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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung einer Deformationsinformation in einem Untersuchungsobjekt, das eine zyklische Bewegung ausführt, und eine MR-Anlage hierfür.
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Bei der Aufnahme von MR-Bildern eines sich bewegenden Organs, wie beispielsweise des Herzens oder der Leber, muss die Eigenbewegung des Organs berücksichtigt werden und eventuell die Bewegung des gesamten Organs aufgrund der Bewegung der Umgebung. Eine erste Möglichkeit für die Bildgebung von sich bewegenden Objekten ist die sogenannte Single Shot Technik, bei der der Rohdatenraum eines zugehörigen MR-Bildes vollständig nach Einstrahlen einer einzigen HF-Pulsfolge ausgelesen wird und bei der die Aufnahme der MR-Daten schnell genug ist, um die Bewegung einzufrieren. Bei einer weiteren Aufnahmetechnik, der segmentierten Aufnahme, wird die Datenaufnahme für ein MR-Bild auf mehrere Bewegungszyklen aufgeteilt und die MR-Daten nur in vergleichbaren Bewegungsphasen aufgenommen. Bei der Herzbildgebung muss die Atmung und die Herzbewegung berücksichtigt werden, wobei die Bewegung durch Atemanhaltetechnik minimiert werden kann oder durch ein Navigator-Gating eingefroren werden kann. Eine weitere Möglichkeit der Datenaufnahme ist die sogenannte CINE-Datenaufnahme für die Messung der Herzmuskelbewegung, bei der viele MR-Bilder pro Herzzyklus aufgenommen werden mit einem möglichst guten Kontrast zwischen Herzmuskel und Blut, sodass sich eine Art Film der Herzbewegung ergibt.
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Ein interessierender Parameter bei der Aufnahme von sich bewegenden Untersuchungsobjekten ist die Bestimmung einer Deformation des sich bewegenden Untersuchungsobjekts. Beispielsweise kann als Deformationsinformation des Myokards eine Deformation in Umfangsrichtung des Myokards und eine radiale Deformationsinformation bestimmt werden. Aus der Deformationsinformation in einzelnen Bereichen des Myokards kann auf die entsprechende Vitalität des Myokards in den entsprechenden Bereichen geschlossen werden. Bei der Aufnahme des Myokards im Kurzachsenschnitt ist es jedoch schwierig, eine Deformation des Myokards in Umfangsrichtung für verschiedene Segmente des Myokards zu berechnen, da nicht genug Markierungen im Myokard vorhanden sind anhand derer eine Deformation abschätzbar ist in Umfangsrichtung. In entsprechender Weise gilt dies für die Längsdeformation in Längsachsenschnitten des Herzens.
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Weiterhin ist es bekannt, die Magnetisierung einem räumlichen Magnetisierungsmuster wie beispielsweise einem Gittermuster zu unterwerfen. Bei derartigen Verfahren, auch Tagging-Verfahren genannt, erscheint das Untersuchungsobjekt mit einem Streifen- oder Gittermuster im MR-Bild. Diese Muster können auch zur Bestimmung der Deformationsinformation verwendet werden, wobei jedoch hier eine radiale Bestimmung der Deformationsinformation schwierig ist, da nicht genügend Markierungspunkte in radialer Richtung vorliegen.
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Bei Bestimmungen der Deformationsinformation des Myokards oder jedes anderen sich bewegenden Untersuchungsobjekts muss dieses zuverlässig in den MR-Bildern erkannt und von den anderen Geweben getrennt werden. Die hierfür notwendige Segmentierung des sich bewegenden Objekts wie des Myokards in den MR-Bildern ist jedoch insbesondere schwierig in MR-Bildern, bei denen ein räumliches Magnetisierungsmuster mit dem Tagging-Verfahren appliziert wurde.
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Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die Bestimmung einer Deformationsinformation bei sich bewegenden Untersuchungsobjekten weiter zu verbessern.
