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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Bei
klinischen Untersuchungen von Blutgefäßen unter Verwendung der Röntgenstrahlentechnik (Angiographie)
wird ein Kontrastmittel in das ausgewählte Blutgefäß injiziert,
um den Kontrast und die Auflösung
des Blutgefäßes bezüglich des
umgebenden Gewebes zu erhöhen.
Es ist hinlänglich
bekannt, dass eine weitere Erhöhung
der Bildqualität
dadurch erzielt wird, dass die Anteile im sich ergebenden Bild, die
vom Kontrastmittel nicht beeinflusst sind, z.B. Knochen, nicht erfasst
werden. Dieses Verfahren wird allgemein als digitale Subtraktionsangiographie („Digital
Subtraction Angiography – DSA)" bezeichnet und erfordert
eine Reihe (oder Sequenz) von mindestens zwei Bildern, die während der
Kontrastmittelinjektion aufgezeichnet werden. Im ersten Bild ist
kein Kontrastmittel vorhanden (vor Kontrast), während in den folgenden Bildern
die Blutgefäße, denen
Kontrastmittel injiziert wurde, mit zunehmender Sichtbarkeit erscheinen,
während
vom Kontrastmittel nicht beeinflusste Knochen und Gewebe über die
gesamte Sequenz einen konstanten Anteil ergeben. Werden zwei aufeinanderfolgende
Bilder aus einer solchen Angiographiesequenz subtrahiert, beseitigt
dieses Vorgehen im Idealfall die statischen Strukturen, während die
Blutgefäße, welche
mit Kontrastmittel beaufschlagt sind, ohne von umgebenden Körperteilen ausgehender
Verdeckungswirkung vorliegen. Digitale Subtraktionsangiographie
ist ein hinlänglich
bekanntes und häufig
eingesetztes Verfahren, das in vielen Spielarten vorkommt. Einer
der am häufigsten verwendete
Algorithmus berechnet den Absolutwert des Unterschieds zwischen
jedem in der Sequenz aufeinanderfolgenden Bildpaar. Das Ergebnis
wird dann berechnet, indem der Höchstwert
für jedes
einzelne Bildelement (Pixel) in der subtrahierten Sequenz ausfindig
gemacht wird. Ein erfolgreicher Einsatz der Subtraktionsangiographie
hängt von
der Tatsache ab, dass alle Veränderungen
oder vielmehr Bewegungen, die in der Bildfolge auftreten, durch
die Injektion des Kontrastmittels bewirkt sind. Wenn herkömmliche
Subtraktionsangiographiealgorithmen verwendet werden, erzeugen alle
Fremdbewegungen, die nicht durch die Kontrastmittelinjektion bewirkt
sind, das, was „Bewegungsartefakte" genannt wird. Störartefakte
treten für
gewöhnlich
in den folgenden Fällen
auf:
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- 1. Rauschen Rauschen kommt in den Röntgengeräten und
im Aufnahmeprozess vor, bei dem die Aufzeichnungsintensität digitalisiert
wird (Quantisierungsrauschen).
- 2. Reine Verschiebung Der Patient bleibt nicht regungslos und
verschiebt den Teil des Körpers, welcher
während
der Aufnahme Gegenstand der Untersuchung ist.
- 3. Körperbewegung
Der Patient bleibt nicht regungslos, und an der Bewegung des Teils
des Körpers,
welcher während
der Aufnahme Gegenstand der Untersuchung ist, ist Drehung beteiligt.
- 4. Körperinterne
Bewegung Bewegung innerer Organe wie z.B. Darmbewegungen, Bewegungen der
Lunge und des Brustkorbs während
des Atmens und Bewegungen, die vom schlagenden Herzen erzeugt werden.
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Ein
eher geringes Bewegungsartefakt kann eine wesentliche Verschlechterung
in der Bildqualität hervorrufen.
Um die Kosten sowie die Risiken und Schmerzbelastung zu vermeiden,
die mit einer neuen Aufnahme verbunden sind, ist es von größter Wichtigkeit,
die Auswirkungen von Bewegungsartefakten in der Nachbearbeitung
der Angiographiesequenz zu reduzieren. Im vorstehenden Fall 2 ist
es recht einfach, die Aufnahme zu rekonstruieren, weil die Bewegung
bei allen Pixeln, die zu ein und demselben Bild in der Sequenz gehören, gleichmäßig ist.
