DE10221643A1

DE10221643A1 - Auswertung zeitlich veränderlicher diagnostischer Vorgänge

Info

Publication number: DE10221643A1
Application number: DE10221643A
Authority: DE
Inventors: Niels Oesingmann
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2002-05-15
Filing date: 2002-05-15
Publication date: 2003-12-04
Also published as: CN1458625A; JP4454960B2; CN1312631C; US20040002646A1; CA2428705A1; NL1023433A1; US7245752B2; NL1023433C2; JP2003325479A

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Korrektur von Bilddaten der Aufnahmen einer Sequenz von, mit einem bildgebenden System der medizinischen Diagnostik an einem Untersuchungsobjekt in zeitlicher Abfolge aufgenommenen Messungen, wobei zumindest ein erster Bilddatensatz der Sequenz das Untersuchungsobjekt vor und zumindest ein zweiter Bilddatensatz der Serie das Untersuchungsobjekt bei und/oder nach Eintritt eines diagnostisch relevanten Ereignisses betreffen und wobei in einem ersten Schritt eine erste Korrektur der Bilddaten vorgenommen wird, indem durch Verschieben der Bildinhalte in den Abbildungen der Messsequenz die Lage des Untersuchungsobjekts in allen Bildern im Wesentlichen zur Übereinstimmung gebracht wird, in einem zweiten Schritt eine zweite Korrektur der Bilddaten vorgenommen wird, indem ein Mittelwertbild aus dem im ersten Schritt korrigierten ersten Bilddatensatz gebildet wird, und alle Bilder der im ersten Schritt korrigierten ersten und zweiten Bilddatensätze bildelementeweise auf das berechnete Mittelwertbild normiert werden, und in einem dritten Schritt eine dritte Korrektur der Messdaten vorgenommen wird, indem der Wert eines Bildelements einer strukturell einheitlichen Bildregion eines im zweiten Schritt korrigierten Bildes des ersten Bilddatensatzes oder ein Mittelwert von Bildelementen dieser Bildregion im ersten Bilddatensatz von den Werten aller Bildelemente dieser Region im ersten und zweiten Bilddatensatz subtrahiert wird.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft die medizinische bildgebende Diagnostik, insbesondere die Auswertung medizinischer Bilddatensätze in Bezug auf einen zeitlichen Verlauf von Veränderungen, die durch diagnostische Präparate in einem Untersuchungsbereich hervorgerufen wurden.

Die Aussagekraft einer Untersuchung der Ausbreitung eines diagnostischen Präparats wie z. B. eines Kontrastmittels oder eines Radiopharmakons in einem Organ oder einem Körperbereich eines Patienten mit den Mitteln der Magnetresonanztomographie bzw. der Szintigraphie wird von mannigfaltigen Einflüssen beeinträchtigt. Eine entsprechende Untersuchung erfolgt anhand einer Sequenz von Messungen, die Aufnahmen des Untersuchungsbereichs für verschiedene aufeinanderfolgende Zeitpunkte liefert. Für eine Beurteilung eventuell krankhafter Veränderungen müssen aus den Bilddaten der solcherart erzeugten Aufnahmenserie die durch das diagnostische Präparat bewirkten Bildintensitätsveränderungen exakt ausgewertet werden.

Eine zuverlässige Auswertung der durch ein diagnostisches Präparat verursachten Bildintensitätsveränderungen wird im Wesentlichen durch drei Einflüsse erschwert.

Einen ersten Einfluss stellt die Verformung und Verschiebung von Organen im Körper aufgrund von Körperfunktionen wie z. B. dem Herzschlag oder der Atmung dar. Die Aufnahmezeitpunkte eines Bildes werden daher in einer Messsequenz im Allgemeinen mit einer bestimmenden Körperfunktion synchronisiert. So wird beispielsweise bei einer Perfusionsmessung des Herzens das EKG-Signal zur Synchronisation der Aufnahmen mit dem Schlagzyklus des Herzens verwendet. Jede einzelne Aufnahme der Messsequenz wird dadurch stets im selben Deformationszustand dieses des Herzens gewonnen. Da die Atmung jedoch einem anderen Zyklus als dem des Herzens folgt, kommt es zu einer Verschiebung des Herzens bzw. seiner Darstellung in den einzelnen Aufnahmen. Allgemein bedeutet dies, dass gleiche Regionen eines untersuchten Organs oder einer untersuchten Körperregion an unterschiedlichen Positionen in den einzelnen Bildern einer Aufnahmeserie abgebildet werden. Die Bestimmung der Lage einer zu untersuchenden Körperregion in einem Bild kann daher nicht auf andere Bilder der Aufnahmeserie übertragen werden.

