz bei der Herzbildgebung sowohl von Erwachsenen, Kindern als auch bei Föten im Mutterleib.
Die für das Verfahren zur Ermittlung eines Synchronisationssignals benannten Vorteile, sowie dessen vorteilhafte Weiterbildungen können sinngemäß auf das Verfahren zur Bildgebung und dessen Weiterbildungen übertragen werden.
Im Folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Dabei zeigen
1 eine Abbildung der Anordnung von zur Ermittlung eines Synchronisationssignals eingesetzten Sensoreinheiten am Mutterleib, sowie
2 den schematischen Verfahrensablauf zur Ermittlung eines Synchronisationssignals für die Bildgebung eines fetalen Herzens mittels einer Bildgebungsvorrichtung.
Einander entsprechende Komponenten sind in den Figuren jeweils mit gleichen Bezugszeichen versehen.
1 zeigt eine , wobei eine erste Sensoreinheit 3 und eine zweite Sensoreinheit 5 an einem Mutterleib 7 angeordnet sind. Als Sensoreinheiten 3, 5 sind optische Schallsensoren eingesetzt, die durch Körpergewebe übertragene Schallwellen erfassen.
Mittels der Sensoreinheiten 3, 5 lässt sich ein Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) ermitteln, das analog der R-Zacke in einem klassisch abgeleiteten Elektrokardiogramm verwendet werden und im Rahmen einer Bildaufnahme als Triggersignal für die Synchronisierung mit dem fetalen Herzen im Rahmen einer Bildaufnahme, beispielsweise mittels Magnetresonanztomographie oder Computertomographie, dient.
Das Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) ist grundsätzlich ein um den Betrag S_stör korrigiertes Rohsignal S₁, welches zur Herzbildgebung an einem Fötus 9 im Mutterleib 7 genutzt werden kann. Das Störsignal S_stör kann hierbei verschiedene Störfaktoren und Störeinflüsse beinhalten. Vorliegend sind dies insbesondere die durch das mütterliche Herz 11 hervorgerufenen Störungen, also der Störschall des mütterlichen Herzens 11.
Das Rohsignal S₁ wird mittels der ersten Sensoreinheit 3 erfasst, welche hierzu am Bauch 13 der Mutter 14 nah am fetalen Herzen 15 angeordnet ist. Die erste Sensoreinheit 3 kann so einen möglichst hohen Schallpegel des fetalen Herzens 15 erfassen. Die erste Sensoreinheit 3 erfasst hierbei durch das Körpergewebe des Fötus 9 und das Körpergewebe der Mutter 14 in Form von Körperschall an die Hautoberfläche der Mutter 14 übertragene Schallwellen. Mittels dieser Schallwellen wird der Herzrhythmus des Fötus 9 als Rohsignal S₁ erfasst.
Neben dem Signal des fetalen Herzens beinhaltet das Rohsignal S₁ immer auch den Herzschall des mütterlichen Herzens 11, der entsprechend als Teil des Störsignals S_stör bei der Ermittlung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) berücksichtigt werden muss. Um den Herzschall des mütterlichen Herzens 11 zu bestimmen und so das Störsignal S_stör ermitteln zu können, ist die zweite Sensoreinheit 5, die den Herzrhythmus der Mutter 14 mittels vom mütterlichen Herzen 11 ausgesandten Schallwellen als ein Rohsignal S₂ erfasst, am Brustkorb 19 der Mutter 14 angeordnet.
Das Rohsignal S₂ wird zur Berechnung des Störsignals S_stör herangezogen, wobei sich für das Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – k·S₂(t – t₀) ergibt. Durch den Laufzeitunterschied t₀ zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem zweiten Rohsignal S₂ wird die Zeit berücksichtigt, die der Schall des Mutterherzes 11 bis zum Erreichen der ersten Sensoreinheit 3 benötigt. Der Kalibrationsfaktor k berücksichtigt die Dämpfung des Schalls des mütterlichen Herzens 11 durch den Mutterleib 7.
Aus dem Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) lässt sich dann ein Triggersignal ableiten, so dass im Rahmen einer Bildgebung, beispielsweise in einem Magnetresonanztomographen einzelne Bildaufnahmen der zyklischen Herzbewegung des Fötus 9 angepasst werden können.
In 2 ist der schematische Verfahrensablauf 21 zur Ermittlung eines Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) für die Bildgebung des fetalen Herzens 15 mittels einer Bildgebungsvorrichtung 23 gezeigt.
Im Rahmen des Verfahrens 21 wird vor dem eigentlichen Beginn der Messungen in einem ersten Verfahrensschritt 25 eine Kalibrierung durchgeführt, durch die patientenspezifische Störfaktoren ermittelt werden. Hierzu wird in Schritt 25a mittels der ersten Sensoreinheit 3 der Herzrhythmus des Fötus 9 als Rohsignal S₁ aufgenommen. Gleichzeitig werden die das Rohsignal S₁ verfälschenden Störgeräusche durch den Herzschlag der Mutter 14 mittels der zweiten Sensoreinheit 5 als Rohsignal S₂ aufgenommen. Die Störgeräusche des Herzschalls der Mutter 14 fließen dann im nächsten Schritt 25b in die Berechnung des patientenspezifischen Störsignals S_stör = f(S₂(t)) = k·S₂(t – t₀) ein.
