DE69130975T2

DE69130975T2 - Nichtinvasive Analyse von myokardialen Bewegungen durch Phasenkontrast-Abbildungen der myokardialen Geschwindigkeits-Aufzeichnungen mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE69130975T2
Application number: DE69130975T
Authority: DE
Inventors: Norbert J. Los Altos Calif. Pelc
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1990-11-26
Filing date: 1991-08-01
Publication date: 1999-07-08
Anticipated expiration: 2011-08-02
Also published as: EP0488496A3; JP3118278B2; ES2131505T3; JPH06142079A; US5195525A; EP0488496B1; EP0488496A2; DE69130975D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Diese Erfindung betrifft allgemein die Kernspinresonanzbildgebung (MRI), und insbesondere betrifft die Erfindung die Bewegungsanalyse und Abbildung eines Organs wie des Herzens unter Verwendung von Phasenkontrast-MRI-Karten der Gewebegeschwindigkeit in dem Organ.
Die Einschätzung der Bewegung des Herzmuskels, der Myokardbewegung, ist grundlegend für die Charakterisierung gewisser Herzkrankheiten und für die Entwicklung und Bewertung von erfolgreichen Maßnahmen.
Echokardiographie wurde die bevorzugte Methode für klinische Studien der Myokarddynamik, wobei lokale Ausmaße sowohl der Wandbewegung als auch Verdickung geliefert werden. Der Hauptmangel der Echokardiographie und anderer Tomographietechniken einschließlich CT und konventionelles MRI ist, daß sie ein festes, externes Bezugssystem verwenden und nicht in der Lage sind, einem einzelnen Segment des Myokards zu folgen. Mit diesen Methoden wird das in einer festen Abbildungsebene befindliche Myokard abgebildet. Das in dieser Abbildungsebene gesehene Myokardgewebe kann somit tatsächlich verschiedene Gewebeproben über den Herzzyklus repräsentieren. Eine Folge ist, daß die gemessene Wandbewegung und Verdickung fehlerhaft sein können. Die genaue Identifizierung von bestimmten, in dem Myokard festen Punkten stellt eine geeignete Lösung für diese Beschränkung bereit. Eine Methode, die geeignet ist, diese Information zu liefern, verwendet implantierte, strahlenundurchlässige Markierungen, ist jedoch sehr invasiv.
Spinresonanzabbildung (MRI) ist ein nicht-invasive Methode, von der gezeigt wurde, daß sie genaue Messungen der globalen Herzfunktion, von Kammervolumina und regionalen Wandverdickungen liefert. MRI kann ähnliche Information wie Echokardiographie in praktisch jeder Abbildungsebene liefern, da sie nicht an der Beschränkung leidet, ein akustisches Fenster zu erfordern. Außerdem liefert MRI anatomische Vollbereichsbilder und ist weniger abhängig von dem Können des Bedieners eine MRI-Methode, die sich als sehr nützlich bei Studien des Herzens herausgestellt hat, wird als "CINE-MRI" bezeichnet und ist in dem US-Patent 4,710,717 beschrieben. Kurz gesagt werden mit dieser Methode Daten mit schnellen Raten erfaßt und die Steigerung der Amplitude des phasencodierenden Gradienten wird unter Verwendung eines physiologischen Auslösers, beispielsweise EKG, kontrolliert. Während dies passiert, wird außerdem die zeitliche Position innerhalb des Herzzyklus gemessen, an der jedes Echo erfaßt wurde. Wenn diese Zeitverlaufsinformation und Interpolationsmethoden verwendet werden, können Bilder hergestellt werden, die das Aussehen des Objekts im ganzen Herzzyklus darstellen. Obwohl dies für Herzuntersuchungen nützlich ist, leiden diese Bilder noch an den oben beschriebenen Nachteilen.
Die DE-A-39 18 625 offenbart auch eine MRI-Methode, bei welcher vorab eine Tabelle der Position der Aortawurzel zu jedem Zeitpunkt erstellt wird. Dann wird die Aortawurzelposition mit der Anregungsposition koinzidieren gelassen, indem die Aortawurzelposition bei jeder Verzögerungsdauer für jede HF- Wellenposition gesucht wird und die Frequenz des HF-Pulses korrespondierend zu der aufgesuchten Position eingestellt wird.
MRI-Bilder besitzen typischerweise eine Bildintensität, die von der Spindichte und Relaxationseffekten abhängt. Jedoch wurden auch Methoden demonstriert, die Bilder produzieren, deren Intensität proportional zur Geschwindigkeit ist (siehe z. B.: O'Donnell, Med. Physics, 12: 59-64, 1985; Spirtzer Radiology, 176: 255-262, 1990 und Nayler et al., J. Computer Assisted Tomography, 10: 715-722, 1986). Diese Methoden gehören im allgemeinen zu der Klasse von Methoden, die Phasenkontrast-MRI genannt werden. In Norbert J. Pelc, et al., "Encoding Strategies for Three-Direction Phase Contrast MRI", JMRI Publ., Vol. 4, 405-413, July-August 1991, ist eine besonders nützliche und effiziente Methode zur simultanen Messung sowohl der drei Komponenten der Geschwindigkeit als auch eine Vorrichtung offenbart, mit der das Verfahren durchgeführt werden kann. Phasenkontrastprinzipien wurden mit dem oben beschriebenen CINE- Abbildungsverfahren kombiniert, um die Erstellung von Bildern zu ermöglichen, die die Verteilung von Geschwindigkeiten an mehreren Stellen in dem Herzzyklus darstellen.
Das kürzlich eingeführte Myokard-Kennzeichnungsverfahren mit MRI bietet jedoch eine nicht-invasive Technik zur Erlangung von Information über die Bewegung von bestimmten Myokardstellen ähnlich der aus implantierten Markierungen abgeleiteten Information (siehe Zerhouni et al., "Human Heart: Tagging with MR Imaging - A method for Noninvasive Assessment of Myocardial Motion", Radiology 1988; 169: 59-63, und Axel, "MR Imaging of Motion with Spatial Modulation of Magnetization", Radiology 1989; 171: 841- 845).
Allerdings gibt es mehrere Mängel bei den gegenwärtigen Ausführungen der auf MRI basierenden Myokardkennzeichnungstechniken. Ihre Verwendung mit der Spinechoabbildung begrenzt intrinsisch die zeitliche Auflösung und verlängert die Untersuchungsdauer, so daß echte 3D-Daten schwierig zu erhalten sind. Die Dicke, die Anzahl und der Abstand von "Sat-Bändern" begrenzt die räumliche Auflösung der Myokardbewegungsanalysen. Die Auflösung der Bewegungsanalyse wird ferner durch die räumliche Auflösung der Bilder begrenzt. Verfahren zur Visualisierung der Bewegung in allen drei Dimensionen sind noch zu demonstrieren. Eine Analyse dieser Daten erfordert raffinierte Mustererkennungsalgorithmen oder ein manuelles Eingreifen. Schließlich fällt der Kontrast der Kennzeichen aufgrund der TI-Relaxation ab, wodurch die Untersuchung des ganzen Herzzyklus erschwert wird.
Wedeen (Proc. of Soc. Mag. Res. in Med., August 1990, p. 462) hat gezeigt, daß Parameter, die zu einer Verformung in Beziehung stehen, aus MRI-Karten der Geschwindigkeit abgeleitet werden können. Jedoch wird nur ein einziges Zeiteinzelbild behandelt und keine Lehre dargelegt, wie mehrere Zeiteinzelbilder kombiniert werden können. Ferner erkennt der Artikel weder das Vorliegen einer starren Rotation an noch wird Information über Translationen gegeben.