Um zu verhindern, dass eine durch die Atmung verursachte Bewegung eines Organs die Auswertung der Bilddaten einer Aufnahmeserie erschwert oder gar unmöglich macht, wird die Aufnahmeserie einer Messsequenz vielfach unter Atemstillstand durchgeführt. Dies bedingt allerdings eine große Belastung des Patienten während der entsprechenden Messsequenz, wodurch wiederum eine ungetreue Belastungssituation des Patienten erzeugt werden kann.

Weiterhin wird die Auswertung durch die Charakteristiken der zur Bilddatenerzeugung verwendeten Detektoren beeinflusst. Insbesondere die Veränderung der Empfindlichkeit eines Detektors mit der Entfernung und/oder Richtung zum Messobjekt erschwert einen Vergleich der Messdaten bzw. der dadurch vermittelten Bildintensitäten von unterschiedlichen Positionen des Untersuchungsgebiets. So zeigen z. B. in der Magnetresonanztomographie gleichartige Gewebe unterschiedliche Intensitäten abhängig von Abstand zur Detektorspule. Die Intensität fällt dabei mit zunehmendem Abstand zur Spule ab.

Wird daher ein Gewebe nahe der Detektorspule mit einem Gewebe verglichen, das sich in einiger Entfernung von der Detektorspule befindet, und enthalten beide Gewebe dieselbe Konzentration eines diagnostischen Präparates, so ergibt das Präparat im spulennahe Gewebe eine höhere Bildintensität als das im spulenfernen Gewebe.

Eine richtige Beurteilung dieser messbedingten Signalveränderungen ist visuell sehr schwierig vorzunehmen, insbesondere auch, da die gemessenen Signalintensitäten zusätzlich zu den Abbildungseigenschaften der Detektorspule oder des Messsystems auch von den magnetischen Eigenschaften des Gewebes selbst beeinflusst werden.

Analoge Verhältnisse liegen in der Szintigraphie vor, worin sich die gemessenen Bildintensitäten aus den Abbildungseigenschaften der Gammakamera und der Anreicherung des Radiopharmakons im Gewebe zusammensetzen.

Ferner setzt sich die Bildintensität bzw. der Wert der Bildelemente einer Körperregion im Bilddatensatz einer Abbildung einer Messsequenz aus einem Beitrag des Gewebes dieser Körperregion selbst und einem Beitrag der Konzentration des diagnostischen Präparats in diesem Gewebe zum Zeitpunkt der Aufnahme zusammen, so dass aus der Bildintensität nicht auf die Konzentration des diagnostischen Präparats geschlossen werden kann.

Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die Bilddaten einer Messsequenz zur Untersuchung des zeitlichen Verlaufs von Veränderungen, die durch das Einbringen diagnostische Präparate in ein Untersuchungsgebiet erzeugt werden, so aufzubereiten, dass eine sichere Beurteilung dieser Veränderungen ermöglicht wird.

Diese Aufgabe wird gemäß dem unabhängigen Ansprüchen der Erfindung gelöst.