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Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind weitere Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
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Gemäß einem ersten Aspekt wird ein Verfahren zur Bestimmung einer Deformationsinformation in einem Untersuchungsobjekt bereitgestellt, das eine zyklische Bewegung ausführt, wobei die Deformationsinformation mithilfe einer MR-Anlage bestimmt wird. Es wird ein räumliches Magnetisierungsmuster mit räumlichen Magnetisierungsunterschieden bei einer Magnetisierung des Untersuchungsobjekts erzeugt. Weiterhin werden MR-Signale des Untersuchungsobjekts zur Aufnahme von MR-Bildern des Untersuchungsobjekts über zumindest zwei Zyklen der zyklischen Bewegung nach Erzeugung des räumlichen Magnetisierungsmusters detektiert. Hierbei sind die räumlichen Magnetisierungsunterschiede in einem späteren Zyklus der zumindest zwei Zyklen geringer als in einem früheren Zyklus der zumindest zwei Zyklen. Es werden segmentierte spätere MR-Bilder anhand der MR-Bilder, die von dem Untersuchungsobjekt in dem späteren der zumindest zwei Zyklen aufgenommen wurden, bestimmt zur Lokalisierung des Untersuchungsobjekts in den segmentierten späteren MR-Bildern. Weiterhin werden segmentierte frühere MR-Bilder bestimmt anhand der MR-Bilder, die von dem Untersuchungsobjekt in dem früheren der zumindest zwei Zyklen aufgenommen wurden, unter Verwendung des lokalisierten Untersuchungsobjekts in den segmentierten späteren MR-Bildern. Weiterhin wird eine erste Deformationsinformation, welche die Deformation des Untersuchungsobjekts in eine erste Raumrichtung beschreibt, anhand der segmentierten früheren MR-Bilder bestimmt.
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Die Magnetisierung nach dem Erzeugen des räumlichen Magnetisierungsmusters nähert sich über die zumindest zwei Zyklen der zyklischen Bewegung einem Gleichgewichtszustand an, sodass das räumliche Magnetisierungsmuster und die zugehörigen Magnetisierungsunterschiede in den MR-Bildern des späteren Zyklus geringer sind. In diesen Bildern ist es einfacher, das Untersuchungsobjekt durch Segmentierungsalgorithmen zu lokalisieren. In den früheren MR-Bildern, die von dem Untersuchungsobjekt in dem früheren der zumindest zwei Zyklen aufgenommen wurden, ist das Magnetisierungsmuster noch stärker präsent, sodass sich hier eine Segmentierung zur Identifizierung des Untersuchungsobjekts schwieriger gestaltet. Wenn nun die Lokalisierung des Untersuchungsobjekts durch die segmentierten späteren MR-Bilder auf die früheren MR-Bilder übertragen wird und dadurch segmentierte frühere MR-Bilder einfach bestimmt werden, können die segmentierten früheren MR-Bilder, in denen das räumliche Magnetisierungsmuster noch besser zu erkennen ist, zur Bestimmung einer Deformationsinformation verwendet werden. Durch das räumliche Magnetisierungsmuster sind genügend Markierungen in dem Untersuchungsobjekt in die verschiedenen Raumrichtungen vorhanden, sodass eine Deformationsinformation mit zufriedenstellender Qualität in die eine Raumrichtung bestimmt werden kann. Diese erste Raumrichtung verläuft vorzugsweise parallel zu den Konturen des sich bewegenden Untersuchungsobjekts.
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Weiterhin ist es möglich, eine zweite Deformationsinformation unter Verwendung der segmentierten späteren MR-Bilder zu bestimmen, wobei die zweite Deformationsinformation zumindest die Deformation des Untersuchungsobjekts in eine zweite Raumrichtung beschreibt, die sich von der ersten Raumrichtung unterscheidet und vorzugsweise senkrecht dazu ist. In den segmentierten späteren MR-Bildern sind die Konturen des sich bewegenden Untersuchungsobjekts gut zu erkennen, da die Magnetisierungsunterschiede des räumlichen Magnetisierungsmusters nur noch sehr schwach ausgeprägt sind bzw. verschwunden sind. Wenn die Konturen gut zu identifizieren sind, ist es auch möglich, eine Deformation in Richtung senkrecht zu den Konturen zu bestimmen. Beispielsweise ist es mögliche, eine Deformationsinformation senkrecht zu den Konturen in den segmentierten späteren MR-Bildern zu bestimmen, während eine Deformationsinformation parallel zu den Konturen besser in den segmentierten früheren MR-Bildern bestimmt werden kann, da hier die räumlichen Magnetisierungsunterschiede bzw. das räumliche Magnetisierungsmuster noch stärker auftritt. In dieser Ausführungsform ist es somit möglich, eine umfassende Deformationsinformation zu erlangen, indem einmal die eine Deformationsinformation bestimmt wird anhand der segmentierten früheren MR-Bilder, und eine weitere Deformationsinformation in eine hierzu vorzugsweise senkrechte Richtung anhand der segmentierten späteren MR-Bilder.