ABRIß DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung ist auf ein verbessertes Verfahren zum Einschätzen einer Myokardbewegung gerichtet, die beispielsweise eine rekursive Technik zum Bestimmen einer Bewegung, einer Geschwindigkeit, einer Rotation und einer Scherung in gewählten Regionen mit einer Bewegungsauflösung verwendet, die nur durch Rauschen begrenzt ist, und zwar ohne die Schwundprobleme einer MR-Kennzeichnungsmethode und ohne das Erfordernis für raffinierte Mustererkennungsalgorithmen. Im Gegensatz zu sowohl dem Kennzeichen-MRI-Verfahren als auch dem Markierungsverfahren nach dem Stand der Technik können um eine Größenordnung mehr Myokardregionen verfolgt werden, und diese können zurückblickend ausgewählt werden. Die Verfügbarkeit einer 3D-Bewegungsanalyse des menschlichen Myokards mit relativ hoher Auflösung liefert nicht-invasiv Daten über Verdrehungsmoment, Verdrillung, Scherung und Bewegung unter normalen und pathologischen Bedingungen. Erstmals werden nicht-invasive Untersuchungen des rechten Ventrikels verfügbar. Das Potential, Patienten vor und nach einem Eingriff nicht-invasiv zu untersuchen, bietet eine wichtige Gelegenheit, verschiedene Therapien zu bewerten und in bester Weise diejenigen Patientenpopulationen vorauszusagen, die von einer speziellen Therapie profitieren. Die grundlegende physiologische Information über den natürlichen Werdegang einer komplexen angeborenen Herzerkrankung, welche nicht-invasiv verfügbar ist, kann die Auswahl und die zeitliche Abstimmung einer Therapie verbessern.
Dementsprechend ist es eine Aufgabe von Ausführungsformen der Erfindung, eine verbesserte Vorrichtung und ein Verfahren zum nicht-invasiven Einschätzen und Abbilden einer Bewegung eines Organs vorzusehen.
Eine weitere Aufgabe von Ausführungsformen der Erfindung ist eine verbesserte Vorrichtung und ein Verfahren zum Einschätzen einer Myokardbewegung durch Phasenkontrast-Spinresonanztechniken.
Eine Eigenschaft von Ausführungsformen der Erfindung ist die Einschätzung einer Bewegung eines Organs durch Bestimmen einer Position, einer Geschwindigkeit und von Deformationen von kleinen Abschnitten des Organs als Funktion der Zeit.
Die vorliegende Erfindung ist in den Ansprüchen 1, 6, 14, 16, 17 und 22 dargelegt.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG

Die Fig. 1A und 1B veranschaulichen Scherverformungen als Funktionen von Geschwindigkeitsableitungen.
Fig. 2 ist ein Flußdiagramm eines Verfahrens zum Berechnen einer Bewegung von Gewebe in einem Organ im Verlauf der Zeit entsprechend einer Ausführungsform der Erfindung.
Fig. 3 veranschaulicht eine Bewegung einer Region des Interesses zwischen Einzelbildern und die gemessenen und berechneten Parameter der Bewegung entsprechend einer Ausführungsform der Erfindung.
Fig. 4 ist ein Blockdiagramm eines NMR-Systems, welches die Erfindung einsetzt.
Fig. 5 ist ein elektrisches Blockdiagramm des Transceivers, der einen Teil des NMR-Systems von Fig. 4 bildet.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER VERANSCHAULICHENDEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

