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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf die medizinische Herzmessung
und insbesondere auf die Messung des Herzmuskels aus einer Reihe
von medizinischen Bildern.
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Manchmal
ist es nötig,
fortlaufende Bereiche desselben Materials innerhalb eines Objekts
in verschiedene anatomische Merkmale von vom Objekt erfaßten Bildern
zu unterteilen. Zur korrekten Diagnose von Herzkrankheiten müssen Strukturen
des Herzens des Objekts aus Herzbildern identifiziert werden. Es
sind herkömmliche
Verfahren zur Unterteilung von Strukturen bekannt, die zur Identifizierung
des linken Ventrikels bzw. der linken Herzkammer eines Objekts verwendet
werden können,
der bzw. die auch die innere Grenze des Myokards bzw. Herzmuskels
des Objekts definiert. Für
Messungen derartiger Parameter, wie beispielsweise der Myokard-
bzw. Herzmuskeldicke und -bewegung, ist es auch nötig, die äußere Grenze
des Myokards bzw. Herzmuskels zu identifizieren, die als das Epikard
bekannt ist.
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Bildintensität-Schwellenwerttechniken
werden für
eine Identifizierung des Epikards nicht gut funktionieren, da das
Myokard benachbart zu Gewebe mit ähnlicher Intensität liegt.
Bisherige Techniken zur Erfassung des Epikards basierten. im allgemeinen
auf verformbaren Schablonen oder „Schlangen" („snakes"). Eine Veröffentlichung „Constrained
Deformable Superquadrics And Non-Rigid Motion Tracking" von D. Metaxas und
D. Terzopoulos, IEEE Computer Vision and Pattern Recognition, Seiten
337–343,
1991 beschreibt eine Verwendung von dreidimensionalen „Schlangen" („snakes") zum Nachbilden
des Epikards. Das Problem mit derartigen dreidimensionalen Techniken
besteht darin, daß sie
im allgemeinen für
klinische Anwendungen zu langsam sind.
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In
der Vergangenheit wurden auch zweidimensionale „Schlangen"- bzw. „Snake" techniken angewendet.
Beispielsweise wurde bei diesem Problem eine Art von „Fourier-Schlange", die in „Boundary
Finding With Parametrically Deformable Models" von L.H. Staib und J.S. Duncan, Seiten
1061–1075,
IEEE Trans. Pattern Analysis and Machine Intelligence, 14(11): Nov.
1992 beschrieben ist, verwendet. Während zweidimensionale „Schlangen" verfahren ein kompliziertes
Modell bzw. Muster zur Darstellung der Form vorschlagen, verwenden sie
nur Messungen der Grenze auf der Grundlage von Gradienten. Diese
erfordern die anfängliche
Schätzung der
Modell- bzw. Musterposition nahe der korrekten Lösung und sind bei der Erfassung
eines niedrigen Kontrasts, aber bei statistisch bedeutenden Grenzen,
wie sie oft in Magnetresonanz(MR)-Herzbildern gefunden werden, schlecht.
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Ferner
ist in der US-A-5 239 591 eine Konturextraktion in Multiphasen-
und Multischnitt-Herz-MRI-Studien durch Ausbreitung von Seed-Konturen
unter Bildern beschrieben.
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Außerdem offenbart
die US-A-5 360 006 ein automatisches Verfahren für eine Digitalbild-Bewertung.
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Gegenwärtig besteht
ein Bedarf für
ein schnelles und genaues Verfahren zur Bestimmung von Herzmuskel-
bzw. Myokard-Grenzen zur genaueren Herzdiagnose.