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Wenn das Untersuchungsobjekt das Myokard ist, kann die erste Deformationsinformation beispielsweise eine Deformation des Myokards in Umfangsrichtung des Myokards beschreiben, wobei diese besser anhand der segmentierten früheren MR-Bilder bestimmt wird, in denen das räumliche Magnetisierungsmuster noch stärker präsent ist als in den MR-Bildern des späteren Zyklus. Die hierfür notwendige Segmentierung kann aus der Segmentierung der späteren MR-Bilder übernommen werden. Die radiale Deformationsinformation des Myokards kann gut aus den segmentierten späteren MR-Bildern entnommen werden, da aufgrund der geringeren Magnetisierungsunterschiede durch das Muster die Kanten des Myokards besser in den MR-Bildern des späten Zyklus zu erkennen sind.
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Aus der ersten und aus der zweiten Deformationsinformation kann eine gesamte Deformationsinformation oder ein Gesamtdeformationsfeld des Untersuchungsobjekts bestimmt werden. Beispielsweise ist es möglich, dass das Gesamtdeformationsfeld bestimmt wird durch eine gewichtete Kombination der ersten Deformationsinformation und der zweiten Deformationsinformation. Hierbei kann berücksichtigt werden, mit welcher Zuverlässigkeit die einzelnen Komponenten der Deformation bestimmt werden konnten. Weiterhin kann die Konsistenz der beiden Feldkomponenten durch iterative Verfahren wie totale Variationsverfahren verbessert werden. Als Ausgangspunkt stehen die beiden Deformationsfelder aus dem „Tag“ und aus dem „NoTag“ Herzzyklus zur Verfügung, d.h. aus dem MR-Bild mit starkem Magnetisierungsmuster und mit dem schwächeren Magnetisierungsmuster, wobei die Annahme ist, dass im „NoTag“ Herzzyklus z.B. die Information über die radiale Deformation zuverlässiger ist als im „Tag“ Deformationsfeld. Fängt man also an, die radiale Komponente eines Myokardpixels im „Tag“ Datensatz durch den Wert aus dem „NoTag“ Datensatz zu ersetzen, ergeben sich Inkonsistenzen z.B. aus der Massenerhaltung (bei guter räumlicher Abdeckung) oder der Annahme von Elastizitätseigenschaften des Herzgewebes. In einem zweiten Schritt könnten dann die Inkonsistenzen durch Variation der Nachbarwerte minimiert werden. Dies kann sukzessive für alle Myokardpixel durchgeführt werden. Analog kann umgekehrt die Deformationsinformation entlang des Myokardrings aus dem Tag Herzzyklus auf den NoTag Datensatz übertragen werden. Zur Minimierung der Inkonsistenzen können geeignete mathematische Variationsverfahren verwendet werden, die als Kriterium die Abweichung von der lokalen Massenerhaltung heranziehen.
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Für die MR-Bilder in dem früheren und dem späteren der zumindest zwei Zyklen kann die gleiche Bildgebungssequenz verwendet werden. Es ist jedoch auch möglich, für die Detektion der MR-Signale in den beiden Zyklen unterschiedliche Bildgebungssequenzen zu verwenden. Der Übergang von der einen Bildgebungssequenz zu der anderen Bildgebungssequenz kann beispielsweise in einem mittleren Zyklus zwischen den beiden Zyklen erfolgen, wobei in diesem Übergangszyklus vorzugsweise die Deformationsinformation nicht bestimmt wird.