MR-Datenerfassungsmittel erzeugen Bilder, bei welchen jedes Bildelement (Pixel) eine komplexe Quantität ist, die eine Größe und eine Phase besitzt. Die Größe entspricht der Größe der Netto-Transversalmagnetisierung in einem Volumenelement. Bei herkömmlichem MRI ist die Phase nicht von Interesse und wird typischerweise ausgeschieden.
Lange vor der Entwicklung der Bildgebung mit NMR war es bekannt, daß Magnetfeldgradienten verwendet werden können, um Bewegungsinformation in der Phase des NMR-Signals zu codieren, da bei Bewegung der Spins diese ein sich veränderndes Magnetfeld erfahren. Es sei angenommen, daß ein Objekt sich in der x-Richtung bewegt und seine Position als Funktion der Zeit in eine Taylorreihe entwickelt wird:
x(t) = x&sub0; + vt + at²/2 + ... [1]
wobei x&sub0;, v und a die Position, Geschwindigkeit bzw. Beschleunigung zur Zeit t = 0 sind. Es kann gezeigt werden, daß die Spinphase zur Zeit t' aufgrund des Vorliegens des x-Magnetfeldgradienten Gx ist:
Δφ(t') = γM&sub0;x&sub0; + γM&sub1;v + γM&sub2;a/2 + ... [2]
wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist, und wobei M&sub0;, M&sub1; und M&sub2; das nullte, erste bzw. zweite Moment der Gradientenwellenform ist:
M&sub0; = &sub0;t' Gx(t)dt, M&sub1; = &sub0;t' Gx(t)tdt, M&sub2; = &sub0;t' Gx(t)t²dt [3]
Dies berücksichtigt nicht die mögliche Anwesenheit von statischen Phasenverschiebungen, beispielsweise aufgrund von Magnetfeldinhomogenitäten. Der M&sub0;-Term in Gl. 1 ist verantwortlich für die räumliche Lokalisierung. Messungen bei verschiedenen Pegeln von M&sub0; separieren das NMR-Signal in Komponenten bei verschiedenen Werten von x (d. h. verschiedenen Positionen) unter Verwendung einer Fourier-Transformation. Daher wird der M&sub0;-Term bei der Bildkonstruktion berücksichtigt und die beobachteten Phasenverschiebungen in Bildern sind den restlichen Termen zuzuschreiben:
Δφ(t') = γM&sub1;v + γM&sub2;a/2 + ... [4]
Um die Wirkungen statischer Inhomogenitäten zu beseitigen, werden Subtraktionen von Messungen verwendet, die mit verschiedenen ersten Momenten gemacht sind. Unter der Annahme, daß die Beschleunigung und Bewegungen höherer Ordnung und/oder die Momente der zweiten und höheren Ordnung alle klein sind, ist die beobachtete Phasenverschiebung proportional zur Geschwindigkeit. Die Proportionalitätskonstante ist γΔM&sub1;, wobei ΔM&sub1; die Änderung des ersten Moments ist. γΔM&sub1; besitzt die Dimension einer Phase pro Einheitsgeschwindigkeit und wird als die Fluß- oder Bewegungscodierung bezeichnet. Es ist zu bemerken, daß die Proportionalitätskonstante, γΔM&sub1;, durch die Parameter des NMR-Experiments vollständig bestimmt sind und mit hoher Genauigkeit bekannt sind. Wenn somit dieses Phänomen für die Messung der Geschwindigkeit ausgenutzt wird, liefert es eine Absolutmessung der Geschwindigkeit, die keine künstliche Kalibrierung oder einen externen Standard erfordert.
Myokardverfolgung: Phasenkontrast-CINE-Bilder der Bewegung in einer einzigen Richtung (z. B. x) liefern Pixel für Pixel Karten der Geschwindigkeit in dieser Richtung in regelmäßigen Intervallen über den Herzzyklus. Diese Daten erlauben eine rekursive Ableitung der räumlichen Trajektorien von Myokardproben, die so klein wie ein Pixel sind. Eine im Einzelbild 1 gewählte, kleine Region des Interesses (ROI) liefert die Stelle der Probe in diesem Einzelbild. Dies - zu dem Produkt aus der Probengeschwindigkeit, die aus den Pixelwerten in dem Bild in diesem Einzelbild abgeleitet ist, und der Zeit zwischen Einzelbildern, Δt, addiert - liefert eine Abschätzung der zu erwartenden Stelle der Probe in dem zweiten Einzelbild. Dieser Prozeß kann wiederholt werden, um den Weg der Probe über den ganzen Zyklus rekursiv zu erzeugen.
Die rekursive Myokardbewegungsverfolgung wird auf 3 Dimensionen verallgemeinert, indem die Bilder der drei Geschwindigkeitskomponenten bei einer einzigen Zeit, t, in dem Herzzyklus bearbeitet werden, wobei eine Karte des Geschwindigkeitsvektors = (vr, vy, vz) bei jedem Pixel an diesem Punkt in der Zeit (x, y, z, t) geliefert wird. Mit = (x, y, z) kann dies auch als ( , t) beschrieben werden. Aus der Stelle der Probe in dem i-ten Einzelbild, i = (xi, yi, zi), zur Zeit ti wird die Stelle im Einzelbild i + 1, i+1, berechnet:
i+1 = i + ( i, ti)Δt
Es ist für Fachleute verständlich, daß die rekursive Integration in der obigen Gleichung auch in der entgegengesetzten Richtung durchgeführt werden kann:
i-1 = i - ( i, ti)Δt
Die Genauigkeit der sich ergebenden Trajektorie hängt von der Genauigkeit der Geschwindigkeitsschätzungen ab. Obwohl Einzelpixeltrajektorien verwendet werden können, kann eine gesteigerte Genauigkeit dabei erreicht werden, wenn die Größe der Region gesteigert wird, falls der Mittelwert verwendet wird. Dieser Mittelwert ist die mittlere Bewegung der Region. Daher sollte die ROI nicht so groß sein, daß sie Strukturen mit äußerst unterschiedlichem Verhalten enthält. Obwohl das Volumen wählbar ist und an dem unteren Ende auf viel weniger als 0,1 ccm begrenzt ist, sind für die Untersuchung der Myokardbewegung Regionen mit Volumina von weniger als 0,25 ccm bevorzugt.
Betrachtungen zur räumlichen Auflösung: Die räumliche Auflösung der Geschwindigkeitskarten, die gegenwärtig gemäß der Phasenkontrasttechnik dieser Erfindung verfügbar ist, beträgt 1 bis 2 mm in der Ebene bei 3 bis 10 mm Scheibendicke. Diese Abmessungen sind verglichen mit der gewünschten Information grob, allerdings kann die Phasenkontrasttechnik Subpixelverlagerungen und entsprechende Verzerrungen in einem Ausmaß messen, das nicht durch die räumliche Auflösung begrenzt ist. Jeder Pixel jedes Einzelbilds enthält Information über die Geschwindigkeit eines Punktes im Zentrum des Pixels. Das Produkt dieser Geschwindigkeit und der Einzelbildzeitdauer liefert die Verlagerung, die während einem Einzelbild stattfindet. Die Präzision und Genauigkeit der abgeschätzten Verlagerung werden lediglich durch die Präzision und Genauigkeit der Geschwindigkeitsschätzung begrenzt. Falls die Geschwindigkeitsschätzung repräsentativ für die von dem Punkt über die Einzelbildzeit erfahrene ist, ist die räumliche Auflösung der Geschwindigkeitskarte ohne Folge. Die Stelle der Probe zu der Zeit des nächsten Einzelbilds wird somit auf einen Bruchteil eines Pixels abgeschätzt. Um die Verlagerung über das nächste Einzelbild zu berechnen, wird eine Abschätzung der Geschwindigkeit der Probe in dem nächsten Einzelbild benötigt. Aus den Bilddaten kann diese erhalten werden durch Interpolation (z. B. kubisch, linear oder "nächster Nachbar"), und diese abgeschätzte Geschwindigkeit kann dazu verwendet werden, die inkrementale Verlagerung zu berechnen. Die Gültigkeit dieser Schätzung hängt wiederum von dem Ausmaß ab, in welchem die abgeschätzte Geschwindigkeit für die Probe geeignet ist. Dies ist akzeptabel, solange die Bildauflösung ausreichend dafür ist, die räumlichen Variationen der Geschwindigkeit in dem Myokard zu charakterisieren.