Die Sequenz kann folglich dadurch rekonstruiert werden, dass in
der Nachbearbeitung bei den Bildern, die von der Bewegung betroffen
sind, eine gleich große
Verschiebung in der „entgegengesetzten
Richtung" vorgenommen
wird. Dieses Verfahren wird „pixe/
shiff", also Pixelverschiebung
genannt. Pixelverschiebung wird weitverbreitet eingesetzt und funktioniert
zufrieden stellend bei solchen einfachen Bewegungsartefakten. Die
Größenordnung
der Verschiebung muss jedoch von einem menschlichen Bearbeiter festgelegt
werden. Die Umsetzung der Pixelverschiebung mit einer Genauigkeit
im Teilpixelbereich setzt einfach grundlegende Signalverarbeitungsverfahren
ein [Bracewell, Kapitel 10].
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Da
die Beschreibung der neuen Erfindung im Hinblick auf Raum-/Zeitfilter
erfolgt, kann es an dieser Stelle aufschlussreich sein, die vorstehenden Standardverfahren
in Filterbegriffen auszudrücken, um
die Unterschiede klar zu machen. Die grundlegende Vorgehensweise
mittels DSA besteht darin, zwei Bilder zu subtrahieren. Die aufgenommene
Bildsequenz kann als dreidimensionales Raum-/Zeitsignal mit zwei
räumlichen
und einer zeitlichen Dimension interpretiert werden. In der Filterterminologie
besteht eine Subtraktion, die eine räumlich-zeitliche Filterung
durchführt,
aus nur zwei Koeffizienten, einem Plus- und einem Minuskoeffizienten,
die auf derselben zeitlichen Achse angeordnet sind. Der Pixelverschiebungsvorgang
findet hingegen separat für
jedes einzelne Bild in der Sequenz statt, und das entsprechende
räumlich-zeitliche
Filter besitzt keine zeitliche Ausdehnung. Um durch Rauschen herbeigeführte Artefakte
zu reduzieren (Fall eins oben), kann bekanntlich ein Zeitfilter
verwendet werden, das auf den Spektralgehalt der Kontrastmittelinjektionshüllkurve abgestimmt
ist (US-Patent Nr. 4504908). Durch diesen Lösungsweg trägt nur der Bruchteil des Rauschens
zu Artefakten bei, der sich im selben Tempo „verändert" wie der Kontrastimpuls. Nach diesem Vorbearbeitungsschritt
wird ein herkömmlicher DSA-Algorithmus
verwendet. Den vorstehenden Arbeitsvorgängen ist gemeinsam, dass die
Form dieser Filter gleich, d.h. für ein ganzes Bild oder die
gesamte Sequenz gleich ist. Bei der Verwendung eingeführter Verfahren
besteht folglich keine Möglichkeit,
die Filter an Bewegungen anzupassen, die nur lokal in einer kleinen
Umgebung des Raum-/Zeitsignals auftreten, z.B. die Bewegungen, die
im vorstehenden Punkt drei und vier beschrieben sind. Man betrachte
beispielsweise eine Aufnahme eines Herzens, dessen Koronararterien
den Bewegungen der Herzschläge sowie
den durch das Kontrastmittel induzierten Bewegungen unterliegen.
Die Geschwindigkeit und Richtung der Bewegungen des Herzens schwanken lokal über das
Bild und mit der Zeit. Es besteht keine Möglichkeit anzunehmen, dass
die vorstehend be schriebenen Verfahren solche komplexen Angiographiesequenzen
mit zufriedenstellenden Ergebnissen rekonstruieren könnten. Die
Grundlage für
diese Erfindung baut auf den fortgeschrittenen Bildverarbeitungswerkzeugen
auf, die entwickelt und angepasst wurden, um feine Detaildarstellungen
von Arterienverzweigungen aus komplexen Angiographieaufnahmen, z.B.
denjenigen die vorstehend in Punkt drei und vier erwähnt wurden,
herzustellen und anzuzeigen.
