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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der diagnostischen
Bildgebung. Sie findet insbesondere Anwendung für Magnetresonanzangiographie-Verfahren (MRA) und
-Geräte
sowie für
Verfahren und Geräte
zur digitalen Verarbeitung der hiermit erfassten Bilddaten. Obwohl
die vorliegende Erfindung hier hauptsächlich unter Bezugnahme auf
die Magnetresonanzangiographie veranschaulicht und beschrieben wird,
ist zu beachten, dass die vorliegende Erfindung auch für andere
Bildgebungsmodalitäten
und andere Objekte als den menschlichen Körper eingesetzt werden kann.
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Üblicherweise
wird bei der Magnetresonanzbildgebung (MRI) ein im Wesentlichen
gleichmäßiges temporär konstantes
Hauptmagnetfeld (B0) in einer Untersuchungsregion
aufgebaut, in der sich ein darzustellendes oder zu untersuchendes
Objekt befindet. Über
Hochfrequenz-Anregung und -Manipulationen von Magnetresonanz werden
ausgewählte
magnetische Dipole in dem Objekt, die sonst auf das Hauptmagnetfeld
ausgerichtet sind, gekippt, um Magnetresonanz anzuregen. Die Resonanz
wird üblicherweise
so manipuliert, dass detektierbare Magnetresonanzechos von einer
ausgewählten
Region des Objekts herbeigeführt
werden. Bei der Bildgebung werden die Echos über Magnetgradienten, die an
das Hauptmagnetfeld angelegt werden, räumlich codiert. Die Rohdaten
vom MRI-Scanner werden in einer Matrix gesammelt, die üblicherweise
als k-Raum bezeichnet wird. Durch inverse Fourier-Transformation,
zweidimensionale Fourier-Transformation, dreidimensionale Fourier-Transformation
oder andere bekannte Transformationen wird anhand der k-Raum-Daten
eine Bilddarstellung des Objekts rekonstruiert.
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Es
wurde eine Reihe von MR-Angiographie-Verfahren (MRA) für die Darstellung
des Gefäßsystems entwickelt.
Time-of-Flight-Verfahren (TOF) beruhen auf dem Zeitintervall zwischen
der transversalen Anregung von Spins und der Erfassung des resultierenden
Magnetresonanzsignals, um zwischen sich bewegenden und stationären Spins
zu unterscheiden. Während
des Zeitintervalls bewegen sich frische Spins in die Region, aus der
das Magnetresonanzsignal erfasst wird, und angeregte Spins bewegen
sich aus der Region heraus. Im Gegensatz dazu bleiben stationäre Spins
während
des Intervalls zwischen HF-Anregung und Datenerfassung an Ort und
Stelle fixiert, mit dem Ergebnis, dass das durch stationäre Spins
erzeugte Magnetresonanzsignal sich in der Magnitude erheblich von
dem Signal unterscheidet, das durch die sich bewegenden Spins erzeugt wurde.
Wenn anhand derartiger Magnetresonanzsignale ein Bild rekonstruiert
wird, sind die Bildpunkte, die den sich bewegenden Spins entsprechen,
abhängig
von der Sequenz entweder wesentlich heller oder wesentlich dunkler
als Bildpunkte, die den stationären
Spins entsprechen. Auf diese Weise wird dafür gesorgt, dass das Gefäßsystem,
das das sich bewegende Blut transportiert, in dem resultierenden
Bild heller oder dunkler erscheint als das umgebende stationäre oder
sich langsam bewegende Gewebe.
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Phasenkontrastverfahren
beruhen auf der Tatsache, dass sich die Phase des durch die sich
bewegenden Spins erzeugten Magnetresonanzsignals von der Phase der
Magnetresonanzsignale unterscheidet, die durch stationäre oder
sich langsam bewegende Spins erzeugt werden. Phasenkontrastverfahren
nutzen Magnetfeldgradienten während
der Magnetresonanzimpulssequenz, die eine Modulation der Phase der
resultierenden Magnetresonanzsignale als Funktion der Spingeschwindigkeit
bewirken. Die Phase der Magnetresonanzsignale kann daher benutzt
werden, um den Kontrast oder die Helligkeit der Pixel in dem rekonstruierten Bild
zu steuern. Da sich das Blut relativ schnell bewegt, wird dafür gesorgt,
dass das Gefäßsystem
in dem resultierenden Bild heller oder dunkler erscheint.