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Es
wird ein Verfahren zur Bestimmung einer Epikardgrenze beschrieben,
aus der eine Herzmuskel- bzw. Myokarddicke des Herzens eines Objekts
gemessen werden kann. Herzbilder mit Pixel- bzw. Bildelementintensitäten I(r, θ), ausgedrückt in Polarkoordinaten
(r, θ),
wobei das Zentrum des Polarkoordinatensystems als der Flächenschwerpunkt
des Herzkammer- bzw. Ventrikelbereichs genommen wird, werden durch
eine medizinische Abbildungs- bzw. Bildaufnahmevorrichtung erhalten,
die Blutansammlungen abbilden kann. Der Radius wird bei zahlreichen
Abtastwinkeln θi berechnet, wobei 0 ≤ θi ≤ 2π ist, um
eine Abfolge von radialen Messungen r(θi)
zu ergeben.
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Eine
Innengrenze des Herzmuskels bzw. Myokards, die ein äußere Grenze
der Herzkammer- bzw. Ventrikelblutansammlung ist, wird identifiziert
und als eine anfängliche
Kurve r(θi) verwendet. Dies kann durch herkömmliche
Einrichtungen durchgeführt
werden.
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Die
Innengrenze des Myokards r(θi) wird um eine vorbestimmte Anzahl von Bildelementen
n ausgedehnt, um eine Grenze Ml zu erzeugen,
wobei n weniger als ½ einer
ungefähren
Myokarddicke ist, die durch erwartete Werte von vorhergehenden Messungen ähnlicher
Bilder bestimmt ist.
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Dann
wird Ml um eine vorbestimmte Anzahl von
Bildelementen m ausgedehnt, um eine Grenze Mh zu erzeugen,
wobei m auch weniger als ½ einer
durch Messung des Bilds bestimmten ungefähren Myokarddicke ist.
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Eine
mittlere Bildelementintensität μ und eine
Standardabweichung σ von
Bildelementintensitäten
I(r, θ)
in einem Bereich M zwischen Mh und Ml wird dann bestimmt.
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Eine „Goodness"- bzw. Arbeitssteilheit-
bzw. Gütefunktion
G(I(r, θ))
wird aus μ, σ bestimmt
und zeigt an, wenn eine Intensität
I(r, θ)
für (r, θ) statistisch
als Myokard bestimmt werden kann.
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Zweite
und vierte Ableitungen einer radialen Veränderung aufgrund einer Änderung
des Winkels ∂2r/∂θ2, ∂4r/∂θ4 werden jeweils berechnet und mit G(I(r, θ)) kombiniert,
um eine lokalisierte Energiefunktion H(θ) zu bestimmen.
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r(θi) wird um ∂r(θi)
ausgedehnt, was –εH(θi) ist, um eine neue Grenze zu bestimmen.
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Die
vorstehenden Schritte beginnend mit einer Bestimmung einer „Goodness"- bzw. Arbeitssteilheit- bzw.
Gütefunktion
werden für
eine Vielzahl von Iterationen wiederholt, bis H(θi)
weniger als ein vorbestimmtes Ausmaß ist, um eine Epikardgrenze
r(θi) zu ergeben.
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Es
zeigen:
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1 eine
Veranschaulichung des Herzens eines Objekts, die das verwendete
Koordinatensystem und zu messende Teile des Herzens zeigt und
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2 ein
vereinfachtes Blockschaltbild eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden
Erfindung.
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Die Bereichs-basierte
Radial-Modell- bzw. Muster-„Schlange"
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In 1 ist
ein Querschnitt des Herzens eines Objekts gezeigt. Hier soll die äußere Oberfläche 1 der Herzkammer
bzw. des Ventrikels, eine Epikardgrenze, in weiteren Herzdiagnosen
verwendet werden.
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Um
die Epikardgrenze 1 stark zu finden, ist es nötig, die
erwartete allgemeine Form des zu messen gewünschten Bereichs, wie beispielsweise
des Herzmuskels bzw. Myokards 3 auszunutzen. Das Myokard 3 ist,
wie in einem einfachen Schnittbild gemäß 1, das eine
Längsachse
des Ventrikels eines Objekts schneidet, zu sehen, ein ungefähr ringförmiger Bereich,
der den linken Ventrikel umgibt. Eine Blutansammlung 5 wird durch
eine herkömmliche
Blutabbildungs- und unterteilungseinrichtung bestimmt.