Erfindungsgemäß wird ein Verfahren zur Korrektur von Bilddaten der Aufnahmen einer Sequenz von, mit einem bildgebenden System der medizinischen Diagnostik an einem Untersuchungsobjekt in zeitlicher Abfolge aufgenommenen Messungen vorgeschlagen, wobei zumindest ein erster Bilddatensatz der Sequenz das Untersuchungsobjekt vor und zumindest ein zweiter Bilddatensatz der Sequenz das Untersuchungsobjekt bei und/oder nach Eintritt eines diagnostisch relevanten Ereignisses betreffen und wobei in einem ersten Schritt eine erste Korrektur der Bilddaten vorgenommen wird indem durch Verschieben der Bildinhalte in den Abbildungen der Messsequenz die Lage des Untersuchungsobjekts in allen Bildern im Wesentlichen zur Übereinstimmung gebracht wird, in einem zweiten Schritt eine zweite Korrektur der Bilddaten vorgenommen wird, indem ein Mittelwertbild aus dem im ersten Schritt korrigierten ersten Bilddatensatz gebildet wird, und alle Bilder der im ersten Schritt korrigierten ersten und zweiten Bilddatensätze bildelementeweise auf das berechnete Mittelwertbild normiert werden, und in einem dritten Schritt eine dritte Korrektur der Messdaten vorgenommen wird, indem der Wert eines Bildelements einer strukturell einheitlichen Bildregion eines im zweiten Schritt korrigierten Bildes des ersten Bilddatensatzes oder ein Mittelwert von Bildelementen dieser Bildregion im ersten Bilddatensatz von den Werten aller Bildelemente dieser Region im ersten und zweiten Bilddatensatz subtrahiert wird.

Das erfindungsgemäße Korrekturverfahren eliminiert auf einfache Weise die Beiträge der oben beschriebenen Störfaktoren aus den Abbildungen einer entsprechenden Messsequenz, so dass eine sichere Beurteilung des zeitlichen Verlaufs der Verbreitung eines diagnostischen Präparats im Untersuchungsgebiet möglich gemacht wird.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen definiert.

Als bildgebendes System der medizinischen Diagnostik wird vorzugsweise ein System zur Magnetresonanztomographie oder ein szintigraphisches System verwendet.

Um mit geringem Aufwand eine Lageanpassung des Untersuchungsobjekts in den verschiedenen Bildern der Sequenz zu erreichen, erfolgt die erste Korrektur der Bilddaten vorteilhaft unter Anwendung einer Korrelationsanalyse.