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Um
die Diagnosetauglichkeit der Magnetresonanzangiographie zu verbessern,
wurde die kontrastverstärkte
Magnetresonanzangiographie eingesetzt. Bei der kontrastverstärkten Magnetresonanzangiographie wird
dem Patienten vor dem Scan ein Kontrastmittel wie Gadolinium injiziert.
Die Injektion wird zeitlich so geplant, dass die Mittellinien des
k-Raums, die ausschlaggebend für
den Bildkontrast sind, während
der maximalen arteriellen Verstärkung
erfasst werden, d. h. zu demjenigen Zeitpunkt, an dem der Kontrastmittelbolus durch
die interessierende Gefäßstruktur
fließt.
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Unabhängig von
dem Verfahren zur Erfassung der Magnetresonanzdaten kann die Magnetresonanzbildgebung
genutzt werden, um Volumenbilddaten mit einem dreidimensionalen
(3D) Array von Voxelintensitäten
zu erzeugen. Diese Volumenbilddaten können erfasst werden, indem
eine dreidimensionale Impulssequenz oder zweidimensionalen (2D)
Impulssequenzen einer Vielzahl von benachbarten Schichten zugeführt werden.
Außerdem
können
dreidimensionale Impulssequenzen einer Vielzahl von benachbarten
Teilvolumen zugeführt
werden, um eine Abdeckung des gewünschten interessierenden Volumens
zu erreichen.
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Die
Maximum-Intensitätsprojektion
(engl. Maximum Intensity Projection, MIP) ist ein übliches
und leistungsstarkes Hilfsmittel zur Darstellung dreidimensionaler
Volumenbilddatensätze
und in Verbindung mit Magnetresonanzangiographiebildern besonders
nützlich.
Projektionsbilder sind insbesondere für die Screening-Untersuchung
zur Erfassung von vaskulärer
Morphologie und pathologischen Erkrankungen, zum Beispiel von Stenose,
Atherosklerose und Aneurysma, von Nutzen. Bei der klinischen Diagnose
ist das Betrachten von Projektionsbildern im Allgemeinen dem Betrachten
einzelner MRI-Schichtbilder
vorzuziehen.
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Ein
MIP-Bild ist im Wesentlichen eine Projektion eines dreidimensionalen
Volumens auf eine zweidimensionale Ebene von einem bestimmten Betrachtungspunkt
aus oder entlang eines bestimmten Betrachtungswinkels oder Projektionswinkels.
Bei der Erzeugung eines MIP-Bildes wird ein Strahlengang von jedem Pixel
in der zweidimensionalen Projektionsebene durch das dreidimensionale
Array von Bilddatenpunkten projiziert. Es wird derjenige Wert für die Datenpunkte
auf dem Strahlengang ausgewählt,
der den maximalen Intensitätswert
aufweist. Der auf diese Weise für
jeden Strahlengang gewählte
Wert wird verwendet, um die Grauskala seines entsprechenden Pixels
in dem resultierenden zweidimensionalen Bild zu steuern. MIP-Bilder können aus
verschiedenen Betrachtungswinkeln oder Betrachtungspositionen erfasst
werden und bieten damit dem Radiologen entsprechende Flexibilität bei der
Untersuchung von Fällen.
Auf ähnliche
Weise wird die Minimum-Intensitätsprojektion
(MinIP) für
Schwarzblut-Angiographieanwendungen genutzt. Bei MinIP wird die Resonanzreaktion
von dem fließenden
Blut durch die Magnetresonanzsequenz minimiert, so dass Blut in
dem resultierenden Bild schwarz erscheint. Die niedrigste Voxelintensität auf jedem
Strahlengang wird dem entsprechenden Pixel in dem resultierenden
zweidimensionalen Projektionsbild zugewiesen.
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Bei
der Kontrastangiographie bewegt sich der Kontrastmittelbolus dynamisch
durch den Bildbereich. Außerdem
fließt
das Blut abhängig
vom Herzzyklus zyklisch schneller oder langsamer. Die MR-Bilder
frieren diese Bewegung als zeitlichen Schnappschuss ein. Bei einigen
Untersuchungen werden mehrere Bilder erfasst, die bezüglich des
Zeitpunkts oder der Phase des Herzzyklus versetzt sind. Die interessierende
Region wird dann in einer kinematischen Anzeige dargestellt.