Deformationen

Wenngleich die Fähigkeit zur Verfolgung einer einzelnen Myokardprobe sehr nützlich sein kann, ist die physiologische Information oftmals in den lokalen Deformationen enthalten. Wenn das Herz sich beispielsweise zusammenzieht, so ist zu erwarten, daß der Muskel sich sowohl in einigen Richtungen verkürzt und in anderen Richtungen verdickt als auch Scherdeformationen erfährt. Es ist aus invasiven Untersuchungen bekannt, daß der ischämische Muskel sich nicht wie erwartet verhält und sich entweder nicht deformiert oder Deformationen zeigt, die im Gegensatz zu denjenigen stehen, die für einen gesunden Muskel erwartet werden.
Da Positionsdaten für eine große Anzahl von Punkten erzeugt werden können, die jeweils äquivalent zu einer strahlenundurchlässigen Markierung sind, ist es möglich, Messungen einer Segmentverkürzung, Wandverdickung, Scherverformung und Torsion zu entwickeln. Dies kann ausgeführt werden durch Wahl mehrerer ROIs in einem diastolischen Einzelbild bei den gewünschten Stellen, Verfolgen ihrer Positionen über den Herzzyklus und Analysieren dieser Daten, wie dies mit Markierungen durchgeführt wird. Allerdings wurde ein direkterer Ansatz zur Berechnung einiger Parameter (z. B. Verformung) mit den Phasenkontrast-MRI-Daten aufgefunden.
Für den einfachen Fall einer Bewegung in einer Richtung (x) würde ein Segment der Länge L, das in x-Richtung orientiert ist und sich starr in dem Herzzyklus bewegt, durch Phasenkontrast-MRI mit einer Geschwindigkeitsverteilung (vx) gezeigt werden, die gleichförmig (aber ungleich null und zeitveränderlich) entlang des Segments ist. Bei einem Segment, welches eine Deformation erfährt, ist die Geschwindigkeit längs des Segments räumlich ungleichförmig. Eine Information über die Deformation (Verformung) ist in dem räumlichen Gradienten oder der Steigung der Geschwindigkeit, dvx/dx, enthalten. Es wird das i-te Zeiteinzelbild betrachtet, wobei das Segment sich von x&sub0; bis (x&sub0; + L) erstrecke. Falls die Geschwindigkeit bei x&sub0; gleich v&sub0; ist, ist die Geschwindigkeit bei (x&sub0; + L) gleich {v&sub0; + L(dvx/dx)}. Falls diese Punkte mit diesen Geschwindigkeiten für eine Einzelbilddauer Δt weiterlaufen, wächst ihr Abstand um einen Betrag ΔL = L(dvx/dx)Δt. Die während dieses Einzelbilds entwickelte Verformung, xx, ist dann:
xx = ΔL/L = (dvx/dx)Δt
Ein positives xx zeigt an, daß das Segment während dieses Einzelbilds einer Verlängerung unterzogen war, während ein negatives xx eine Verkürzung repräsentiert. Bei einer kontinuierlichen Variablen ist dvx/dx = d xx/dt ersichtlich. Somit ist die räumliche Ableitung von vx in x-Richtung in jedem Zeiteinzelbild gleich der räumlichen Ableitung oder der Entwicklungsrate der Longitudinalverformung in x-Richtung.
Verformungsentwicklungsraten in anderen Richtungen können ebenfalls berechnet werden mit:
dvy/dy = d yy/dt, und
dvz/dz = d zz/dt.
Die Scherverformungsentwicklungsrate kann ebenfalls abgeschätzt werden. Beispielsweise sind für eine 2-dimensionale Karte einer 2-dimensionalen Geschwindigkeit, d. h. vx(x,y) und vY(x,y), zwei Arten von Scherdeformationen möglich, die mit θxy und θyx bezeichnet werden und als die Deformationswinkel definiert sind, und zwar mit positiven Richtungen wie in Fig. 1A.
Wird Ableitungsschritten gefolgt, die ähnlich den oben angegebenen sind, so kann gezeigt werden, daß die Rate der Entwicklung dieser Scherverformungen
dθyx/dt = dvy/dx und dθxy/dt = dvx/dy ist.
Im allgemeinen können beide Arten von Scherbewegung gleichzeitig vorhanden sein, d. h. dvx/dy und dvy/dx sind gleichzeitig nicht null.
Bewegungen dieser Art sind tatsächlich aus zwei einfacher zu verstehenden Bewegungen zusammengesetzt. Bei reiner Scherung muß θxy gleich θyx sein, während bei θxy = -θyx das Objekt eine starre Rotation zeigt und tatsächlich nicht deformiert wird. Diese Bewegungen sind in Fig. 1 B gezeigt. Daher können wir aus den zwei Ableitungen dvx/dy und dvy/dx die Rate der Drehung da/dt und die Rate der Entwicklung der reinen Scherung dθ/dt berechnen:
dα/dt = 1/2 (dvy/dx - dvx/dy)
dθ/dt = (dvy/dx + dvx/dy)
Der Scherwinkel, wie er in Fig. 1 B definiert ist, mag unüblich erscheinen, da der Winkel von den Achsen θ/2 beträgt. Allerdings stellt diese Definition z. B. sicher, daß θ = θxy gilt, falls θyx = 0.
Werden diese Resultate zur Analyse von 2-dimensionalen Daten zusammengefaßt, stehen die Mittelwerte der x- und y-Geschwindigkeiten in einer Region mit der Bewegung der Region in Zusammenhang. Die Kombination (dvy/dx - dvx/dy) steht in Zusammenhang mit einer starren Drehung der Region. dvx/dx und dvy/dy stehen in Zusammenhang mit der Rate der Entwicklung der Longitudinalverformung und (dvy/dx + dvx/dy) ist die Rate der Entwicklung der reinen Scherverformung.
Diese Formulierung läßt sich leicht auf eine dreidimensionale Bewegung, Drehung und Deformation verallgemeinern.
Aus Bildern der drei Geschwindigkeitskomponenten bei einem einzigen Zeiteinzelbild können Bilder der räumlichen Ableitung der Geschwindigkeit erstellt werden und die räumliche Verteilung der Rate der Entwicklung dieser Deformationen darstellen. Beispielsweise stellt ein Bild von dvx/dx die räumliche Verteilung der Entwicklungsrate der Longitudinalverformung in x- Richtung dar. Helle Pixelwerte zeigen Regionen an, die sich in der x-Richtung in diesem Zeiteinzelbild verlängern, während dunkle (negative) Pixelwerte die Rate der Verkürzung repräsentieren. In ähnlicher Weise können Bilder von anderen Longitudinal- und Scherverformungsentwicklungsraten gebildet werden. Bei einer Anzeige im Filmformat können diese Bilder darstellen, wie die Myokardkontraktion sich in Raum und Zeit ausbreitet.
Regionale Verformung: Berechnungen der Verformungsentwicklungsrate werden mit dem Myokardverfolgungsverfahren kombiniert, um die Gesamtverformung abzuschätzen, die sich während des ganzen oder eines Teils des Herzzyklus entwickelt. Für eine in dem enddiastolischen Einzelbild identifizierte Myokardregion wird die Geschwindigkeitskarte in jedem Einzelbild rekursiv verwendet, um die Region von Einzelbild zu Einzelbild zu verfolgen. Die Geschwindigkeitsgradienten in der (sich bewegenden) Region in jedem Einzelbild werden verwendet, um die Entwicklungsrate für jede der Verformungskomponenten in jedem Einzelbild zu berechnen, und diese werden summiert, um die Gesamtverformungen zu erhalten. Dieser Prozeß wird über den Herzzyklus fortgesetzt, um die Longitudinal- und Scherverformungen in einem kleinen Volumen des Myokards abzuschätzen. Aus diesem werden die Hauptverformungen und die Richtung der größten Verkürzung berechnet. Die Gestalt und Stelle der Myokardregionen können mit einer Minimalgröße von wenigstens 2 Pixeln in jeder Richtung des Interesses ausgewählt werden, um eine Berechnung von Ableitungen zu erlauben.
Bei einem Kombinieren von Deformationsanteilen von mehreren Zeiteinzelbildern ist es wichtig, ein konsistentes und zweckmäßiges Koordinatensystem beizubehalten. Es sei beispielsweise angenommen, daß in einem Zeiteinzelbild die Muskelfasern in x-Richtung ausgerichtet sind und eine lokale Kontraktion in der Verformung in x-Richtung wiedergegeben wird. Es sei außerdem angenommen, daß aufgrund der Wirkung des umgebenden Muskels die untersuchte Region sich dreht. Bei dem nächsten Zeiteinzelbild werden Verformungsentwicklungsraten wieder berechnet. Die Resultate dieses zweiten Einzelbilds müssen jedoch vor der Kombination mit denjenigen des ersten Einzelbilds zurück in Ausrichtung mit denjenigen des ersten Einzelbilds gedreht werden.