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Die
vorliegende Erfindung verwendet eine Bereichs-basierte Schlange,
die ein ringförmiges
Modell bzw. Muster für
das Myokard annimmt. Ein Polarkoordinatensystem auf der Grundlage
eines Zentrums 7 des Ventrikels eines Objekts wird zur
Parametrisierung der Schlange verwendet. Das Bereichs-basierte „Schlangen" bzw. „Snake" modell bzw. -muster
ist ähnlich
dem in „Active
Region Models für
Segmenting Medical Images" von
J. Irvins and J. Porrill, Seiten 227–231, IEEE International Conference
on Image Processing, 0-8186-6950-0/94 (1994) beschriebenen. Dieses
Modell bzw. Muster ist natürlich
für Probleme
geeignet, bei denen der interessierende Bereich ungefähr kreisförmig ist
und der ungefähre
Flächenschwerpunkt
des Bereichs vorher bestimmt wurde.
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Die
vorliegende Erfindung schreitet fort, indem ein einzelner Bildschnitt
zu einem Zeitpunkt bearbeitet wird. Wenn I(r, θ) die Intensität eines
Bildelements bei (r, θ)
des Bilds ist und G(I(r, θ))
eine „Goodness"- bzw. Arbeitssteilheit-
bzw. Gütefunktion
ist, die die Art des für
alle Bildelemente in dem Bild definierten Gewebes definiert, was
nachstehend beschrieben wird. Das Epikard wird durch einen Abstand
r(θ) vom
Ursprung modelliert bzw. nachgebildet. Das „Schlangen" verfahren berechnet eine parametrisierte
Kurve, die eine „Energiefunktion" minimiert, die zwei
Kurvenbeschränkungen
darstellende Terme und einen dritten, den Gewebetyp darstellenden
Term enthält.
Je näher
die modellierte bzw. nachgebildete Kurve einen ringförmigen Bereich
annähert,
desto niedriger ist die durch die ersten zwei Terme verteilte Energie,
und je näher
der Bereich den Intensitäten
des Myokards ist, desto niedriger ist die durch den dritten Term
verteilte Energie. Die Energiefunktion der vorliegenden Erfindung
ist wie folgt: E
= (α/2) ∮R (∂r/∂θ)2 dθ +
(β/2) ∮R (∂2r/∂θ2)2 dθ + EBereich (1)wobei EBereich = –γ ∫∫RG(I(r, θ))r dr dθ (2)wobei ∫∫R das
Integral der Gütefunktion
G(I(r, θ) über das
Innere R des Modells ist und ∮R das Integral um die Kurve darstellt. Zwei
Parameter α und β definieren
die relativen Verteilungen der Steifheit erster und zweiter Ordnung
zur Energie E, die ersten zwei Terme in Gleichung (1). Der dritte
Parameter γ bestimmt
die Verteilung der Gütefunktion über die
Energie E.
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Es
ist zu beachten, daß das
Modell bzw. Muster in Gleichung (1) in den Radialkoordinaten definiert
ist. Somit wird die niedrigste Energie E erreicht, wenn die Kurve
ein Kreis ist, in der Abwesenheit von externen Bildkräften.
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Die
Energie verändert
sich, wenn die Kurve um eine kleine Veränderung δr(θ) verändert wird. Die Wahrscheinlichkeit
von Veränderungen
kann zur Ableitung einer Gleichung für die entsprechende Veränderung
bei der Energie der Kurve verwendet werden. Das Ergebnis ist, daß: δE ≈ ∮H(θ)δr(θ)dθ (3)wobei δ(r) eine
Veränderung
in einer radialen Dimension bzw. Richtung ist und H(θ) definiert
ist als: H(θ) = α(∂2r/∂θ2) – β (∂4r/∂θ4) + γrG(I(r, θ)). (4)
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Diskrete Form
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In
der Praxis werden Kurven in dem Bild durch ihre Abtastung nach diskreten
Werten von θ dargestellt. Ableitungen
werden dann unter Verwendung von finiten Unterschieden berechnet.