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Es ist möglich, die zyklische Bewegung des Untersuchungsobjekts zu bestimmen und zu überwachen. Hierbei kann die Bestimmung der Segmentierung in den MR-Bildern des früheren Zyklus, d.h. ein segmentiertes früheres MR-Bild für ein MR-Bild des früheren Zyklus berechnet werden, indem die für das MR-Bild des früheren Zyklus zugehörige Deformationsinformation bestimmt wird, wobei aus den Deformationsinformationen der segmentierten späteren MR-Bilder dasjenige identifiziert wird, dessen Deformationsinformation auf der bestimmten Deformationsinformation aus dem MR-Bild des früheren Zyklus am ähnlichsten ist. Anschließend kann eine Segmentierungsinformation aus dem segmentierten späteren MR-Bild bestimmt werden und auf das MR-Bild des früheren Zyklus mit der ähnlichsten Deformationsinformation übertragen werden. In dieser Ausführungsform wird die Ähnlichkeit der Deformationsfelder in dem früheren und späteren Zyklus verwendet, um die Segmentierungsinformation aus den MR-Bildern des späteren Zyklus auf die MR-Bilder des früheren Zyklus zu übertragen. Als Kriterium für die Ähnlichkeit der Deformationsfelder kann z.B. die totale Standardabweichung zwischen den Deformationsfeldern aus den verschiedenen Phasen betrachtet werden. Die Phasen mit der kleinsten Standardabweichung können als die dem gleichen Herzbewegungszustand zugehörig betrachtet werden. Beide Bewegungsfelder beinhalten beide Komponenten. Erwartungsgemäß sollte die Herzbewegung selbst die Dynamik in den Bildserien dominieren, so dass die jeweiligen Ungenauigkeiten in den Komponenten kein Probleme bei dieser Ähnlichkeitsbetrachtung darstellen sollten.
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Eine weitere Möglichkeit besteht darin, die Segmentierung der MR-Bilder des späteren Zyklus auf die MR-Bilder des früheren Zyklus zu übertragen, indem das segmentierte spätere MR-Bild bestimmt wird, das bei der gleichen Zeitspanne des Zyklus aufgenommen wurde wie das MR-Bild des früheren Zyklus. Die Segmentierungsinformation aus dem segmentierten späteren MR-Bild kann bestimmt werden und auf das MR-Bild des früheren Zyklus übertragen werden, sodass auch ein segmentiertes früheres MR-Bild vorliegt.
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Wenn das Untersuchungsobjekt das Myokard ist, kann das Myokard in Umfangsrichtung in mehrere Segmente unterteilt werden, wobei die beiden Deformationskomponenten, d.h. die radiale Deformation und die Deformationsumfangsrichtung für die mehreren Segmente des Myokards berechnet werden kann. Dadurch kann für verschiedene Myokardsegmente eine Aussage über die Deformation und damit eine Aussage über die Vitalität des Muskelgewebes mit größerer lokaler Genauigkeit getroffen werden.
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Die Erfindung betrifft weiterhin eine MR-Anlage zur Bestimmung der Deformationsinformation mit einer HF-Einheit, die das räumliche Magnetisierungsmuster in dem Untersuchungsobjekt bei der Signalauslese erzeugen kann, wobei eine Bildaufnahmeeinheit vorgesehen ist, die ausgebildet ist, MR-Signale des Untersuchungsobjekts zur Aufnahme von MR-Bildern des Untersuchungsobjekts über zumindest zwei Zyklen nach Erzeugung des räumlichen Magnetisierungsmusters zu detektieren. Weiterhin ist eine Recheneinheit vorgesehen, die ausgebildet ist, die segmentierten späteren MR-Bilder zu bestimmen zur Lokalisierung des Untersuchungsobjekts in den segmentierten späteren MR-Bildern. Die Recheneinheit ist weiter ausgebildet, segmentierte frühere MR-Bilder zu bestimmen anhand der MR-Bilder, die von dem Untersuchungsobjekt in dem früheren der zumindest zwei Zyklen aufgenommen wurden, wobei diese segmentierten früheren MR-Bilder unter Verwendung des lokalisierten Untersuchungsobjekts in den segmentierten späteren MR-Bildern bestimmt werden. Die Recheneinheit kann weiter die erste Deformationseinheit bestimmen anhand der segmentierten früheren MR-Bilder. Vorzugsweise ist die Recheneinheit zur Bestimmung der ersten Deformationsinformation und der zweiten Deformationsinformation wie oben beschrieben ausgebildet.