Im Folgenden wird die Erfindung näher beschrieben, wobei auf folgende Figuren verwiesen wird:
Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Kernspintomographiegeräts.
Fig. 2 zeigt in einem Diagramm den Verlauf der Bildintensitäten von vier unterschiedlichen Regionen eines Myokards im zeitlichen Verlauf einer Perfusionsmessung, und
Fig. 3 zeigt in einem Diagramm den erfindungsgemäß korrigierten Verlauf der Bildintensitäten dieser vier unterschiedlichen Regionen des Myokards im zeitlichen Verlauf der Perfusionsmessung.
Bei einem Diagnoseverfahren wie z. B. der Magnetresonanztomographie erhält man eine bildliche Darstellung vom Inneren der untersuchten Körperregion.
Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem z. B. kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim- Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen, möglicherweise bestehend aus einer Anordnung von Komponentenspulen (allgemeine Bezeichnung "Coil Arrays" oder auch "Phased Array Coils"). Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz- Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt übe r ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst. Das Terminal 21 dient weiterhin zur erfindungsgemäßen Auswertung von Kernspinbildern.
Die Intensität eines Bildelements wird bei der Magnetresonanztomographie von den Eigenschaften des abgebildeten Gewebes und den Eigenschaften des Messsystems bestimmt. Durch die Zugabe von Kontrastmitteln kann die Bildintensität erhöht werden. Ein solches Kontrastmittelverfahren wird insbesondere bei Perfusionsmessungen an Organen wie z. B. dem Herzen angewandt. Hierbei gelangt das mittels einer Injektion einem Patienten verabreichte Kontrastmittel über den Blutkreislauf innerhalb einer gewissen Zeitspanne zu den untersuchten Organen, wo es sich verteilt bis es schließlich wieder langsam vom Körper ausgeschieden wird.
Im Zuge einer Perfusionsmessung des Myokards wird der zeitliche Verlauf des Vordringens des Kontrastmittels in die verschiedenen Herzmuskelregionen beobachtet. Hierzu werden im Rahmen einer Messsequenz, beginnend zu einem Zeitpunkt kurz vor oder mit der Verabreichung des Kontrastmittels, mehrere Aufnahmen des Herzens in zeitlicher Abfolge erstellt. Dringt das Kontrastmittel in einen Herzmuskel vor, so erhöht sich die Intensität der diesen Herzmuskel betreffenden Bildelemente in den jeweiligen Abbildungen.
Bei einer Perfusionsmessung wird die durch das Kontrastmittel hervorgerufene Intensitätserhöhung in den Abbildung einer Geweberegion über der Zeit verfolgt. Zur Auswertung werden die Intensitätswerte der Bildpunkte dieser Geweberegion als Funktion der Zeit bzw. in analoger Weise über die Abfolge von Abbildungen der Sequenz von Messungen aufgetragen. Eine entsprechende Auswertung ist in der Fig. 2 vorgestellt.
Die Fig. 2 zeigt die zeitlich bedingten Veränderungen der Bildintensitäten von vier verschiedenen Geweberegionen (. ^▪ θ ×) eines Herzmuskels mit unauffälligem Myokard-Gewebe während einer Perfusionsmessung mit Kontrastmittelgabe. Die Abstände der Geweberegionen zur Detektorspule sind unterschiedlich, wobei die Region 2 (^▪) am weitesten von der Spule entfernt ist.
Lage und Ausdehnung der einzelnen Geweberegionen werden in den bildlichen Darstellungen einer Messsequenz festgelegt. Die Bildintensität einer solcherart definierten Geweberegion wird in jeder Abbildung der Messsequenz bestimmt und über der Bildnummer im Diagramm der Fig. 2 aufgetragen.
Aufgrund der durch die Bewegung des untersuchten Objekts während den Messungen verursachten Lageverschiebungen der definierten Geweberegionen in den einzelnen Aufnahmen, muss die Lage einer jeweiligen Region in jeder Aufnahme unabhängig von den anderen bestimmt werden. Erfindungsgemäß wird daher vor der Bestimmung der Intensitätswerte der einzelnen Regionen eine Bewegungskorrektur durchgeführt.
Hierzu wird die Lage der Abbildung eines Untersuchungsobjekts in allen Bildern einer Messsequenz so korrigiert, dass die Abbildung des Objekts in den Bildern die selbe Position einnimmt. Dies kann z. B. durch eine Korrelationsanalyse der Bilder der Aufnahmenserie realisiert werden. Die für die Korrelationsanalyse verwendete Bildregion kann hierbei vom Gesamtbild, einem Teil hiervon oder von disjunkten Bildregionen eines Gesamtbildes gebildet werden. Als Ergebnis der Bewegungskorrektur erhält man eine Abbildungsserie mit Bildern, in denen sich eine Geweberegion stets an der selben Position befindet.
Durch die Bewegungskorrektur wird die für alle Bilder der Abbildungsserie gültige Bestimmung der geometrischen Ausprägung und der Lage einer Geweberegion aus nur einem Bild der Serie ermöglicht. Für das Diagramm der Fig. 2 werden nun die Bildintensitätswerte getrennt für jede bestimmte Geweberegion aus den Bildern ausgelesen und in der Reihenfolge der Aufnahmen aufgetragen.
Der zeitveränderliche Wert eines Messsignals S_i(t) aus einer Geweberegion i als Funktion der Zeit t setzt sich aus einem zeitunabhängigen Signalbeitrag S_i ⁰ des originalen Gewebes und einem zeitlich veränderlichen Signalbeitrag ΔS_i(t) einer Gewebeveränderung sowie einer Rauschkomponente S_n zusammen. Die Umsetzung eines Messsignals S_i aus einer Geweberegion i in eine Bildintensität B_i erfährt durch den verwendeten Detektor eine Gewichtung k_i, so dass sich die Bildintensität B_i einer abgebildeten Region berechnet zu