Wenn die Kurve bei diskreten Winkeln θ0, θ1, ... abgetastet wird, getrennt durch Δθ, dann sind
symmetrische Unterschiede im Raum: (∂2r/∂θ2) = (1/(2(Δθ)2)){r(θi+1) – 2r(θi) + r(θi–1)}
(∂4r/∂θ4) = (1/(2(Δθ)4)){r(θ1+3) – 2r(θi+2) – r(θi+1) + 4r(θi) – r(θi-1) – –2r(θi–2)
+ (θi–3)} (5)
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Das
Integral von Gleichung (3) wird nun:
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Gütefunktion
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Die
Gütefunktion
G(T(r, θ))
wird verwendet, um sicherzustellen, daß die „Schlange" („snake") zu einer Epikardgrenze
des Bilds konvergiert. Im Fall einer Epikardunterteilung ist die
Gütefunktion
definiert als: G(I(r, θ)) = 1 – (|I(r, θ) – μ|/(kσ)) (7)wobei I(r, θ) die Bildintensität eines
Bildelements bei (r, θ)
ist, μ und σ der Mittelwert
und die Standardabweichung der Intensität des Myokardgewebes in dem
Bild sind und k eine Konstante ist, die vorbestimmt sein kann. Wenn
die Intensität
des Bildelements bei (r, θ)
innerhalb k Standardabweichungen des Mittelwerts ist, dann zeigt
die Gütefunktion
positiv statistisch Myokardgewebe an, sonst zeigt sie negativ statistisch
Gewebe verschieden vom Myokard an.
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Die
Parameter μ und σ werden unter
Verwendung eines vorhergehend bekannten Ventrikelbereichs bestimmt.
Dieser Bereich ist um eine feste Anzahl von Bildelementen n zur
Bildung eines Bereichs Ml ausgedehnt, vorausgesetzt
n wird als weniger als die Hälfte
der erwarteten Minimalbreite des Myokards in den Bildern gewählt wird,
die aus anatomischer Kenntnis und der Kalibrierung ähnlicher
Bilder bestimmt werden kann. Ml ist der
Reihe nach um eine Anzahl von Bildelementen m ausgedehnt, wobei
m gleich n sein kann oder nicht, aber weniger als ½ der Myokardminimaldicke
sein muß,
um sicherzustellen, daß dieser
Bereich Mh noch innerhalb des Myokardbereich
ist. Dann wird ein neuer Bereich M = Mh – Ml gebildet, der vollständig innerhalb des Myokards
liegt. Die Parameter μ und σ werden dann
als der Mittel wert und die Standardabweichung der Intensitäten von
Bildelementen in M berechnet.
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Im
allgemeinen werden die Koordinaten (r, θ) nicht genau auf einem Bildelement
liegen. Der Wert von I(r, θ)
kann als die Intensität
des nächsten
Bildelements genommen werden oder auch unter Verwendung linearer
oder Interpolation höherer
Ordnung berechnet werden.
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Optimierung
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Wenn
gewünscht
ist, die Energie der Kurve zu verringern, kann aus Gleichung (3)
ersehen werden, daß dies
durch Anpassung einer Schrittgröße geschehen
kann: δr(θ) = –εH(θ) (8)wobei ε eine kleine
positive Konstante ist, die derart gewählt ist, daß δr eine ausreichend kleine Veränderung ist.
Mit dieser Wahl von δr(θ) ist das
Integral in Gleichung (3) das Integral einer negativen Funktion
und so ist δE < 0. Es ist auch
zu beachten, daß,
wenn H(θ)
= 0 ist, der Wert von δE
für alle
kleinen Veränderungen
in der Funktion auch Null ist. Mit anderen Worten, die Kurve ist
bei einem örtlichen
Energieminimum.