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Die Erfindung wird nachfolgend mit Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigen:
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1 schematisch eine MR-Anlage, mit der eine Deformationsinformation eines Untersuchungsobjekts effektiv bestimmt werden kann.
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2 zeigt schematisch jeweils ein MR-Bild, das von einem Myokard als Untersuchungsobjekt in einem früheren Zyklus der zumindest zwei Zyklen der zyklischen Bewegung und in einem späteren Zyklus der zyklischen Bewegung aufgenommen wurde.
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3 zeigt schematisch ein segmentiertes Myokard für den früheren und den späteren Zyklus mit dem dazu gehörigen Magnetisierungsmuster.
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4 zeigt das in 2 gezeigte Myokard zur Berechnung der Deformation in Längsrichtung.
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5 zeigt das in 2 gezeigte Myokard zur Berechnung der radialen Deformation.
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6 zeigt schematisch ein Flussdiagramm mit den Schritten, die zur Berechnung einer Deformationsinformation durchgeführt werden.
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Die nachfolgende Beschreibung beschreibt eine MR-Anlage und ein Verfahren hierfür, mit dem eine Deformationsinformation in verschiedene Raumrichtungen eines sich bewegenden Objekts wie beispielsweise des Myokards auf einfache Weise genau bestimmt werden kann. Die einzelnen Merkmale, die weiter oben beschrieben wurden und die nachfolgend noch beschrieben werden, können hierbei in dem beschriebenen Zusammenhang verwendet werden. Die einzelnen Merkmale können jedoch auch einzeln und mit allen anderen beschriebenen Merkmalen kombiniert werden, soweit es nicht anderweitig verlautbart ist.
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1 zeigt schematisch eine Magnetresonanzanlage 10 (MR-Anlage), mit der erfindungsgemäß MR-Bilder eines sich zyklisch bewegenden Untersuchungsobjekts aufgenommen werden können und mit der Deformationsinformationen berechnet werden können. Die Magnetresonanzanlage 10 weist einen Magneten 11 zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B0 auf, wobei eine auf einer Liege 12 angeordnete Untersuchungsperson 13 in das Zentrum des Magneten 11 gefahren wird, um dort ortsgradierte Magnetresonanzsignale aus einem Untersuchungsobjekt mit einer nicht gezeigten HF-Spule aufzunehmen. Durch Einstrahlung von Hochfrequenzpulsfolgen und Schalten von Magnetfeldgradienten kann die durch das Polarisationsfeld B0 erzeugte Magnetisierung aus der Gleichgewichtslage ausgelenkt werden und die sich ergebene Magnetisierung kann in den nicht gezeigten Empfangsspulen detektiert werden. Weiterhin können mit nicht gezeigten HF-Sendespulen in dem Untersuchungsobjekt räumliche Magnetisierungsmuster wie beispielsweise ein Karo- oder Streifenmuster erzeugt werden. Derartige Verfahren zur Erzeugung von Magnetisierungsmustern werden auch Tagging-Verfahren genannt. Wie es durch Einstrahlung spezieller HF-Pulse möglich ist, derartige Muster in der Magnetisierung zu erzeugen, ist dem Fachmann bekannt und wird hier nicht näher beschrieben und ist u. a. in Fischer SE et al in Magn. Reson. Med. 1993, 30: 191–200 oder Osman NF et al, Magn. Reson. Med. 2001, 46: 324–334 beschrieben.