Der Laufzeitunterschied t₀ zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem zweiten Rohsignal S₂ sowie der Kalibrationsfaktors k werden über eine Kreuzkorrelation ermittelt. Der Laufzeitunterschied t₀ gibt hierbei die Dauer des Schalls des Mutterherzens bis zum Erreichen der ersten Sensoreinheit 3 an. Der Kalibrationsfaktors k berücksichtigt die Dämpfung des Schalls des mütterlichen Herzens 11 durch den Mutterleib 7.
Zusätzlich können physiologische Ausgangssignale, wie das Pulssignal der Mutter 14 und/oder ein EKG-Signal der Mutter 14, zur Berechnung des Störsignals S_stör herangezogen werden, so dass sich das patientenspezifische Störsignal in Schritt 25b dann aus S_stör = f(S₂(t), Pulssignal_Mutter, EKG_Mutter) berechnet. Auf diese Weise können weitere Störeinflüsse, die durch Mutter 14 hervorgerufen werden und das EKG-Signal verfälschen bei der Ermittlung des gewünschten Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) aus dem Rohsignal S₁ herausgerechnet werden.
Eine weitere Kalibrierung, die der Ermittlung der anlagenspezifischen Störfaktoren dient, wird in Verfahrensschritt 27 durchgeführt. Hierbei werden in Schritt 27a zuerst die akustischen Gradienteneinkopplungen durch die Gradientenspulen als anlagenspezifische Störgeräusche bestimmt.
Hierzu werden die durch die Gradientenspule fließenden Ströme I_j(t)(j = x, y, z), sowie die und die Impulsantworten h_I_j(j = x, y, z)_U(t) der durchflossenen Gradientenspulen berücksichtigt. Das Störsignal S_{stör_grad} der akustischen Gradienteneinkopplungen durch die Gradientenspulen errechnet sich in Verfahrensschritt 27b dann nach S_{stör_grad} = (h_Ix_U(t)·Ix(t) + h_Iy_U(t)·Iy(t) + h_I_z_U(t)·I_z(t)).
Zur Ermittlung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) wird aus den in den Verfahrensschritten 25b und 27b ermittelten Störfunktionen S_stör und S_{stör_grad} in einem dritten Verfahrensschritt 29 eine Gesamtstörfunktion S_stör = ((f(S₂(t), Pulssignal_Mutter, EKG_Mutter) + S_{stör_grad}) berechnet.
Diese Gesamtstörfunktion S_stör wird dann in einem vierten Verfahrensschritt 31 von dem Rohsignal S₁ subtrahiert, so dass sich das Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) zu S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – (f(S₂(t), Pulssignal_Mutter, EKG_Mutter) + S_{stör_grad}) berechnet.
Aus dem so ermittelten Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) werden dann in einem fünften Verfahrensschritt 33 zur Bildaufnahme benötigte Triggersignale abgeleitet, die die Bildaufnahme vom fötalen Herzen 15 mittels der als Magnetresonanztomograph ausgebildeten Bildgebungsvorrichtung 23 jeweils zu einem fest vorgegebenen, immer gleichen Zeitpunkt im Herzzyklus des Fötus 9 erlauben.
Alternativ zur Schätzung der akustischen Gradienteneinkopplungen durch die Gradientenspulen können im Rahmen des ersten Verfahrensschrittes 27 die anlagenspezifischen Störgeräusche mittels einer dritten Sensoreinheit 35 als Signal S₃ ermittelt werden. Für das Störsignal S_stör ergibt sich dann Schritt 29 insgesamt S_stör = ((f(S₂(t), Pulssignal_Mutter, EKG_Mutter) + z·S₃(t – t₁)).
Die Bestimmung der Werte für den Laufzeitunterschied t₁ und den Kalibrationsfaktor z erfolgt aus einer Kreuzkorrelation von (S₁(t) – k·S₂(t – t₀)) und S₃(t). Der Laufzeitunterschied t₁ zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und S₃ berücksichtigt hierbei die Zeit, die der Störschall der Bildgebungsvorrichtung 23 bis zum Erreichen der ersten Sensoreinheit 3 benötigt. Der Kalibrationsfaktor z berücksichtigt eine unterschiedliche Pegelstärke des Störschalls an der ersten Sensoreinheit 3 bzw. an der dritten Sensoreinheit 35. Die Bestimmung der Werte für den Laufzeitunterschied t₁ und den Kalibrationsfaktor z erfolgt aus einer Kreuzkorrelation von (S₁(t) – k·S₂(t – t₀)) und S₃(t).
Hieraus folgt im Rahmen des vierten Verfahrensschrittes 31 die Berechnung des Synchronisationssignals gemäß S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – ((f(S₂(t), Pulssignal_Mutter, EKG_Mutter) + z·S₃(t – t₁).