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Derzeitige
MIP-Verfahren umfassen nicht den zeitvariablen Effekt des Blutflussverhaltens,
z. B. beeinflusst durch den Herzzyklus, das Eintreffen und Abfließen von
Kontrastmitteln usw. Sie gehen vielmehr davon aus, dass das erfasste
Blutflussverhalten statisch ist. Obwohl eine Anzahl von Algorithmen
entwickelt wurden, um die Gefäßrand abgrenzung
zu verbessern, wie zum Beispiel die Neupositionierung von Rekonstruktionsgittern
und verschiedene Interpolationsverfahren, können mit derartigen Verfahren
Ungenauigkeiten aufgrund solcher zeitvariabler Effekte nicht korrigiert
werden.
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In
dem Dokument
US 6.073.042 nach
dem Stand der Technik wird ein Verfahren beschrieben, mit dem dreidimensionale
MR-Bilder auf eine solche Weise angezeigt werden, dass Arterien
von Venen zu unterscheiden sind. Zu diesem Zweck wird einem Patienten
Kontrastmittel verabreicht, es werden mehrere dreidimensionale Datensätze in zeitlicher
Folge erfasst und die Datensätze
werden auf ein Bild mit hoher Auflösung abgebildet. Anschließend und
mit erheblichen Rechenaufwand wird eine Verstärkung eines gemessenen Resonanzwertes
für jedes
Voxel in dem Datensatz in Bezug auf die Zeit berechnet, die die
Auswirkung des Kontrastmittels widerspiegelt, während es sich weiter durch
den Körper
des Patienten fortbewegt. Da Voxel, die sich auf verschiedene Teile
des Kreislaufsystems des Patienten beziehen, eine unterschiedliche
zeitliche Verstärkung
aufweisen, werden die berechneten Werte benutzt, um einzelne Voxel
des Bildes mit hoher Auflösung zu
skalieren, indem die berechneten Werte als Schwellenwerte zum Einstellen
eines Kontrastwerts (hell/gedimmt) für jedes Voxel in den dreidimensionalen
Daten verwendet werden. Die genannten Daten werden anschließend räumlich kollabiert,
um eine zweidimensionale Bilddarstellung zu erzeugen, die es erlaubt,
zwischen genannten verschiedenen Teilen des Kreislaufsystems zu
unterscheiden, wodurch im Allgemeinen immer nur ein funktionelles
Teil der erfassten Daten gezeigt wird.
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Die
vorliegende Erfindung hat zur Aufgabe, die Nachteile des oben genannten
Stands der Technik zu überwinden,
insbesondere die kostenaufwändige
Notwendigkeit von Rechenressourcen zu beseitigen, wodurch ein Verfahren
zur diagnostischen Bildgebung geschaffen wird, das auf kosteneffiziente
Weise eingesetzt werden kann, um zeitvariable Effekte innerhalb
eines Patientenkörpers
darzustellen.
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Gemäß einem
ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren der
diagnostischen Bildgebung das Erzeugen einer Vielzahl von zeitlich
versetzen volumetrischen Bilddarstellungen eines interessierenden
Volumens, wobei jede durch ein dreidimensionales Array von Voxelwerten
dargestellt wird, und das räumliche
und zeitliche Kollabieren der Vielzahl von dreidimensionalen Arrays
von Voxelwerten gemäß einem
ausgewählten
Kriterium, um eine räumlich
und zeitlich kollabierte zweidimensionale Bilddarstellung zu erzeugen.
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Gemäß einem
zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst ein dia gnostisches
Bildgebungsgerät
ein Erzeugungsmittel zum Erzeugen einer Vielzahl von zeitlich versetzten
volumetrischen Bilddarstellungen eines interessierenden Volumens,
wobei jede durch ein dreidimensionales Array von Voxelwerten dargestellt wird,
und ein Kollabiermittel zum räumlichen
und zeitlichen Kollabieren der Vielzahl von dreidimensionalen Arrays
von Voxelwerten gemäß einem
ausgewählten
Kriterium, um eine räumlich
und zeitlich kollabierte zweidimensionale Bilddarstellung zu erzeugen.
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Ein
Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie die Genauigkeit
bei der Darstellung von Blutgefäßlumen abgebildeter
Blutgefäße verbessert.
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Ein
weiterer Vorteil besteht darin, dass zeitliche Schwankungen des
Blutflusses in vivo erfasst werden.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass
sie die Dynamik der Blutgefäßwand kompensiert,
z. B. die schwankende Lumengröße.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht in der Möglichkeit
zur leichten Anpassung an zahlreiche diagnostische Bilderfassungsverfahren.