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Bei
jeder Iteration wird der Wert von H(θ) bei jedem Winkel θi unter Verwendung von Gleichung (4) und dieser
finiten Differenzformel, Gleichung (5), berechnet.
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Die
anzulegende Veränderung δr(θ) ist dann
durch Gleichung (8) gegeben, wobei die Konstante ε derart gewählt ist,
daß der
Maximalwert von δr(θ) ein Bildelement
ist. Diese Normierung stellt sicher, daß die „Schlange" („snake") durch eine zu schnelle
Ausdehnung nicht eine Einzelheit übergehen wird.
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Dieser
Vorgang einer Veränderung
von δr(θ) und Berechnung
von r(θ)
wird wiederholt, bis ein stabiler Zustand erreicht ist, in dem die „Schlange" leicht um eine feste
Position oszilliert, oder bis eine Maximalanzahl von Iterationen überschritten
wird, im Fall, daß die
Unterteilung fehlgegangen ist.
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Wenn
H(θ) um
Null oszilliert, dann werden die kleinen Schritte δr auch um
Null oszillieren, so wird die „Schlange" leicht um die korrekte
Lösung
oszillieren.
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Ausführung
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In 2 ist
ein vereinfachtes Blockschaltbild der vorliegenden Erfindung gezeigt.
Jeder dieser Blöcke stellt
eine Funktionseinheit dar, die Hardware oder zusammen arbeitende
Hardware und Software sein kann. Jeder Block stellt eine bestimmte
Funktion dar, die eine einzelne Unterroutine darstellen kann oder
nicht.
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In
Block 21 erfaßt
eine medizinische Abbildungs- bzw. Bildaufnahmevorrichtung ein medizinisches Bild,
das ein Feld von Intensitäten
I(r, θ)
eines Objekts 10 ist. Diese medizinische Abbildungsvorrichtung
muß Blutansammlungen
und Teile des Herzens des Objekts abbilden können. Die Bilder werden eine
Abbildungsspeichereinrichtung 23 zugeführt und dort gespeichert.
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Eine
Myokardextraktionsvorrichtung 25 liest die Bildintensitäten I(r, θ). Zumindest
ein Bild in der Bildspeichereinrichtung 23 wird durch eine
Ventrikelunterteilungseinrichtung 29 verarbeitet, die den
Umriß der Ventrikularblutansammlung
feststellt, die eine anfängliche
Schätzung
einer Peripherie r(θi) ist. Die anfängliche Ventrikularperipherie
r(θi) wird in einer Peripheriespeichereinrichtung 31 gespeichert.
Die anfängliche
Peripherie kann durch irgendein verfügbares herkömmliches Verfahren berechnet
werden.
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Der
Ventrikularumriß wird
der Myokardextraktionsvorrichtung 25 zugeführt, die
den Ventrikularblutansammlungsumriß um ein Ausmaß ausdehnt,
das weniger als ½ der
ungefähren
Dicke der Myokardwand ist. Diese ungefähre Dicke kann durch Messung
der Myokarddicke des Bilds an seinem dünnsten Punkt bestimmt werden
oder auch durch Kenntnis der Eigenschaften von früheren Bildern.
Dieser ausgedehnte Bereich wird als Ml bezeichnet.
Der Bereich Ml wird dann wieder um ein Ausmaß ausgedehnt,
das auch weniger als ½ der ungefähren Myokardwanddicke
ist, um einen zweiten Bereich Mh zu definieren,
der den Bereich Ml umgibt. Der Bereich zwischen
Mh und Ml, bezeichnet
mit Ml wird einer statistischen Vorrichtung 27 zugeführt, die
die mittlere Bildelementintensität μ dieses Bereichs
und die Standardabweichung σ dieses
Bereichs bestimmt.