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Die allgemeine Funktionsweise zur Erstellung von Magnetresonanzbildern durch die Abfolge von HF-Pulsen am Magnetfeldgradienten ist dem Fachmann ebenso bekannt und wird hier nicht näher erläutert. Die MR-Anlage 10 weist weiterhin eine zentrale Steuerung 20 auf, die zur Steuerung des MR-Geräts verwendet wird. Die zentrale Steuerung weist eine HF-Steuereinheit 14 zur Steuerung und Schaltung der HF-Pulse zur Auslegung der Magnetisierung auf. Eine Gradientensteuereinheit 15 ist vorgesehen zur Steuerung und Schaltung der notwendigen Magnetfeldgradienten. Eine Bildaufnahmeeinheit 16 steuert die Bildaufnahme mit der Detektion der MR-Signale und steuert damit in Abhängigkeit von der gewählten Bildgebungssequenz, in welcher Abfolge Magnetfeldgradienten und HF-Pulse verwendet werden. Dies bedeutet, dass die Bildaufnahmeeinheit 16 auch die Gradientensteuereinheit 15 und die HF-Steuereinheit 14 steuert. Über eine Eingabeeinheit 17 kann eine Person den Ablauf der MR-Anlage 10 steuern, und auf einer Anzeigeinheit 18 können die MR-Bilder angezeigt werden. Eine Recheneinheit 19 ist vorgesehen, die wie nachfolgend noch im Detail erläutert wird, eine Segmentierung der MR-Bilder vornehmen kann und eine Deformationsinformation aus den segmentierten MR-Bildern berechnen kann. In einer Speichereinheit 21 können beispielsweise die für die Aufnahme der MR-Bilder notwendigen Bildgebungssequenzen abgespeichert werden, sowie andere Programme, die zum Betrieb der MR-Anlage notwendig sind.
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2 zeigt nun schematisch MR-Bilder des Myokards, die EKG-getriggert aufgenommen wurden, wobei die einzelnen MR-Bilder 22 und 23 entweder derart aufgenommen wurden, dass nach einer einzigen HF-Anregung sämtliche notwendige MR-Rohdaten ausgelesen wurden (sogenannte Single-Shot Technik). Ebenso ist es möglich, dass die MR-Aufnahmen in einer segmentierten Aufnahmetechnik aufgenommen wurden, bei der der K-Raum in unterschiedliche Segmente unterteilt ist und jedes Segment bei der gleichen Herzschlagphase aufgenommen wird. Dadurch ist es möglich, sogenannte Aufnahmen im CINE-Modus aufzunehmen, bei der mehrere MR-Bilder während der zyklischen Bewegung aufgenommen werden. Das MR-Bild 22 ist hierbei ein segmentiertes früheres MR-Bild, während das MR-Bild 23 ein segmentiertes späteres MR-Bild ist. Dies bedeutet, dass die MR-Signalaufnahme über zumindest zwei Zyklen der Herzbewegung aufgenommen wurde, wobei in jedem Zyklus mehrere MR-Bilder aufgenommen wurden. Vor der Aufnahme der MR-Bilder wurde ein räumliches Magnetisierungsmuster mit räumlichen Magnetisierungsunterschieden in dem Untersuchungsbereich erzeugt, wie es durch das gitterartige Muster 25 im Untersuchungsobjekt zu erkennen ist. Das MR-Bild 22 bzw. 23 soll schematisch das Herz mit dem Myokard 26 darstellen. Wie sich aus dem Vergleich der MR-Bilder 22 und 23 erkennen lässt, ist das Magnetisierungsmuster 25 in dem MR-Bild des früheren der zumindest zwei Zyklen noch stärker erkennbar. Da sich die Magnetisierung mit der T1 Zeit und damit auch das Magnetisierungsmuster dem Gleichgewichtszustand nähert, ist das Magnetisierungsmuster 25 in dem MR-Bild in dem späteren Zyklus der zumindest zwei Zyklen geringer. Insgesamt können mehr Bilder über mehr als zwei Zyklen aufgenommen werden, wobei die Anzahl der Zyklen insbesondere von der Fähigkeit abhängt, wie lange die Untersuchungsperson den Atem anhalten kann.
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Die MR-Bilder des früheren Zyklus werden kurz nach der Erzeugung des Magnetisierungsmusters aufgenommen, während die MR-Bilder des späteren Zyklus zumindest ein oder mehrere Zyklen später aufgenommen werden. In den MR-Bildern des späteren Zyklus kann nun eine Segmentierung auf einfachere Weise erfolgen, da das Magnetisierungsmuster, das in dem Untersuchungsobjekt erzeugt wurde, nur noch gering ausfällt und somit die Kanten besser detektiert werden können. Dies bedeutet, dass in den MR-Bildern des späteren Zyklus eine einfachere Segmentierung möglich ist. Dadurch ist es möglich, das segmentierte spätere MR-Bild zu bestimmen, in dem wie im segmentierten späteren MR-Bild 23 dargestellt ist, das Myokard segmentiert wurde. Hierbei können bekannte Segmentierungsalgorithmen verwendet werden, die beispielsweise auf der Kantendetektion oder anderen Verfahren beruhen.