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Im
Folgenden wird eine Möglichkeit
zur Ausführung
der Erfindung anhand von Beispielen und unter Bezugnahme auf die
begleitende Zeichnung ausführlich
beschrieben. Es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines Magnetresonanzbildgebungs-Scanners mit zeitlich
aufgelöster
Intensitätsverfolgung
gemäß Aspekten
der vorliegenden Erfindung;
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2 eine
alternative Ausführungsform
eines Magnetresonanzbildgebungs-Scanners der vorliegenden Erfindung;
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3 die
Anwendung einer Zeitverlauf-Projektion gemäß diesen Erkenntnissen, um
Voxelwerte zu liefern, die das tatsächliche Lumen eines beobachteten
Blutgefäßes darstellen;
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4 einen
Ablaufplan zur Erläuterung
von einem beispielhaften Verfahren der vorliegenden Erfindung; und
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5 einen
Ablaufplan zur Erläuterung
eines anderen beispielhaften Verfahrens der vorliegenden Erfindung.
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Bezug
nehmend auf 1 umfasst ein Magnetresonanzbildgebungssystem 100 supraleitende
Permanent- oder widerstandsbehaftete Magneten 102, die
ein im Wesentlichen gleichmäßiges, zeitlich
konstantes Magnetfeld B0 durch eine Untersuchungsregion 104 schaffen.
Obwohl in 1 ein offenes Magnetsystem dargestellt
ist, lässt
sich die vorliegende Erfindung ebenso auf andere bekannte Arten
von MRI-Scannern anwenden, zum Beispiel auf Scanner mit einem röhrenartigen
Magnet. Die Erfindung ist auch auf andere Bildgebungsmodalitäten anwendbar,
zum Beispiel auf Computertomographie, Nuklearmedizin, Digitalröntgen und dergleichen.
Gradientenimpulsverstärker 106 führen ausgewählten oder
Paaren von Ganzkörper-Gradientenspulen 108 Stromimpulse
zu, um Magnetfeldgradienten entlang der x-, y- und z-Achse der Untersuchungsregion 104 zu
erzeugen. Ein Hochfrequenzsender 110, bei dem es sich optional
um einen digitalen Sender handeln kann, ist mit einer Ganzkörper-Hochfrequenzspule 112 verbunden,
um HF-Impulse in die Untersuchungsregion 104 auszusenden.
Ein zweiter Satz aus Magnetspulen, Gradientenspulen und Hochfrequenzspulen sind
unterhalb des Patienten als unterer Polschuh angeordnet. Die Ganzkörper-Hochfrequenzspule 112 oder alternativ
ein Oberflächenspulenarray
(nicht abgebildet) ist mit einem Empfänger 114 zum Demodulieren
der resultierenden Resonanzsignale verbunden.
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Eine
Sequenz-Steuereinheit 116 steuert die Gradientenverstärker 106 und
den Sender 110 so, dass eine MRA-Scansequenz erzeugt wird.
Insbesondere wird der digitale Sender veranlasst, eine Reihe von
HF- und Magnetfeldgradientenimpulsen zu erzeugen, die dem Objekt
zugeführt
werden, um in einem ausgewählten
Volumen des Körpers
Magnetspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren,
Magnetresonanz zu refokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren,
die Magnetresonanz räumlich
und auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und dergleichen. Bei
der erzeugten Sequenz kann es sich um jegliche herkömmliche
dreidimensionale vaskuläre
Bildgebungssequenz oder zweidimensionale vaskuläre Bildgebungssequenz zur Erzeugung
einer Vielzahl von parallelen 2D-Bilddatensätzen handeln, die in ein 3D-Bild
gestapelt werden. Das MRI-Verfahren
kann auch jegliches dynamische Verfahren, jegliches synchronisierte
Erfassungsverfahren mit oder ohne die Verwendung eines Kontrastmittels
sein. Bei einer synchronisierten Erfassung zum Beispiel wird ein
Elektrokardiogrammsignal als Auslöser verwendet, zum Beispiel
der QRS-Komplex. Beispiele für
Kontrast-MRA-Verfahren sind unter anderem Keyhole, TRICK, spiralverschachtelte,
zentrische Codierung usw. Die Sequenz wird im Allgemeinen eine von
mehreren durch den Benutzer wählbaren
vorprogrammierten Bildgebungssequenzen sein, z. B. gespeichert in
einem Sequenzsteuerungsspeicher der Sequenz-Steuereinheit 116.