B_i(t) = k_i.(S_i ⁰ + ΔS_i(t)) + S_n; (1)
Für eine Aussagekräftige Analyse darf die Rauschkomponente keinen bestimmenden Einfluss auf die Bildintensität B_i haben und wird daher im Folgenden vernachlässigt.
Solange bei einer Perfusionsmessung kein Kontrastmittel in das untersuchte Gewebe vordringt ändert sich die Bildintensität einer Gewebedarstellung nicht. Erreicht das injizierte Kontrastmittel das Gewebe und breitet sich dort aus, nimmt die Intensität des Gewebes mit der Zeit zu bis durch Ausscheiden des Kontrastmittels aus dem Gewebe die Bildintensitätswerte langsam wieder auf den ursprünglichen zeitunabhängigen Wert abnehmen. Der zeitlich abhängige Beitrag zur Bildintensität ist daher ein Maß für die Konzentration des Kontrastmittels im untersuchten Gewebe.
Um den Einfluss der geometrieabhängigen Empfindlichkeits- bzw. Wichtungsfaktoren k_i auf die Bildintensität einer Geweberegion i zu eliminieren, werden im folgenden zweiten Korrekturschritt alle Abbildungen der Messsequenz auf ein Mittelwertbild normiert.
Hierzu werden zunächst die Bilder bestimmt, in denen die zeitlich veränderlichen Signaländerungen ΔS_i(t) noch keinen Beitrag zur Bildintensität B_i(t) liefern. Mit anderen Worten wird eine Auswahl von Bildern vor Auftreten des Kontrastmittels in einer der Geweberegionen i aus der Aufnahmenserie getroffen. Aus dieser Auswahl wird ein Mittelwertbild bestimmt indem z. B. ein die Auswahl repräsentierendes Bild ausgesucht oder das Mittelwertbild z. B. auf Basis einer bildelementweisen arithmetischen oder quadratischen Mittelwertbildung aus einer Anzahl von Bildern der Auswahl berechnet wird. Im allgemeinen werden alle Bilder der Auswahl verwendet. Um optimale Ergebnisse zu erhalten, können Bilder mit vergleichsweise großem Rauschanteil auch von der Mittelwertbildung ausgenommen werden. Die Auswahl eines repräsentativen Bildes als Mittelwertbild kann z. B. auf Kriterien wie beispielsweise niedriger Rauschanteil S_n und/oder möglichst geringe Veränderung des Bildinhalts bei der vorangehenden Bewegungskorrektur basieren. Dieses Mittelwertbild entspricht somit einer durchschnittlichen Abbildung des Untersuchungsobjekts vor einem ersten Auftreten des Kontrastmittels.
Als nächstes werden alle Abbildungen der Messsequenz auf dieses Mittelwertbild normiert indem auf der Ebene der einzelnen Bildelemente die Bildintensitäten der bewegungskorrigierten Abbildungen durch die Bildintensitäten B_i ^m des Mittelwertbildes dividiert werden. Allgemein erhält man daher für die Bildintensität B_i ^norm(t) einer Geweberegion i in einer normierten Abbildung des Untersuchungsobjekts:

B_i ^norm(t) = B_i(t)/B_i ^m = k_i.(S_i ⁰ + ΔSi(t))/(k_i.S_i ^m) = (S_i ⁰ + ΔSi(t))/S_i ^m ; (2)

wobei (k_i.S_i ^m ) die Bildintensität der Geweberegion i im Mittelwertbild bzw. S_i ^m die dieser Bildintensität zugeordnete mittlere Signalintensität des Gewebes bezeichnet.
Durch diese Normierung wird der Einfluss der für jeden Ort des untersuchten Gewebes unterschiedlichen Wichtungsfaktoren k_i auf die Bildintensität eliminiert. Die relativen Bildintensitäten sind in den normierten Bildern daher unabhängig von Einflüssen der Detektorspule, insbesondere unabhängig vom Abstand zwischen Detektorspule und abgebildeter Geweberegion. Bei einer Perfusionsmessung ist ausschließlich der zeitliche Verlauf der Veränderung eines Gewebes infolge einer Kontrastmittelverabreichung von Interesse. Um die Konzentration und die Verteilung eines Kontrastmittels im Gewebe zuverlässig zu bestimmen, muss der Einfluss des nativen Gewebes auf die Bildintensität eliminiert werden. Dies ist insbesondere auch Voraussetzung für den Nachweis geringer Kontrastmittelkonzentrationen in den Bildern einer Messsequenz.
Der Beitrag des nativen Gewebes zu den Bildintensitäten B_i ^norm(t) ist in den Abbildungen einer Messsequenz als zeitunabhängiger Intensitätsbeitrag S_i ⁰ gegeben. Dieser Intensitätsbeitrag bildet sozusagen den Untergrund für einen Nachweis eines Kontrastmittels im Gewebe. Dieser Untergrund entspricht dem normierten Mittelwertbild.
Um den Intensitätsbeitrag B_i ^k(t) der, während einer Messsequenz stattfindenden Veränderungen der untersuchten Geweberegionen aus den Bildintensitäten B_i ^norm(t) zu extrahieren, muss der Beitrag des nativen Gewebes von den Bildintensitäten B_i ^norm(t) subtrahiert werden.
Die Intensität B_i ^k ergibt sich für eine Region i daher gemäß der folgenden Gleichung:

B_i ^k(t) = B_i ^norm(t) - 1 = (S_i ⁰ - S_i ^m + ΔS_i(t))/S_i ^m ⇐ B_i ^k(t) ∼ ΔS_i(t)/S_i ^m für S_i ^m ∼ S_i ⁰ (3)
Die nach Gleichung (3) korrigierten Bilddaten geben nun die vom Kontrastmittel verursachten Veränderungen im untersuchten Gewebe wieder. Sie stellen eine empfindliche Methode zum Nachweis perfusionsbedingter Gewebeveränderungen dar.
Die nach Gleichung (3) korrigierten Bilder bilden gleichermaßen die Ausgangsbasis zur einfachen Erstellung von korrigierten Signal-Zeit-Kurven, wie sie in der Fig. 3 dargestellt sind.
Eine Signal-Zeit-Kurve gibt in einer graphischen Darstellung die Bildintensitäten ausgewählter Geweberegionen in der Abfolge von Abbildungen einer Messsequenz wieder. Da jede der Aufnahmen zu einem bestimmten Zeitpunkt erstellt wurde, gibt die Darstellung damit auch den zeitlichen Verlauf der Bildintensitäten für die ausgewählten Geweberegionen wieder. Die im Signal-Zeit-Diagramm 30 der Fig. 2 dargestellten Signal-Zeit- Kurven 31, 32, 33 und 34 entsprechen dem zeitlichen Verlauf der Bildintensitäten B_i(t) der mit Region 1, Region 2, Region 3 und Region 4 bezeichneten Geweberegionen und wurden auf der Basis einer Bewegungskorrektur der Bilddatensätze erstellt.
Das Signal-Zeit-Diagramm 40 der Fig. 3 gibt demgegenüber die korrigierten Signal-Zeit-Kurven 41, 42, 43 und 44 derselben Geweberegionen Regionl, Region 2, Region 3 und Region 4 aber ermittelt aus den zusätzlich normierten und durch Untergrundabzug korrigierten Bilddaten B_i ^k wieder.
Deutlich ist der Fig. 3 zu entnehmen, dass durch die Anwendung des erfindungsgemäßen Korrekturverfahrens lokale Einflüsse auf die Signalwerte, wie z. B. der Abstand einer untersuchten Geweberegion von der Detektorspule korrigiert werden und eine zuverlässige Beurteilung der Signalveränderungen miteinander ermöglicht wird.
Aufgrund des größeren Abstands zur Detektorspule ist der durch das Kontrastmittel verursachte Anstieg in der Bildintensität für die Region 2 im ausschließlich bewegungskorrigierten Bilddatensatz deutlich geringer als in einer der anderen drei Regionen. Dies lässt sich in der Fig. 2 aus dem geringeren Anstieg der Signal-Zeit-Kurve 32 im Vergleich zu den anderen Signal-Zeit-Kurven 31, 33 und 34 ablesen. Durch die Normierung wird dieser lokale Einfluss ausgeglichen, so dass bei gleicher Kontrastmittelkonzentration in allen vier Regionen eine identische Zunahme in der Bildintensität aller vier Regionen erzielt wird. Durch den Untergrundabzug werden die Signal-Zeit-Kurven darüber hinaus unmittelbar vergleichbar.
Als Ergebnis der beispielhaft vorgestellten Perfusionsmessung ist der Fig. 3 daher zu entnehmen, dass keine signifikanten Differenzen in der Durchblutung der verschiedenen Myokardregionen Region 1, Region 2, Region 3 und Region 4 vorliegen.
Obwohl das erfindungsgemäße Korrekturverfahren am Beispiel einer Perfusionsmessung des Myokard an einem Kernspintomographie-Gerät vorgestellt wurde, findet das Verfahren bei allen bildgebenden Messverfahren der medizinischen Diagnostik Verwendung, die eine zeitlich variable Verteilung oder eine zeitlich variable Konzentration eines diagnostischen Präparats in Geweben messen. Das erfindungsgemäße Verfahren kann daher auch bei Lungen- oder Nierenperfusionsmessungen sowie in der Szintigraphie angewandt werden.
Das Verfahren kann als Computersoftware zur Ausführung auf einer Datenverarbeitungsablage eines bildgebenden Messsystems oder einer vom Messsystem unabhängigen Datenverarbeitungsanlage realisiert werden. Die Computersoftware wird hierzu in einen Speicher der Datenverarbeitungsanlage geladen und von einer Verarbeitungseinheit derselben, z. B. dem Prozessor der Datenverarbeitungsanlage ausgeführt.