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Weiterhin Bezug nehmend auf die 2 und 3 wird erläutert, wie aus den mehreren segmentierten späteren MR-Bildern 23 eine radiale Deformationsinformation und aus den segmentierten früheren MR-Bildern eine Deformation in Umfangsrichtung bestimmt wird. Da die Kanten in dem MR-Bild des späteren Zyklus gut erkennbar sind, ist das segmentierte Myokard 26 einfach zu bestimmen. Aus der Bewegung der Kanten über den Zyklus kann nun eine radiale Deformation wie die radiale Deformation 27 (s. 5) aus den segmentierten späteren MR-Bildern berechnet werden. Dies ist zum Beispiel für verschiedene Segmente 28 des Myokards möglich, wie es durch die gestrichelte Unterteilung in verschiedene Segmente 28 in 3 zu erkennen ist. Damit ist es möglich, aus den segmentierten späteren MR-Bildern eine zuverlässige radiale Deformation zu bestimmen. Die Segmentierungsinformation, d.h. die Abgrenzung des Myokards vom umliegenden Gewebe, kann nun auf die MR-Bilder des früheren Zyklus übertragen werden. Hierbei kann die Segmentierung auf die MR-Bilder des früheren Zyklus übertragen werden, indem einfach die mehreren MR-Bilder während eines Zyklus in unterschiedliche Abschnitte unterteilt werden und die Segmentierung aus dem späteren Zyklus auf die Segmentierung des früheren Zyklus für den gleichen Abschnitt übertragen wird, d.h. auf ein MR-Bild des früheren Zyklus, das in einer gleichen Zeitspanne nach der R-Zacke des EKGs aufgenommen wurde. Damit ist es möglich, die Segmentierungsinformation der MR-Bilder des späteren Zyklus auf die MR-Bilder des früheren Zyklus zu übertragen. Eine weitere Möglichkeit besteht darin, die Ähnlichkeit der Deformationsfelder zu verwenden, die aus den MR-Bildern des früheren Zyklus und des späteren Zyklus berechnet werden.
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In 3 ist links das segmentierte Myokard einzeln herausgestellt, wie es aus den MR-Bildern des früheren der beiden Zyklen bestimmt wurde, unter Berücksichtigung der Segmentierungsinformation des MR-Bildes des späteren Zyklus. Das segmentierte frühere MR-Bild hat nun noch ein stärkeres Magnetisierungsmuster. Damit ist es möglich, die Deformation 29 in Umfangsrichtung für das Myokard insgesamt oder für einzelne Segmente 28 zu berechnen. Das Magnetisierungsmuster kann durch Standard-Tagging-Verfahren oder durch phasenbasierte Verfahren wie DENSE erzeugt werden. Als Bildgebungssequenz kann eine Gradientenechosequenz, eine SSFP (steady-state free precession Gradientenechosequenz) oder eine Echoplanarbildgebungssequenz verwendet werden.
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Weiterhin ist es möglich, aus der radialen Deformationsinformation 27 und der Deformationsinformation in Umfangsrichtung 29 eine kombinierte Deformationsinformation, d.h. ein Gesamtdeformationsfeld zu berechnen. Hierbei kann eine gewichtete Kombination der beiden Deformationsfelder bestimmt werden, wobei bei der Gewichtung eingeht, mit welcher Sicherheit die verschiedenen Deformationskomponenten berechnet werden können. Die einfachste Annahme wäre, dass man jeweils nur binär die eine oder die andere Komponente einfließen lässt. Die Genauigkeit der beiden Verfahren könnte aber auch aus Konsistenzbetrachtungen abgeleitet werden, wie z.B. Massenerhaltung und Elastizitätseigenschaften. Weiterhin kann die Konsistenz der beiden Deformationsinformationen durch iterative Verfahren, wie totale Variationsverfahren verbessert werden. Es kann eine gleiche Bildgebungssequenz für beide MR-Bilder des früheren und späteren Zyklus verwendet werden. Weiterhin ist es möglich, verschiedene Bildgebungssequenzen zu verwenden, beispielsweise eine sogenannte gespoilte Gradientenechosequenz für einen guten Kontrast in den MR-Bildern des früheren Zyklus und eine Gradientenechosequenz mit SSFP in den MR-Bildern des späteren Zyklus für den besten anatomischen Kontrast.