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Bei
bestimmten Ausführungsformen,
bei denen eine elektrokardiographische Synchronisierung (EKG-Gating)
genutzt wird, wird ein optionaler elektrokardiographischer (EKG)
Sensor 118 an einem Patienten 150 angebracht,
der ein elektrisches EKG-Signal des Patienten ausgibt. Ein EKG-Gate-Impulsgenerator 120 gibt
einen Gate-Impuls ale EKG-Gating-Signal
an die Sequenz-Steuereinheit 116 aus. Die Gate-Impulse
haben eine sehr kleine Impulsbreite synchron zu den Spitzenwerten
von R-Zacken des EKG-Signals. Die Gate-Impulse werden von der Sequenz-Steuereinheit 116 als
EKG-Gating-Signal genutzt, um einen EKG-synchronisierten Scanvorgang
zu erzeugen, z. B. indem die Anfangszeiten und andere Sequenz-Scanparameter gesteuert
werden.
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Die
Signale werden von dem Empfänger 114 empfangen
und demoduliert und in einen k-Raum-Datenspeicher 122 hinein
abgetastet. Die Daten im Speicher 122 werden durch einen
Rekonstruktions- oder Array-Prozessor 124 mittels konventioneller
Verfahren zu Volumenbilddaten rekonstruiert. Der Array-Prozessor 124 liefert
Volumenbilddaten für
das gleiche ausgewählte
Volumen an jeden der N Volumenbildspeicher 130, 132,
..., 134, wobei N die Anzahl der zu erfassenden Volumenbilddatensätze ist
und mindestens zwei beträgt. Die
Volumenbilddatensätze
werden zu unterschiedlichen Zeitpunkten erfasst.
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Bei
bestimmten Ausführungsformen,
wenn zum Beispiel die Volumenbilddaten mit Hilfe eines 2D-Mehrschichtverfahrens
erzeugt werden, kann jede Datenschicht separat einer zweidimensionalen
Fourier-Transformation durch den Rekonstruktionsprozessor 124 unterzogen
werden, um ein zweidimensionales Array von Pixelintensitäten für jede Schicht
zu erhalten, das einem ersten Volumenbildspeicher 130 zugeführt wird.
Die Sammlung der Pixelwerte für
mehrere Schichten ergibt ein dreidimensionales Array von Voxelintensitäten.
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Bei
bestimmten anderen Ausführungsformen,
zum Beispiel 3D Time-of-Flight-Verfahren,
3D-Phasenkontrast- oder phasenempfindlichen Verfahren und so weiter
wird ein dreidimensionales Array von k-Raum-Daten in den Datenspeicher 122 eingelesen.
Das dreidimensionale k-Raum-Array wird einer dreidimensionalen inversen
Fourier-Transformation
durch den Prozesser 124 unterzogen und als dreidimensionales Array
von Voxelintensitäten
im Volumenbildspeicher 130 gespeichert.
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Bei
anderen Ausführungsformen
wird eine inverse Fourier-Transformation für jede empfangene Datenlinie
durchgeführt,
die in einem Speicher hinterlegt wird, bis ein kompletter Satz von
transformierten Datenlinien erzeugt wurde. Anschließend kann
eine zweite inverse Fourier-Transformation in der Phasencodierrichtung
an den Daten vorgenommen werden, um Schichtdaten zu erzeugen, die
in einem Speicher gespeichert werden.
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Die
obigen Schritte werden für
jede Schicht wiederholt, bis Voxelintensitäten für das gesamte abgebildete Volumen
im Volumenbildspeicher 130 gespeichert sind. Bei bestimmten
Ausführungsformen
kann 3D-Volumenbildgebung für
eine Vielzahl von benachbarten Teilvolumina eingesetzt werden, die
dann kombiniert werden, um das interessierende Volumen zu bilden.
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Unabhängig von
der Scan- und Datenerfassungsprozedur werden die Volumenbilder M1, M2, .... MN für die
ausgewählte
Region zu N verschiedenen Zeitpunkten erfasst und die Vielzahl der
Volumenbilddatensätze wird
in den N Volumenspeichern 130, 132, ..., 134 gespeichert.
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Zeitaufgelöste Intensitätsverfolgung
(140) und räumliche
Intensitätsprojektion
(146) werden hier der Kürze
halber vor allem unter Bezugnahme auf die Maximum-Intensitätverfolgung
und die Maximum-Intensitätsprojektion
beschrieben. Für
MRA-Anwendungen,
bei denen die Blutgefäße dunkel
erscheinen sollen, zieht die vorliegende Erfindung jedoch auch die
Verwendung der Minimum-Intensitätswerte
für die
zeitaufgelöste Verfolgung
und die räumliche
Projektion in Betracht, und die hier gegebene Beschreibung ist darauf
ebenso anwendbar.