Das so ermittelte Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) kann dann ebenfalls im fünften Verfahrensschritt 33 zur Ableitung von zur Bildaufnahme benötigten Triggersignalen genutzt werden, so dass Bilder vom fötalen Herzen 15 immer zu einem fest vorgegebenen Zeitpunkt im Herzzyklus aufgenommen werden können.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 4546777 A [0013]
DE 102006061784 A1 [0014]
DE 102004045495 A1 [0015]

Claims

Verfahren zur Ermittlung eines Synchronisationssignals für eine Bildgebungsvorrichtung (23), – wobei mit einer an einem Mutterleib (7) angeordneten ersten Sensoreinheit (3) der Herzrhythmus eines Fötus (9) mittels vom fetalen Herzen (15) ausgesandten Schallwellen als ein Rohsignal S₁ erfasst wird, – wobei von dem Rohsignal S₁ ein berechnetes und/oder ein gemessenes Störsignal S_stör abgezogen wird, und – wobei durch die Differenzbildung des Rohsignals S₁ und des Störsignals S_stör ein der R-Zacke eines EKG des fetalen Herzens entsprechendes Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei als erste Sensoreinheit (3) ein Schallsensor eingesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei mit einer am Mutterleib (7) angeordneten zweiten Sensoreinheit (5) der Herzrhythmus der Mutter (14) mittels vom mütterlichen Herzen (11) ausgesandten Schallwellen als ein Rohsignal S₂ erfasst wird, welches zur Berechnung des Störsignals S_stör eingesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die erste Sensoreinheit (3) am Bauch (13) der Mutter (14) nah am fetalen Herzen (15) und die zweite Sensoreinheit (5) am Brustkorb (19) der Mutter (14) nah am mütterlichen Herzen (11) angeordnet sind.
Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, wobei als zweite Sensoreinheit (5) ein Schallsensor eingesetzt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Störsignal als S_stör = k·S₂(t – t₀) berechnet wird, wobei t₀ einen Laufzeitunterschied zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem zweiten Rohsignal S₂ berücksichtigt, und wobei k einen Kalibrationsfaktor angibt, so dass sich das Synchronisationssignal als S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – k·S₂(t – t₀) ergibt.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Werte für den Laufzeitunterschied t₀ und den Kalibrationsfaktor k aus einer Kreuzkorrelation des ersten Rohsignals S₁ und des zweiten Rohsignals S₂ ermittelt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zusätzlich eine Anzahl physiologischer Ausgangssignale der Mutter (14) zur Berechnung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) herangezogen wird.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei zur Berechnung des Synchronisationssignals S_{korr_Fötus}(t) der Ausdruck k·S₂(t – t₀) durch eine Funktion ersetzt wird, die von dem Rohsignal S₂ und dem oder jedem physiologischen Ausgangssignal abhängig ist.
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, wobei als physiologische Ausgangssignale das Pulssignal der Mutter (14) und/oder ein EKG-Signal der Mutter (14) und/oder ein Atemsignal der Mutter (14) gewählt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei mit einer dritten Sensoreinheit (35) zusätzlich der Störschall der Bildgebungsvorrichtung (23) als Signal S₃ erfasst wird, welches zur Berechnung des Störsignals S_stör eingesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Störsignal als S_stör = k·S₂(t – t₀) + z·S₃(t – t₁) berechnet wird, wobei t₁ einen Laufzeitunterschied zwischen dem ersten Rohsignal S₁ und dem Signal S₃ berücksichtigt, und wobei z einen Kalibrationsfaktor angibt, so dass sich das Synchronisationssignal als S_{korr_Fötus}(t) = S₁(t) – (k·S₂(t – t₀) + z·S₃(t – t₁)) ergibt.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei sich die Werte für den Laufzeitunterschied t₁ und den Kalibrationsfaktor z aus einer Kreuzkorrelation von (S₁(t) – k·S₂(t – t₀)) und S₃(t) ermittelt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zusätzlich ein die Störgeräusche von Gradientenspulen der Bildgebungsvorrichtung (23) berücksichtigendes Störsignal S_{stör_grad} erfasst wird, welches zur Berechnung des Störsignals S_stör eingesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 14, wobei das Störsignal als S_stör = k·S₂(t – t₀) + S_{stör_grad} berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 14 oder 15, wobei die Störgeräusche der Gradientenspulen als S_{stör_grad} = (h_Ix_U(t)· Ix(t) + h_Iy_U(t)·Iy(t) + h_I_z_U(t)·I_z(t)) berechnet werden, wobei I_j(t)(j = x, y, z) jeweils den durch die Gradientenspule fließenden Strom bezeichnet, und wobei h_I_j(j = x, y, z)_U(t) jeweils die Impulsantwort der durchflossenen Gradientenspule berücksichtigt.
Verfahren zur Bildgebung eines fetalen Herzens mittels einer Bildgebungsvorrichtung (23), – wobei ein gemäß einem der Ansprüche 1 bis 16 ermitteltes Synchronisationssignal S_{korr_Fötus}(t) zur Synchronisation der Bildgebungsvorrichtung (23) mit einem fetalen Herzzyklus verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 17, wobei die Bildgebungsvorrichtung (23) ein Magnetresonanztomograph und/oder ein Computertomograph ist.