Fig. 2 ist ein Flußdiagramm, welches die Schritte beim Berechnen der Gesamtbewegung und Deformation einer Region des Interesses über ein Zeitintervall, basierend auf Geschwindigkeitsmessungen der Region bei verschiedenen Einzelbildern während des Zeitintervalls veranschaulicht. Zu Zwecken der Klarheit ist die Beschreibung auf eine 2-dimensionale Bewegung begrenzt, eine Ausdehnung auf eine 3-dimensionale Bewegung ist jedoch für den Fachmann klar. Anfangs werden der Drehwinkel, α, die x- und y- Verlagerungen, Δx und Δy, die Scherung (θ) und die Longitudinalverformung ( xx, yy) auf null gesetzt, wie auch der Einzelbildzähler i.
Für das erste Einzelbild (i = 1) muß die Region des Interesses (ROI) gewählt werden.
In jedem Zeiteinzelbild werden die Geschwindigkeiten in der ROI modelliert als:
vx = a + b (x - ) + c (y - )
vy = d + e (x - ) + f (y - )
wobei und die mittleren x- und y-Koordinatenwerte in der ROI sind. Unter Verwendung der Pixelwerte in der ROI in diesem Zeiteinzelbild werden die Parameter a, b, c, d, e und f abgeschätzt, beispielsweise unter Verwendung einer Anpassung mit kleinsten Quadraten. Aus dem Modell sind dann die Anpassungswerte für die mittlere x-Geschwindigkeit, dvx/dx, dvx/dy, die mittlere y-Geschwindigkeit, dvy/dx und dvy/dy a, b, c, d, e bzw. f.
Damit werden für jedes Einzelbild i die inkrementalen Longitudinalverformungen, Δ xx,i und Δ yy,i, die Verlagerung Δxi und Δyi, die Drehung Δαi und die Scherverformung Δθi berechnet. Der so berechnete Verformungstensor, ist
hinsichtlich des "Labor"-Koordinatensystems, und muß um -α gedreht werden, um konsistent mit demjenigen des ersten Einzelbilds zu sein. Diese Drehung erzeugt den gedrehten Verformungstensor ' und die gedrehten Longitudinal- und Scherverformungen für dieses Einzelbild, Δ 'xx,i, Δ 'yy,i und Δθ'i:
Die laufenden Gesamtlongitudinalverformungen xx, vv und die Gesamtscherverformung Δθ werden dann um Δ 'xx,i , Δ 'yy,i bzw. Δθ'i erhöht.
Es ist zu bemerken, daß für das erste Einzelbild α = 0 gilt und die Drehung keine Auswirkung hat. Es wird jedoch unten klar, daß für andere Einzelbilder α ungleich null sein kann.
Dem nachfolgend und in Vorbereitung für das nächste Einzelbild werden die Nettotranslationen Δx und Δy und die Nettodrehung α um Δxi , Δyi bzw. Δαi erhöht.
Falls der Einzelbildzähler anzeigt, daß alle Einzelbilder verarbeitet wurden, sind die Berechnungen komplett. Andernfalls wird die ursprüngliche ROI-Gestalt um Δx und Δy transliert, um α gedreht und durch xx, yy und θ deformiert und das nächste Einzelbild wird bearbeitet.
Bilder können dann derart konstruiert werden, daß die Probenregion des Interesses über die Zeit dargestellt wird, basierend auf und unter Anzeige von berechneten Verlagerungen, Drehungen und Verformungen.
Fig. 3 veranschaulicht gemessene und berechnete Parameter einer Region des Interesses (ROI) 10 der Breite W und Höhe H in einem Einzelbild i und in einem Einzelbild i + 1. Zwischen den Einzelbildern hat sich die ROI um Δx und Δy verschoben, um a gedreht, um ΔL verlängert und um -ΔH verkürzt. Obwohl es nicht gezeigt ist, kann die ROI auch eine Scherung erfahren haben. Die verschiedenen, berechneten Parameter aus Fig. 2 können für eine CINE- Einschätzung der Bewegung verwendet werden.
Indem Messungen und Berechnungen entlang dreier Achsen (x, y, z) erhalten werden, können Bewegungen und Verzerrungen und Verdrillungen des Myokards während eines Herzzyklus eingeschätzt und visualisiert werden.
Es wurde zuvor diskutiert, daß die räumliche Auflösung, mit der eine Myokardprobe gemäß der Erfindung verfolgt werden kann, durch Bildrauschen begrenzt ist und relativ unempfindlich auf die Pixelgröße ist. Die räumliche Auflösung, die in den Bildern für eine ausreichende Leistungsfähigkeit der Myokardverfolgung erforderlich ist, ist nicht abhängig von den Dimensionen der gemessenen Verlagerungen, sondern eher von den Dimensionen, in denen Bewegungsgeschwindigkeiten beträchtlich variieren. Um die Verformung adäquat zu messen, ist in ähnlicher Weise eine Bildauflösung in diesen Parametern erforderlich, die zur Charakterisierung der räumlichen Variationen geeignet ist. Dies steht im Gegensatz zu Messungen mit strahlen- undurchlässigen Markierungen oder MRI-Messungen mit der Kennzeichnungstechnik nach dem Stand der Technik, bei denen die Genauigkeit der gemessenen Verlagerungen direkt von der Fähigkeit zum Lokalisieren von Punkten abhängt, wobei dies wiederum durch die räumliche Auflösung des Systems und die Abmessungen der (strahlenundurchlässigen oder magnetischen) Markierungen kontrolliert wird. Das Verfahren der vorliegenden Erfindung besitzt auch den zusätzlichen Vorteil, daß das Erfordernis für raffinierte Algorithmen zur automatischen Erfassung von Markierungsstellen vermieden wird.
Es wird Bezug auf Fig. 4 genommen. Hier sind in Form eines Blockdiagramms die Hauptkomponenten eines bevorzugten NMR-Systems gezeigt, welches die vorliegende Erfindung verwirklicht und welches durch die Firma General Electric Company unter der Marke "SIGNA" verkauft wird. Der Gesamtbetrieb des Systems ist unter der Steuerung eines Hauptcomputersystems, welches allgemein mit 100 bezeichnet ist und einen Hauptcomputer 101 (einen Data General MV4000) enthält. Der Computer 100 umfaßt eine Schnittstelle 102, über welche eine Mehrzahl von Computerperipherieeinrichtungen und andere NMR-Systemkomponenten mit dem Hauptcomputer 101 gekoppelt sind. Unter den Computerperiphereinrichtungen ist ein Magnetbandlaufwerk 104, welches unter der Leitung des Hauptcomputers 101 zur Archivierung von Patientendaten und Bilddaten auf einem Band verwendet werden kann. Verarbeitete Patientendaten können auch in einer mit 110 bezeichneten Bildplattenspeichereinrichtung gespeichert werden. Ein Matrixprozessor 106 wird zur Vorverarbeitung erfaßter NMR-Daten und zur Bildrekonstruktion verwendet. Die Funktion des Bildprozessors 108 ist es, eine interaktive Bildanzeigemanipulation vorzusehen, wie eine Vergrößerung, einen Bildvergleich, eine Grauskaleneinstellung und eine Echtzeitdatenanzeige. Das Computersystem 100 weist auch ein Mittel zum Speichern von Roh-NMR- Daten (d. h. vor einer Bildkonstruktion) auf, das ein mit 112 bezeichnetes Plattendatenspeichersystem einsetzt. Eine Bedienerkonsole 116 ist auch mit dem Hauptcomputer 101 mittels der Schnittstelle 102 gekoppelt und stellt dem Bediener die Mittel zur Eingabe von sowohl zu einer Patientenuntersuchung gehörenden Daten als auch von zusätzlichen Daten bereit, die für einen ordnungsgemäßen Betrieb des NMR-Systems erforderlich sind, wie Kalibrier-, Initialisier- und Endabtastungen. Die Bedienerkonsole wird außerdem dazu verwendet, Bilder anzuzeigen, die auf der Platte oder dem Magnetband gespeichert sind.
Das Computersystem 100 übt die Kontrolle über das NMR-System mittels einer Systemsteuerung 118 und einem Gradientenverstärkersystem 128 aus. Unter der Leitung eines gespeicherten Programms kommuniziert der Computer 100 mit der Systemsteuerung 118 mittels eines seriellen Kommunikationsnetzwerks 103 (wie das Ethernet-Netzwerk) in einer Weise, die dem Fachmann wohlbekannt ist. Die Systemsteuerung 118 weist mehrere Untersysteme wie ein Pulssteuermodul (PCM) 120, einen Hochfrequenztransceiver 122, ein Statussteuermodul (SCM) 124 und allgemein mit 126 bezeichnete Stromversorgungen auf. Das PCM 120 verwendet Steuersignale, die programmgesteuert durch den Hauptcomputer 101 erzeugt werden, um sowohl Digitalwellenformen, die eine Gradientenspulenerregung steuern, als auch HF-Hüllwellenformen zu erzeugen, die in dem Transceiver 122 zum Modulieren der HF-Anregungspulse verwendet werden. Die Gradientenwellenformen werden an das Gradientenverstärkersystem 128 angelegt, welches Gx-, Gy- und Gz-Verstärker 130, 132 bzw. 134 umfaßt. Jeder Verstärker 130, 132 und 134 wird dazu verwendet, eine entsprechende Gradientenspule in einer mit 136 bezeichneten Baugruppe zu erregen, die ein Teil einer Magnetbaugruppe 146 ist. Bei Versorgung mit Energie erzeugen die Gradientenspulen Magnetfeldgradienten Gx, Gy und Gz.