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Die
in den Speichern 130, 132, ..., 134 gespeicherte
Vielzahl von Volumenbilddatensätzen
wird zeitlich durch den Zeitverlauf-Projektionsprozessor 140 kollabiert,
der den Voxelwert mit maximaler Intensität für entsprechende Voxel von jedem
abgebildeten Volumen in den zeitlich versetzten Speichern 130, 132,
..., 134 heraussucht. Ein zeitlich kollabierter Volumendatensatz
für das
ausgewählte
Volumen wird erzeugt und im Volumenspeicher 144 gespeichert,
indem in den Speichern 130, 132, ..., 134 gespeicherte
Voxelintensitäten
verglichen werden und indem jedem Voxel in dem zeitlich kollabierten
Volumenbilddatensatz die dort gefundene maximale Intensität für jede räumliche
Position zugeordnet wird.
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Bei
bestimmten Ausführungsformen
werden zeitaufgelöste
Daten gesammelt und die Zeitverlauf-Projektion wird für alle räumlichen
Koordinaten innerhalb des ursprünglichen
interessierenden Volumens durchgeführt. Es ist jedoch nicht erforderlich,
dass für
alle räumlichen
Daten innerhalb des gesamten ursprünglichen interessierenden Volumens
zeitaufgelöste
Daten erfasst werden und/oder die Zeitverlauf-Projektion durchgeführt wird.
Bei anderen Ausführungsformen
ist die zeitaufgelöste
Datenerfassung und/oder Zeitverlauf-Projektion auf ein oder mehrere
bestimmte interessierende Teilvolumina begrenzt, die kleiner sind
als das ursprüngliche
interessierende Volumen und darin enthalten sind. Bei einigen Ausführungsformen
empfängt
der 3D-Speicher 144 also die zeitlich kollabierten Daten
nur für
ausgewählte
räumliche
Koordinaten innerhalb der interessierenden Teilvolumina. Für alle anderen
Bereiche innerhalb des ursprünglichen
interessierenden Volumens geladen, die sich außerhalb der interessierenden
Teilvolumina befinden, werden nicht-zeitaufgelöste Werte geladen. Auf diese
Weise können
die Datenerfassungszeiten und/oder Bildrekonstruktionszeiten reduziert
werden.
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Bei
einer Ausführungsform
umfasst der Zeitverlauf-Projektionsprozessor 140 optional
einen Speicher oder eine Datenbank 142 zum Protokollieren
zeitlicher Informationen und Ereignisse für das abgebildete Volumen.
Derartige zeitliche Informationen können bei der klinischen Diagnose
ergänzend
zu dem erfassten Angiogramm verwendet werden. Diese Informationen
umfassen zum Beispiel den Zeitverlauf der Bolusausbreitung und die
Spitzenzeit der Bolusankunft (bei Kontrastverfahren), die Ankunft
von frischem/schnellem Blut (bei Nicht-Kontrast- und/oder Gating-Verfahren),
Zeitdifferenzen zwischen verschiedenen Gefäßen wie Arterien und Venen,
und so weiter. Diese Informationen selbst können für die klinische Diagnose von
verschiedenen physischen oder pathologischen Zuständen verwendet
werden und liefern dadurch zusätzliche
Diagnoseinformationen ergänzend
zum erfassten Angiogramm. Zum Beispiel kann ein sich später und/oder
langsam füllendes
Gefäß auf eine
mögliche
Okklusion oder andere Fehlfunktionen des Kreislaufs hinweisen. Die
Datenbank 142 der Zeitverlaufinformationen kann auch für zukünftige Zwecke
gespeichert werden. Bei einer Ausführungsform können die
Zeitinformationen in der Datenbank 142 verwendet werden,
um patientenspezifische oder gefäßspezifische
Informationen zur Blutflussgeschwindigkeit zu speichern, und bei
bestimmten Ausführungsformen
zum Beispiel durch die Sequenz-Steuereinheit 116 verwendet
werden, um die Scan-Zeiten für nachfolgende
Erfassungen einzustellen.
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Ein
Projektionsprozessor 146 bildet ausgehend von einem ausgewählten Betrachtungspunkt
und entlang einer ausgewählten
Betrachtungsrichtung oder Achse eine Maximum-Intensitätsprojektion
(MIP) der zeitlich kollabierten Volumendaten, und die 2D-Projektionsbilddarstellung
wird in einem Projektionsbildspeicher 148 gespeichert.