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Weiterhin kann die Messung der Deformationsinformation mit Volumen- bzw. 3D MR Sequenzen erfolgen, die in freier Atembewegung beispielsweise mit der Navigatortechnik aufgenommen wurden, sodass bekannt ist, welcher Atemzustand zu welchen Bildern gehört.
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Das Verfahren wird in 4 zusammengefasst. Zuerst wird in Schritt 40 das Magnetisierungsmuster in dem Untersuchungsobjekt erstellt. Diese Erstellung kann durch jegliche Art von räumlichen Modulationen der Magnetisierung erfolgen. Als Muster kann, wie in 2 und 3, ein netzartiges Muster verwendet werden, es sind jedoch auch andere Muster wie einfache Linien, periodische Linien oder polare Linien möglich. In einem Schritt S41 werden die MR-Daten über mehrere Zyklen der zyklischen Bewegung aufgenommen. Die zyklische Bewegung kann im Falle eines Herzens der Herzschlag sein, es können jedoch auch andere periodische zyklische Organe wie die Leber verwendet werden oder die Gefäßwände von großen Gefäßen, die sich ebenfalls zyklisch mit dem Herzschlag bewegen.
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Nach Schritt S41 liegen somit frühere MR-Bilder vor, die aus einem früheren der zumindest zwei Zyklen stammen, und spätere MR-Bilder, die aus einem späteren der zumindest zwei Zyklen stammen, wobei das Magnetisierungsmuster in den früheren MR-Bildern stärker ausprägt ist als in den späteren MR-Bildern, da sich das Magnetisierungsmuster dem Gleichgewichtszustand nähert aufgrund der T1 Zeit der Magnetisierung. In Schritt S42 können die MR-Bilder des späteren Zyklus segmentiert werden, wie im rechten Bild von 2 und 3 dargestellt. Die Segmentierung in den MR-Bildern des späteren Zyklus ist einfacher möglich, da hier die anatomische Information einfacher zu erkennen ist aufgrund des geringeren Magnetisierungsmusters. In Schritt S43 kann zumindest die radiale Deformation oder Deformation senkrecht zu den Segmentierungslinien, die sich bei der Segmentierung des MR-Bildes als Grenzlinien zu anderen Gewebearten ergeben, aus den segmentierten MR-Bildern des späteren Zyklus bestimmt werden, die im Fall des Myokards die radiale Deformation ist. Die aus den MR-Bildern des späteren Zyklus gewonnenen segmentierten MR-Bilder bzw. die Segmentierungsinformation kann auf die MR-Bilder des früheren Zyklus übertragen werden, wie vorher in Zusammenhang mit 2 und 3 erläutert (Schritt S44). Da nun auch segmentierte frühere MR-Bilder vorliegen, ist es möglich, die Deformation senkrecht zur vorliegenden Deformationsinformation zu bestimmen, hier die Deformation in Längsrichtung bzw. parallel zu den Segmentierungslinien des Myokards. Dies ist in den segmentierten früheren MR-Bildern möglich, da durch das noch vorhandene Magnetisierungsmuster genügend Anhaltspunkte vorhanden sind, die eine Bestimmung der Deformationsrichtung in Längsrichtung ermöglichen (Schritt S45).
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Dies bedeutet, dass auf einfache Weise eine Deformationsinformation in verschiedene Raumrichtungen bestimmt werden konnte. Aus einer einzigen Signalaufnahme nach der Anregung der Magnetisierung und Erzeugung des Magnetisierungsmusters kann durch die geschickte Kombination, wie oben erläutert, eine Deformationsinformation in verschiedene Raumrichtungen bestimmt werden.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- Fischer SE et al in Magn. Reson. Med. 1993, 30: 191–200 [0026]
- Osman NF et al, Magn. Reson. Med. 2001, 46: 324–334 [0026]