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Die
Peripherie r(θi) wird entweder direkt oder über die
Peripheriespeichereinrichtung 31 einer Feststellungseinrichtung 33 zugeführt. Die
Feststellungseinrichtung 33 empfängt auch die mittlere Bildelementintensität μ und Standardabweichung σ von der
statischen Einrichtung 27. Die Feststellungseinrichtung 33 bestimmt dann
eine „Gütefunktion" G(I (r, θ)) für jedes
der Bildelemente rund um die Peripherie. Die Funkton G(I(r, θ)) ist ein
Maß dafür, wie nahe
die Intensität
I(r, θ)
mit der mittleren Intensität μ des Myokards übereinstimmt.
Intensitäten,
die mehr als k Standardabweichungen von dem Mittelwert entfernt
sind, werden bestimmt, daß sie einiges
Gewebe anders als Myokard sind und die G(I(r, θ))-Funktion besitzt für diese
einen negativen Wert.
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Die
gegenwärtige
Peripherie r(θi) wird auch einer diskreten Ableitungsvorrichtung 37 zugeführt, die
die zweite Ableitung des Radius im Hinblick auf θ und die vierte Ableitung des
Radius im Hinblick auf θ bestimmt, die
beide einer lokalisierten Energieberechnungsvorrichtung 39 zugeführt werden.
Die Gütefunktion
G(I(r, θ)) wird
auch der Vorrichtung 39 zugeführt, die eine lokalisierte
Energie H(θ)
berechnet.
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Eine
Steuervorrichtung 41 empfängt die lokalisierte Energiefunktion
H(θ) und
bestimmt, ob diese lokalisierte Energiefunktion über einem vorbestimmten Schwellenwert
ist. Wenn H(θ) über dem
Schwellenwert ist und eine vorbestimmte Anzahl von Iterationen noch
nicht überschritten
wurde, wird die Energiefunktion H(θ) mit einem Multiplikator –ε multipliziert,
der derart bestimmt ist, daß das
Produkt –εH(θ) weniger
als eine einzelne Bildelementbreite ist. –εH(θ) wird als δr, eine inkrementelle Veränderung
zum Peripherieradius, verwendet.
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Die
inkrementelle Veränderung δr wird einer
Radiusanpaßvorrichtung 35 zugeführt, die
die gegenwärtige
Peripherie r(θi) nimmt und sie zu δr addiert, um die Peripherie
anzupassen. Die angepaßte
Peripherie r(θi) wird wieder in der Peripheriespeichereinrichtung 31 gespeichert
und der Vorgang wird wiederholt, bis die Steuervorrichtung 41 bestimmt,
daß die
lokalisierte Energiefunktion unter einem vorbestimmten Schwellenwert
ist oder eine Maximalanzahl von Iterationen überschritten wurde.
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In
dem Fall, in dem eine Maximalanzahl von Iterationen überschritten
wurde und die Energiefunktion nicht unter einem vorbestimmten Schwellenwert
ist, dann konvergierte die Peripherie nicht zu einer Antwort und
der Bediener wird informiert.
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Andererseits
konvergiert, wenn die lokalisierte Energiefunktion unter dem vorbestimmten
Schwellenwert ist, die sich ergebende Peripherie r(θi) gegen eine Epikardgrenze.
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Da
die innere Grenze des Myokards von einer herkömmlichen Vorrichtung bekannt
ist und die äußere Grenze
des Myokards, das Epikard, nun von der vorliegenden Erfindung bekannt
ist, kann die Dicke des Myokards gemessen und für zahlreiche Herzdiagnosetests
verwendet werden.
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Optional
kann eine Graphikvorrichtung 13 zur Anzeige von angemessenen
Daten auf einer Anzeigevorrichtung 11, wie beispielsweise
der gegenwärtigen
Peripherie r(θi), für
einen Bediener 1 verwendet werden. Der Bediener 1 kann
auch mit einer Steuertafel 17 oder eine Zeigeeinrichtung 15 aufeinander
einwirken, um vorbestimmte Parameter des Systems anzupassen, wie
beispielsweise den Minimalwert von H(θ).