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Die
US 4677478 offenbart jedoch
eine Vorrichtung zum Erzeugen eines verarbeiteten Videosignals,
das für
ein Bild eines Körpers
steht. Ein Bolus Kontrastmittel wird in den Körper injiziert, der Körper bestrahlt
und ein elektronisches Videosignal erzeugt. Ein Bandpassfilter,
das auf die Zeitfrequenz der Bewegung des Bolus des Kontrastmittels
durch einen Bereich des Körpers
abgestimmt ist, wird dann auf das erzeugte Videosignal angelegt.
Der Filtervorgang erfolgt mittels zweier rekursiver Teilfiltersysteme,
welche kontinuierlich ein exponentielles zeitgewichtetes Mittel
der Bilder aktualisieren. Die Gewichtungskoeffizienten können eingestellt
und von Bewegungssensoren dynamisch gesteuert werden.
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Eine
eine Bewegungserfassungseinrichtung umfassende Rauschminderungseinrichtung
zur Verwendung in einer Röntgenuntersuchungseinrichtung ist
in der
EP 0578311 offenbart.
Die Rauschminderungseinrichtung umfasst Einrichtungen zur gewichteten
zeitlichen Mittelwertbildung einer Sequenz aufeinanderfolgender
Bilder, sowie eine Bewegungserfassungseinrichtung zum Generieren
von Gewichtungsfaktoren für
die gewichtete zeitliche Mittelwertbildung. Die Bewegungserfassungseinrichtung
subtrahiert entsprechende Pixelwerte von aufeinanderfolgenden Bildern
und generiert Gewichtungsfaktoren auf der Basis von Nachschlagtabellen.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die
Erfindung ist in den Ansprüchen
dargelegt.
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Eine
primäre
Aufgabe der Erfindung besteht darin, eine Vorrichtung für Röntgenangiographie
bereitzustellen, die sich durch ihre Fähigkeit auszeichnet, Bilder
von hoher Qualität
und Bildsequenzen von Blutgefäßen und
arteriellen Verzweigungen aus Angiographieaufnahmen herzustellen,
die ein sich lokal veränderndes
Bewegungsfeld enthalten, das von einer Bewegung des Patienten oder
einer Bewegung der inneren Organe des Patienten herrührt. Zusätzlich zeichnet
sich die Vorrichtung durch die Fähigkeit aus,
Schätzungen
der Kontrastmittelfließgeschwindigkeit
aufzustellen, die Schätzungen
des Kapillarblutstroms enthalten.
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Kurz
festgestellt beruht die Erfindung auf der Verwendung eines geschwindigkeitsanpassbaren Verschiebungsfilters.
Für jede
lokale Umgebung im Signal wird das geschwindigkeitsanpassbare Verschiebungsfilter
so abgestimmt, dass es die Gefäßbewegung
ausgleicht und die Bewegungskomponente extrahiert, die der Strömung des
Kontrastmittels bezüglich
des Blutgefäßes entspricht
(strömungsinduzierte
Bewegung). Mit früher
bekannten Verfahren (z.B. Subtraktion und Pixelverschiebung) ist
eine solche Analyse strömungsinduzierter
Bewegung bei einer Angiographiesequenz nicht möglich, die ein sich lokal veränderndes
Bewegungsfeld enthält.
Das Steuersignal für
das geschwindigkeitsanpassbare Verschiebungsfilter besteht entweder
aus einem Satz entsprechender Punkte, die extern, z.B. durch einen menschlichen
Bediener, oder automatisch festgelegt werden, indem eine räumlich-zeitliche
Filterdatenbank und eine Vorabinformation über die Kontrastimpulshüllkurve
und Statistiken der erwarteten Bewegungen verwendet werden. Zusätzlich bietet
die Vorrichtung die Möglichkeit,
die Menge der dem Patienten injizierten Kontrastflüssigkeit
ohne Verlust bei der Bildqualität
zu senken, oder eine unveränderte
Menge an Kontrastflüssigkeit
zu verwenden, wodurch eine noch höhere Rauschunterdrückung und
feinere Detaildarstellung erzielt wird.