Die Gradientenmagnetfelder werden in Kombination mit Hochfrequenzpulsen verwendet, die durch den Transceiver 122, den HF-Verstärker 123 und die HF- Spule 138 erzeugt werden, um räumliche Information in den NMR-Signalen zu codieren, welche aus der Region des zu untersuchenden Patienten ausgehen. Wellenformen und Steuersignale, die durch das Pulssteuermodul 120 bereitgestellt werden, werden von dem Transceiver-Untersystem 122 für eine HF-Trägermodulation und Modussteuerung verwendet. In dem Sendemodus liefert der Sender ein Hochfrequenzsignal zu einem HF-Leistungsverstärker 123, der dann HF-Spulen 138 mit Energie versorgt, die sich in der Hauptmagnetbaugruppe 146 befinden. Die durch die angeregten Spins im Patienten abgestrahlten NMR-Signale werden durch die gleiche oder eine von der zum Senden verschiedenen HF-Spule aufgenommen. Die Signale werden in dem Empfängerabschnitt des Transceivers 122 erfaßt, verstärkt, demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Die verarbeiteten Signale werden zu dem Hauptcomputer 101 übertragen mittels einer dedizierten, unidirektionalen Hochgeschwindigkeits-Digitalverbindung 105, die die Schnittstelle 102 und den Transceiver 122 miteinander verbindet.
Das PCM 120 und das SCM 124 sind unabhängige Untersysteme, die beide sowohl mit dem Hauptcomputer 101 und Periphersystemen wie einem Patientenpositioniersystem 152 als auch miteinander kommunizieren, und zwar mittels einer seriellen Kommunikationsverbindung 103. Das PCM 120 und das SCM 124 umfassen jeweils einen 16-Bit-Mikroprozessor (wie einen Intel 8086) zum Verarbeiten von Befehlen von dem Hauptcomputer 101. Das SCM 124 enthält Mittel zum Erfassen von Information hinsichtlich einer Patientenbahrenposition und der Position des bewegbaren Patientenausrichtungs-Lichtfächerstrahls (nicht gezeigt). Diese Information wird durch den Hauptcomputer 101 dazu verwendet, die Bildanzeige und Rekonstruktionsparameter zu modifizieren. Das SCM 124 initiiert auch Funktionen wie eine Betätigung der Patiententransport- und Ausrichtungssysteme.
Die Gradientenspulenbaugruppe 136 und die HF-Sende- und Empfangsspulen 138 sind in der Bohrung des Magneten angebracht, der zur Erzeugung des polarisierenden Magnetfelds verwendet wird. Der Magnet bildet einen Teil der Hauptmagnetbaugruppe, die das Patientenausrichtungssystem 148, eine Trimmspulenstromversorgung 140 und eine Hauptmagnetstromversorgung 142 aufweist. Die Hauptstromversorgung 142 wird verwendet, um das durch den Magneten erzeugte Polarisierungsfeld auf die geeignete Betriebsstärke von 1,5 Tesla zu bringen und wird dann getrennt.
Um die Störung von externen Quellen zu minimieren, sind sowohl die von dem Magneten, der Gradientenspulenbaugruppe und den HF-Sende- und Empfangssspulen gebildeten NMR-Systemkomponenten als auch die Patientenhandhabungseinrichtungen in einem HF-abgeschirmten Raum eingeschlossen, der allgemein mit 144 bezeichnet ist. Die Abschirmung wird im allgemeinen durch ein Kupfer- oder Aluminium-Gitternetzwerk vorgesehen, das den ganzen Raum umgibt. Das Gitternetzwerk dient dazu, die durch das System erzeugten HF-Signale zu enthalten, während das System von außerhalb des Raums erzeugten HF-Signalen abgeschirmt wird.
Es wird insbesondere auf die Fig. 4 und 5 Bezug genommen. Der Transceiver 122 weist Komponenten auf, die das HF-Anregungsfeld BI durch den Leistungsverstärker 123 an der Spule 138A erzeugen, und weist Komponenten auf, die das in einer Spule 138B induzierte, resultierende NMR-Signal empfangen. Die Basis- oder Trägerfrequenz des HF-Anregungsfelds wird durch einen Frequenzsynthesizer 200 erzeugt, der einen Satz von Digitalsignalen über die Kommunikationsverbindung 103 von dem Hauptcomputer 101 empfängt. Diese Digitalsignale zeigen die Frequenz mit einer Auflösung von einem Hertz an, die an einem Ausgang 201 zu erzeugen ist. Dieser gesteuerte HF-Träger wird an den Modulator 202 angelegt, an dem er in Antwort auf durch die Leitung 203 empfangene Signale frequenz- und amplitudenmoduliert wird, und das resultierende HF-Anregungssignal wird in Antwort auf ein Steuersignal ein- und ausgeschaltet, das durch eine Leitung 204 von dem PCM 120 empfangen wird. Die Größe des HF-Anregungspulses, der durch eine Leitung 205 ausgegeben wird, wird durch eine Sendedämpfungsschaltung 206 gedämpft, die ein Digitalsignal durch die Kommunikationsverbindung 103 von dem Hauptcomputer 101 empfängt. Die gedämpften HF-Anregungspulse werden an den Leistungsverstärker 123 angelegt, der die HF-Senderspule 138A ansteuert.
Das durch die angeregten Spins in dem Gegenstand erzeugte NMR-Signal wird durch die Empfangsspule 138B aufgenommen und an den Eingang eines Empfängers 207 angelegt. Der Empfänger 207 verstärkt das NMR-Signal und dieses wird um einen Betrag gedämpft, der durch ein digitales Dämpfungssignal bestimmt wird, das über die Verbindung 103 von dem Hauptcomputer 101 empfangen wird. Der Empfänger 207 wird durch ein Signal durch die Leitung 208 von dem PCM 120 derart ein- und ausgeschaltet, daß das NMR-Signal nur über die Zeitintervalle erfaßt wird, die von der speziellen, durchgeführten Erfassung benötigt werden.
Das empfangene NMR-Signal wird durch einen Quadraturdetektor 209 demoduliert, um zwei Signale I und Q zu erzeugen, die über Bildglättungsfilter 216 und 217 mit einem Paar von Analog/Digitalwandlern gekoppelt sind, die gemeinsam bei 218 gezeigt sind. Der Quadraturdetektor 209 empfängt auch ein HF-Referenzsignal von einem zweiten Frequenzsynthesizer 210, und dieses wird durch den Quadraturdetektor 205 dazu eingesetzt, die Amplitude derjenigen Komponente des NMR-Signals zu erfassen, die in Phase mit der HF- Referenz (I-Signal) ist, und die Amplitude derjenigen Komponente des NMR- Signals zu erfassen, die um 90º phasenverschoben dazu ist (Q-Signal).
Die I- und Q-Komponenten des empfangenen NMR-Signals werden kontinuierlich abgetastet und durch den Analog/Digitalwandler 218 mit einer Abtastrate von 64 kHz über die Aquisitionsperiode digitalisiert. Ein Satz von 256 Digitalzahlen wird für jede I- und Q-Komponente des NMR-Signals gleichzeitig erfaßt, und diese Digitalzahlen werden über die serielle Verbindung 105 zu dem Hauptcomputer 101 geliefert. Jedes Paar von Zahlen ist gedacht als ein komplexer Wert, der gleich I + iQ ist. Das NMR-System von Fig. 4 führt eine Reihe von Pulssequenzen durch, um ausreichende NMR-Daten zu sammeln, um die gewünschten Bilder wie oben beschrieben zu rekonstruieren.
Hier wurde ein verbessertes Verfahren und eine Vorrichtung zum Einschätzen einer Myokardbewegung basierend auf einer Phasenkontrast-Spinresonanz- Bildgebung durch rekursives Verfolgen einzelner Myokardproben und der Verzerrungen in diesen Proben in einer Mehrzahl von Einzelbildern in einem Herzzyklus beschrieben. Außerdem wurde ein Verfahren zum Erzeugen von Bildern beschrieben, die abhängig von der Rate der Verformungsentwicklung sind. Die Erfindung ist anwendbar sowohl bei der Untersuchung einer Bewegung von anderen Organen und Muskeln als auch bei der Untersuchung von nicht-biologischen Proben.