Ein Videoprozessor 152 wandelt die Bilddarstellung im Projektionsspeicher 148 in
ein geeignetes Format zur Anzeige als MIP-Bild auf einem Videomonitor 154 um.
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Bei
bestimmten Ausführungsformen
des MIP-Verfahrens zur zeitaufgelösten Intensitätsverfolgung
gemäß der vorliegenden
Erfindung ist der MIP-Prozessor 146 ein Modul eines Bildprozessors
mit weiteren Modulen, die zusätzliche
Funktionen für
die An giographie bieten, einschließlich Prozessoren oder Programmmodulen
für die
Winkelauswahl, Recrop, Hintergrundunterdrückung, Interpolation, Neupositionierung
des Rekonstruktionsgitters und dergleichen.
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Der
Videoprozessor 152 ist außerdem direkt mit dem Speicher
für die
zeitlich kollabierten Volumenbilddaten verbunden, um die Bilddaten
direkt daraus auszuwählen.
Der Videoprozessor kann verschiede Schichtbilder oder dergleichen
auswählen.
Er oder die zugehörigen,
nicht dargestellten Prozessoren können Oberflächen-Renderings und andere
herkömmliche
Bildanzeigen verarbeiten.
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Bei
der in 1 dargestellten Ausführungsform wird die Zeitverlauf-Projektion 140 vor
der räumlichen Projektion 146 durchgeführt. Es
ist jedoch anzumerken, dass die Reihenfolge der Durchführung von
Zeitverlauf-Intensitätsverfolgung
und Maximum-Intensitätsprojektion
umgekehrt werden kann. In 2 ist eine
alternative Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung dargestellt, die der Ausführungsform
aus 1 ähnelt,
bei der aber jede der in den Volumenspeichern 130, 132,
..., 134 gespeicherten Volumenbilddarstellungen einer Maximum-Intensitätsprojektion
durch einen Projektionsprozessor 246 unterzogen wird, um
eine Vielzahl von zeitlich versetzten 2D-Projektionsbilddarstellungen zu erzeugen,
die in einer entsprechenden Anzahl von 2D-Bildspeichern 230, 232,
..., 234 gespeichert werden. Die Sammlung der auf diese
Weise erzeugten 2D-Projektionen wird dann mit Hilfe eines Zeitverlauf-Projektionsprozessors 240 zu
einer endgültigen
zeitlich und räumlich
projizierten 2D-Bilddarstellung zeitlich kollabiert, die in einem
Speicher 248 gespeichert wird. Optional ist der Videoprozessor 152 durch
einen Cine-Prozessor 260 mit den Projektionsbildspeichern 230, 232,
..., 234 verbunden, so dass der Benutzer kinematische Anzeigen
der Zeitentwicklung der Projektionsbilder auswählen kann.
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3 zeigt
die Anwendung eines Zeitverlauf-Projektionsprozessors 140 (1)
oder eines Zeitverlauf-Projektionsprozessors 240 (2)
zur Bereitstellung von Voxelwerten, die das echte Lumen der untersuchten
Blutgefäße darstellen.
Ein erstes Blutgefäß 300,
zum Beispiel eine Arterie, dehnt sich bei der Pumpwirkung des Herzens
aus und erreicht zum Zeitpunkt t3 seinen
maximalen Durchmesser. Ein zweites Blutgefäß 302, zum Beispiel
eine abgezweigte Arterie, wird kurze Zeit später zum Zeitpunkt t5 durch den Herzimpuls auf ihren maximalen
Durchmesser gedehnt. Ein drittes Blutgefäß 304, zum Beispiel
eine verschlossene Arterie, behält
während
des Herzzyklus einen im Wesentlichen konstanten Wert bei. Es ist
zu beachten, dass ein einzelnes, zum Zeitpunkt t1 aufgenommenes
Bild zur Identifizierung der verschlossenen Arterie nicht ausreichen würde. Anhand
eines einzelnen Bild zum Zeitpunkt t3 oder
t5 wäre
die Stellung einer Diagnose schwierig. In einem Maximum- oder Minimum-Intensitätsbild 306 erscheint
jedes Gefäß mit seinem
maximalen Durchmesser. Das Verfahren erfasst auch andere zeitvariable
Effekte, zum Beispiel andere Blutflussveränderungen, Eintreffen und Abfließen von
Kontrastmitteln, Auswirkungen des Herzzyklus, schwankende Lumengröße und anderes
dynamisches Verhalten der Blutgefäßwand, und so weiter.