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Die
gegenwärtige
Erfindung kann ein einzelnes Bild bearbeiten, kann jedoch für eine Vielzahl
von Bildern eines Herzzyklus verwendet werden und daher kann die
Herzwanddicke über
den gesamten Herzzyklus bestimmt werden. Dies erzeugt wertvolle
Informationen über
die Funktion des Herzens des Objekts und kann bei der Vorhersage
der Gesundheit des Herzens des Objekts und zur Diagnose einer möglichen
Herzkrankheit verwendet werden.
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Das
Nachstehende ist ein Umriß der
Funktionsweise der vorliegenden Erfindung:
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Die innere Grenze des Myokards wird unter Verwendung irgendeiner
herkömmlichen
Technik gefunden und der Flächenschwerpunkt
des linken Ventrikels wird als der Ursprung eines Polarkoordinatensystems gewählt.
- 2. Der Mittelwert und die Standardabweichung (μ und σ) von Bildelementen
in dem Myokardbereich werden als der Mittelwert und die Standardabweichung
von Intensitäten
in einem Bereich M = Mh – Ml berechnet, der
den linken Ventrikel umgibt.
- 3. Die Gütefunktion
G(I(r, θ))
wird unter Verwendung von μ, θ und I(r, θ) bestimmt.
- 4. Eine den linken Ventrikel umgebende Kurve, die innere Grenze
des Myokards, wird unter Verwendung von herkömmlichen Abbildungsverfahren
gefunden. Diese Kurve dient als eine anfängliche Kurve für den iterativen „Schlangen" algorithmus. Die
Kurve wird bei regelmäßigen Winkeln θi abgetastet, die voneinander um Δθ getrennt
sind, um eine diskrete Darstellung der Kurve zu ergeben.
- 5. Der Wert von H(θ)
wird unter Verwendung der Gleichungen (4) und (5) und G(I(r, θ)) aus Gleichung
(7) berechnet.
- 6. Das anzulegende Inkrement δr(θ) wird unter
Verwendung von Gleichung (8) berechnet, wobei ε eine positive Konstante ist,
die derart gewählt
ist, daß der
Maximalwert von δr(θi) ein Bildelement ist.
- 7. Die Kurve r(θi) wird durch Hinzufügen von δr(θi)
zu r(θi) für
jedes i ausgedehnt.
- 8. Die Schritte 5 bis 7 werden wiederholt, bis die sich ergebende
Kurve r(θi) um eine feste Kurve oszilliert (H(θ) ist unter
einem vorbestimmten Schwellenwert) oder für eine feste Maximalanzahl
von Iterationen. Im letzteren Fall wird das Verfahren als fehlgeschlagen
betrachtet.
- 9. Die sich ergebenden Werte r(θi)
werden als die Epikardgrenze verwendet.
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Die
vorliegende Erfindung bestimmt die Epikardgrenze, die eine geschlossene
Kurve ist, die das Myokard vom Gewebe und Blut die den linken Ventrikel
umgeben, trennt. Ein Mittelwert und eine Standardabweichung werden
für Bildelemente
eines medizinischen Bilds der Myokardgewebes des Objekts bestimmt.
Diese werden zur Definition einer „Gütefunktion" über
das Bild verwendet, die für
statistisch wahrscheinlich Myokardgewebe seiende Bildelemente positiv
ist und negativ für
andere Bildelemente. Eine anfängliche
Kurve zur Modellierung bzw. Nachbildung des Epikards in Radialkoordinaten
beginnt mit einer Kurve der inneren Myokardgrenze, die durch herkömmliche
Abbildungstechniken erhalten ist. Diese Kurve wird dann iterativ
aktualisiert, um die gesamte „Gütefunktion" des umgebenen Bereichs
zu maximieren.