Claims

1. Verfahren zur Korrektur von Bilddaten der Aufnahmen einer Sequenz von, mit einem bildgebenden System der medizinischen Diagnostik an einem Untersuchungsobjekt in zeitlicher Abfolge aufgenommenen Messungen, wobei zumindest ein erster Bilddatensatz der Sequenz das Untersuchungsobjekt vor und zumindest ein zweiter Bilddatensatz der Serie das Untersuchungsobjekt bei und/oder nach Eintritt eines diagnostisch relevanten Ereignisses betreffen und wobei

- in einem ersten Schritt eine erste Korrektur der Bilddaten vorgenommen wird, indem durch Verschieben der Bildinhalte in den Abbildungen der Messsequenz die Lage des Untersuchungsobjekts in allen Bildern im Wesentlichen zur Übereinstimmung gebracht wird

- in einem zweiten Schritt eine zweite Korrektur der Bilddaten vorgenommen wird, indem ein Mittelwertbild aus dem im ersten Schritt korrigierten ersten Bilddatensatz gebildet wird, und alle Bilder der im ersten Schritt korrigierten ersten und zweiten Bilddatensätze bildelementeweise auf das berechnete Mittelwertbild normiert werden, und

- in einem dritten Schritt eine dritte Korrektur der Messdaten vorgenommen wird, indem der Wert eines Bildelements einer strukturell einheitlichen Bildregion eines im zweiten Schritt korrigierten Bildes des ersten Bilddatensatzes oder ein Mittelwert von Bildelementen dieser Bildregion im ersten Bilddatensatz von den Werten aller Bildelemente dieser Region im ersten und zweiten Bilddatensatz subtrahiert wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Korrektur der Bilddaten mittels einer Korrelationsanalyse vorgenommen wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Mittelwertbild durch bildelementweise arithmetische oder quadratische Mittelwertbildung einer Anzahl von Bildern des im ersten Schritt korrigierten Bilddatensatzes ermittelt wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Mittelwertbild aus einer Anzahl von Bildern des im ersten Schritt korrigierten Bilddatensatzes ein Bild mit geringem Rauschanteil und/oder geringer Veränderung durch die erste Korrektur der Bilddaten ausgewählt wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das bildgebende System der medizinischen Diagnostik ein magnetresonanztomographisches System ist.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das bildgebende System der medizinischen Diagnostik ein szintigraphisches System ist.

7. Kernspintomographie-Gerät mit einer Einrichtung zur Korrektur von Bilddaten der Aufnahmen einer Sequenz von Kernspinmessungen gemäß einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, aufweisend

- eine Benutzerschnittstelle (21) zur Auswahl von Bilddaten für die Korrektur durch einen Benutzer, zum Veranlassen der Korrektur der ausgewählten Bilddaten durch einen Benutzer und zur Anzeige eines Korrekturergebnisses, und

- eine Verarbeitungseinheit (20) zum Verarbeiten der vom Benutzer ausgewählten Bilddaten gemäß dem Korrekturverfahren.

8. Computersoftwareprodukt zur Korrektur von Bilddaten der Aufnahmen einer Sequenz von, mit einem bildgebenden System der medizinischen Diagnostik an einem Untersuchungsobjekt in zeitlicher Abfolge aufgenommenen Messungen mit Instruktionen zur Ausführung eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6 bei Speicherung in einer Speichereinrichtung und Ausführung durch eine Verarbeitungseinrichtung einer Datenverarbeitungsanlage.