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Nun
Bezug nehmend auf 4 ist ein beispielhafter Prozess 400 gemäß den Erkenntnissen
dieser Erfindung dargestellt, der in dem MRI-System 100 aus 1 durchgeführt werden
kann. In einem Schritt 404 werden Volumenbilddaten erfasst.
Die Volumenbilddaten sind vorzugsweise Magnetresonanzdaten und vor
allem vorzugsweise Magnetresonanzangiographiedaten. Es kommen jedoch
auch volumetrische Daten von anderen Modalitäten, zum Beispiel von der Computertomographie
oder anderen volumetrischen Bildgebungsmodalitäten, in Betracht. Nach dem
Erfassen der Volumenbilddaten wird in einem Schritt 408 das
Volumenbild mit Hilfe eines Array-Prozessors 124 rekonstruiert,
und die rekonstruierte elektronische Bilddarstellung wird in einem
der Speicher 130, 132, ..., 134 gespeichert.
Die Schritte 404 und 408 werden wiederholt, bis
mindestens zwei Volumendarstellungen für das interessierende Volumen
erzeugt sind, wobei jede Bilddarstellung unterschiedlichen Zeitpunkten
entspricht. Wenn eine gewünschte
oder vorgegebene Anzahl, zum Beispiel 2, 3, 4, 5 usw. von Datensätzen gewonnen
wurde, wie bei Schritt 412 vorgegeben, wird die Vielzahl
der Volumendatensätze
in einem Schritt 416 zeitlich kollabiert. Bei dem Schritt
des zeitlichen Kollabierens ordnet der Zeitverlauf-Projektionsprozessor 140 die
maximalen Intensität
für jede
räumliche
Position oder entsprechendes Voxel in der Vielzahl von zeitlich
versetzten Volumenbilddarstellungen zu, um eine zeitlich kollabierte
3D-Bilddarstellung zu erzeugen. In einem Schritt 420 wird
aus dem zeitlich kollabierten 3D-Bild ein räumliches MRA-Projektionsbild
erzeugt, indem die 3D-Bilddarstellung
mit Hilfe von Maximum-(oder Minimum-)Intensitätsprojektionsverfahren zur
Wiedergabe auf der Anzeige 156 auf eine 2D-Ebene projiziert
wird. In 5 ist ein beispielhafter Prozess 500 gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Verbindung dargestellt, der dem Prozess aus 4 ähnelt, aber
bei dem die Schritte 416 und 420 vertauscht sind.
-
Text in der Zeichnung
-
Figur
1
| Gradient
control | Gradienten-Steuereinheit |
| Sequence
control | Sequenz-Steuereinheit |
| RF
transmitter | HF-Sender |
| ECG | EKG |
| Receiver | Empfänger |
| Memory | Speicher |
| Recon.
Processor | Rekonstruktionsprozessor |
| 3D
mem | 3D-Speicher |
| Time
course projection | Zeitverlauf-Projektion |
| Database | Datenbank |
| Spatial
projection | räumliche
Projektion |
| Projection
memory | Projektionsspeicher |
| Video
processor | Videoprozessor |
Figur
2
| Gradient
control | Gradienten-Steuereinheit |
| Sequence
control | Sequenz-Steuereinheit |
| RF
transmitter | HF-Sender |
| Video
processor | Videoprozessor |
| Cine
processor | Cine-Prozessor |
| Projection
memory | Projektionsspeicher |
| Time
course projection | Zeitverlauf-Projektion |
| Receiver | Empfänger |
| Memory | Speicher |
| Recon.
Processor | Rekonstruktionsprozessor |
| Spatial
projection | räumliche
Projektion |
Figur
4
| Start | Start |
| Image
acquire | Bilderfassung |
| Reconstruct | Rekonstruktion |
| Finished
no/yes | Fertig
nein/ja |
| Temp.
collapse image data | zeitliches
Kollabieren der Bilddaten |
| Project
volume image data | Projektion
der Volumenbilddaten |
| Ende | |
Figur
5
| Start | Start |
| Image
acquire | Bilderfassung |
| Reconstruct | Rekonstruktion |
| Finished
no/yes | Fertig
nein/ja |
| Project
volume image data | Projektion
der Volumenbilddaten |
| Temp.
collapse image data | zeitliches
Kollabieren der Bilddaten |
| Ende | |