Claims

1. Verfahren zum Einschätzen der Bewegung einer Region des Interesses in einem Objekt, umfassend die Schritte:

a) Positionieren des Objekts in einem Magnetfeld,

b) Erhalten von Spinresonanzbildsignalen, die repräsentativ für wenigstens eine Geschwindigkeitskomponente der Region sind, bei einer Mehrzahl von Zeiteinzelbildern,

c) Identifizieren der Position der Region des Interesses in einem Bildsignal bei einem Zeiteinzelbild,

d) Abschätzen einer neuen Position der Region des Interesses in einem von dem einen Zeiteinzelbild verschiedenen Zeiteinzelbild unter Verwendung der Signale, die für wenigstens die eine Geschwindigkeitskomponente in dem einen Zeiteinzelbild repräsentativ sind,

e) Translieren der Region des Interesses zu der neuen Position, und

f) Wiederholen der Schritte d) und e) für nachfolgende Zeiteinzelbilder, um die Bewegung der Region des Interesses zu bestimmen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, ferner umfassend:

g) Formen von CINE-Bildern der Bewegung der Region des Interesses.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Schritte c)-g) für weitere Regionen des Interesses wiederholt werden.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte c)-f) für weitere Regionen des Interesses wiederholt werden.

5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Magnetfeld zeitlich variierende Magnetgradienten entlang einer Mehrzahl von Achsen aufweist und die Bewegung der Region des Interesses entlang der Mehrzahl von Achsen verläuft.

6. Verfahren zum Einschätzen einer Bewegung und Deformation einer Region des Interesses in einem Objekt, umfassend die Schritte:

a) Positionieren des Objekts in einem Magnetfeld,

c) Identifizieren der Position und Gestalt der Region des Interesses in dem Bildsignal bei einem Zeiteinzelbild,

d) Berechnen von Geschwindigkeitsparametern, die von den Geschwindigkeitskomponenten in der Region des Interesses abgeleitet sind, bei dem einen Zeiteinzelbild,

e) Abschätzen einer neuen Position und einer neuen Gestalt der Region des Interesses in einem nächsten Zeiteinzelbild, welches von dem einen Zeiteinzelbild verschieden ist, basierend auf den Geschwindigkeitsparametern,

f) Translieren der Region des Interesses zu der neuen Position,

g) Deformieren der Region des Interesses an der neuen Position, und

h) Wiederholen der Schritte d)-g) für nachfolgende Zeiteinzelbilder, um eine Bewegung und Deformation der Region des Interesses zu bestimmen.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die in Schritt d) berechneten Parameter das Mittel und räumliche Gradienten der Geschwindigkeitskomponenten umfassen.

8. Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Schritt d) ein Modellieren einer Geschwindigkeit, vx, und einer Geschwindigkeit, vy, umfaßt als

vx = a + b(x - ) + c(y - )

vy = d + e(x - ) + f(y - )

wobei a, b, c, d, e und f Konstanten sind, die durch eine Anpassung mit kleinsten Quadraten über die Region des Interesses in jedem Einzelbild berechnet werden.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei der Schritt d) ferner ein Berechnen der Änderungen der Longitudinalverformung in jedem Einzelbild als

D x,xi = bDt

D y,yi = fDt,

der Änderungen der Verlagerung als

Δxi = aΔt

Δyi = dΔt,

der Änderungen der Drehung als

Δαi = 1/2 [(eΔt)] - (cΔt)], und

der Änderungen der Scherung als

Δθi = [(eΔt) + (cΔt)]

umfaßt.

10. Verfahren nach Anspruch 9, ferner umfassend einen Schritt (i) des Kombinierens der Bewegung und der Deformationen, die in einer Mehrzahl von Zeiteinzelbildern abgeschätzt werden.

11. Verfahren nach Anspruch 10, wobei der Schritt i) ferner eine Drehung des Koordinatensystems für die Region des Interesses zwischen Einzelbildern umfaßt, indem eine neue Position und eine neue Gestalt der Region des Interesses kombiniert abgeschätzt werden.

12. Verfahren nach Anspruch 11, ferner umfassend

j) Bilden von CINE-Bildern der Bewegung und der Deformation der Region des Interesses.

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei die Schritte c)-j) für weitere Regionen des Interesses wiederholt werden.

14. Verfahren zum Einschätzen einer Deformation einer Region des Interesses in einem Objekt, umfassend die Schritte:

a) Positionieren des Objekts in einem Magnetfeld,

b) Erhalten von Spinresonanzbildsignalen, die repräsentativ für eine Mehrzahl von Geschwindigkeitskomponenten der Region sind, bei einer Mehrzahl von Zeiteinzelbildern,

c) Berechnen von Parametern, die zu den Geschwindigkeitskomponenten bei einer Mehrzahl von Punkten in der Region in Beziehung stehen, und

d) Einschätzen der Deformation der Region des Interesses in einem Zeiteinzelbild basierend auf räumlichen Ableitungen der Geschwindigkeit in wenigstens einem weiteren Zeiteinzelbild.

15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Schritt (d) ein Bilden eines Bildes umfaßt, das mit der Rate der Entwicklung einer Verformung in der Region in Beziehung steht.

16. Vorrichtung zum Einschätzen der Bewegung einer Region des Interesses in einem Objekt, umfassend

erste Mittel zum Schaffen eines Magnetfelds in dem Objekt,

zweite Mittel zum Erhalten von Spinresonanzbildsignalen, die repräsentativ für wenigstens eine Geschwindigkeitskomponente der Region sind, bei einer Mehrzahl von Zeiteinzelbildern,

dritte Mittel zum Identifizieren der Position der Region des Interesses in dem Bildsignal, bei einem Zeiteinzelbild,

vierte Mittel zum Abschätzen einer neuen Position der Region des Interesses in einem Zeiteinzelbild, das von dem einen Zeiteinzelbild verschieden ist, unter Verwendung der Signale, die für die wenigstens eine Geschwindigkeitskomponente in dem einen Zeiteinzelbild repräsentativ sind,

fünfte Mittel zum Translieren der Region des Interesses zu der neuen Position, und

sechste Mittel zum Wiederholen der Schritte d) und e) für nachfolgende Zeiteinzelbilder, um die Bewegung für die Region des Interesses zu bestimmen.

17. Vorrichtung zum Einschätzen einer Bewegung und Deformation einer Region des Interesses in einem Objekt, umfassend

erste Mittel zum Schaffen eines Magnetfelds in dem Objekt,

zweite Mittel zum Erhalten eines Spinresonanzbildsignals, das repräsentativ für wenigstens eine Geschwindigkeitskomponente der Region ist, bei einer Mehrzahl von Zeiteinzelbildern,

dritte Mittel zum Identifizieren der Position und Gestalt der Region des Interesses in dem Bildsignal bei einem Zeiteinzelbild,

vierte Mittel zum Berechnen von Geschwindigkeitsparametern, die von Geschwindigkeitskomponenten in der Region des Interesses abgeleitet sind, bei einem Zeiteinzelbild,

fünfte Mittel zum Abschätzen einer neuen Position und einer neuen Gestalt der Region des Interesses in einem Zeiteinzelbild, das verschieden von dem einen Zeiteinzelbild ist, basierend auf den Geschwindigkeitsparametern,

sechste Mittel zum Translieren der Region des Interesses zu der neuen Position,

siebte Mittel zum Deformieren der Region des Interesses an der neuen Position, und

achte Mittel zum Wiederholen der Schritte c)-g) für nachfolgende Zeiteinzelbilder, um eine Bewegung und Deformation der Region des Interesses zu bestimmen.

18. Vorrichtung nach Anspruch 17, wobei die vierten Mittel eine Geschwindigkeit, vx, und eine Geschwindigkeit, vy, modellieren als

vx = a + b(x - ) + c(y - )

vy = d + e(x - ) + f(y - )

19. Vorrichtung nach Anspruch 18, wobei die vierten Mittel in jedem Einzelbild Änderungen der Longitudinalverformung als

D x,xi = bDt

D y,yi = fDt,

Änderungen der Verlagerung als

Δxi = aΔt

Δyi = dΔt,

Änderungen der Scherung als

Δθi = [(eΔt)] + (cΔt)], und

Änderungen der Drehung als

Δα = 1/2 [(eΔt) - (cΔt)]

berechnen.

20. Vorrichtung nach Anspruch 19, wobei die fünften Mittel das Koordinatensystem für die Region des Interesses zwischen Einzelbildern drehen, indem eine neue Position und eine neue Gestalt der Region des Interesses kombiniert abgeschätzt werden.

21. Vorrichtung nach Anspruch 20, ferner umfassend neunte Mittel zum Bilden von CINE-Bildern der Bewegung und Deformation der Region des Interesses.

22. Vorrichtung zum Einschätzen einer Deformation einer Region des Interesses in einem Objekt, umfassend

erste Mittel zum Schaffen eines Magnetfelds durch das Objekt,

zweite Mittel zum Erhalten von Spinresonanzbildsignalen, die repräsentativ für eine Mehrzahl von Geschwindigkeitskomponenten der Region sind, bei einer Mehrzahl von Zeiteinzelbildern,

dritte Mittel zum Berechnen von Parametern, die mit den Geschwindigkeitskomponenten in Beziehung stehen, bei einer Mehrzahl von Punkten in der Region, und

vierte Mittel zum Einschätzen der Deformation der Region des Interesses in einem Zeiteinzelbild, basierend auf räumlichen Ableitungen der Geschwindigkeit in wenigstens einem weiteren Zeiteinzelbild.

23. Vorrichtung nach Anspruch 22, wobei die vierten Mittel Mittel zum Bilden eines Bildes umfassen, das mit der Rate der Entwicklung einer Verformung in der Region in Beziehung steht.