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BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 ist eine Darstellung des
Energiebeitrags zum Fourierbereich bei einer dreidimensionalen (einer
zeitlichen und zwei räumlichen
Dimensionen) lokalen Umgebung, in der sowohl Gefäßbewegung als auch strömungsinduzierte
Bewegung vorkommen. Die durch einen breiten Rand angegebene Ebene
entspricht den Hintergrundsignalen. Die Neigung der Ebene gibt die
Größenordnung
und Richtung der Gefäßbewegung
an.
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Die
Energiebeiträge
aus den strömungsinduzierten
Signalen konzentrieren sich auf den drei Zylindern, die sich in
den drei Ebenen befinden. Die Positionierung der Ebenen mit dünnem Rand
entlang der Zeitfrequenzachse ist durch die Form bzw. Frequenz des
Kontrastimpulses bestimmt, während
die durch dunkle Zylinder angezeigte Position auf der Ebene von
der Geschwindigkeit und Richtung des Blutstroms abhängt. Eine
zunehmende Strömungsgeschwindigkeit
verschiebt den Energiebeitrag zur Zeitfrequenzachse hin, während eine
Veränderung der
Strömungsrichtung
eine Drehung des Zylinders in der Ebene mit sich bringt. Der schattierte
keilförmige
Bereich zeigt das Frequenzverhalten eines abgestimmten dreidimensionalen
geschwindigkeitsanpassbaren Verschiebungsfilters.
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2 Im Unterschied zu 1 ist die Neigung der Ebenen
anders, was anzeigt, dass sich die Gefäße in einer anderen Richtung
und mit erhöhter Geschwindigkeit
bewegen. Der strömungsinduzierte Energiebeitrag,
die dunklen Zylinder, erscheinen in einer anderen Ausrichtung in
der Ebene, was impliziert, dass sich der Blutstrom bei dieser Umgebung im
Verhältnis
zu der in 3 gezeigten
Umgebung in einer anderen Richtung bewegt.
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3 stellt die Auswirkung
des geschwindigkeitsanpassbaren Verschiebungsfilters auf eine lokale
Umgebung dar, in der eine Gefäßbewegung vorhanden
ist, z.B. die Umgebungen von 1 und 2. Das geschwindigkeitsanpassbare
Verschiebungsfilter führt
eine entsprechende lokale Stabilisierung des Bewegungsfelds durch
und schätzt
gleichzeitig die Strömungsgeschwindigkeit
des Kontrastmittels (Blut).
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4 stellt eine Projektion
der lokalen Umgebung von 3 in
einer zur Richtung des Blutstroms und der Zeitachse orthogonalen
Richtung dar.
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5 zeigt ein Blockschema
eines Systems, das die Gefäßbewegung
lokal rekonstruiert, um eine Schätzung
der strömungsinduzierten
Bewegung aufzustellen, indem ein geschwindigkeitsanpassbares Verschiebungsfilter
verwendet wird. Das System nimmt eine Röntgenangiographiebildfolge über eine intravaskuläre Injektion
von Kontrastmittel auf. Das Gefäßbewegungsfeld
wird durch Verwendung einer räumlich-zeitlichen
Filterdatenbank und aus der Form des Kontrastmittelinjektionsimpulses
geschätzt.
Aus diesen Daten rekonstruiert das geschwindigkeitsanpassbare Verschiebungsfilter
die Gefäßbewegung
und extrahiert die strömungsinduzierte
Bewegung, ohne Bewegungsartefakte einzubringen.
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6 bezieht sich auf 5 und stellt ein alternatives
Verfahren zur Berechnung des sich lokal verändernden Bewegungsfelds dar,
das durch Gefäßbewegung
hervorgerufen wird. Das Bewegungsfeld wird extern, beispielsweise
durch einen menschlichen Bediener festgelegt, der einen Satz kennzeichnender
Punkte definiert, aus dem die Gefäßbewegung berechnet wird.
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BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN
AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Im
Allgemeinen wird ein räumlich-zeitliches Signal
wie eine Angiographiesequenz mit mehrdimensionalen Signalanalysewerkzeugen
entweder als Raum-Zeit-Kubus
bearbeitet, bei dem jede Position (Voxel) im Kubus z.B. als Intensitätswert bzw.
im Frequenzbereich (Fourier-Bereich) als eine Funktion räumlicher
und zeitlicher Frequenzen bezeichnet ist. In dieser Darlegung wird
der Lösungsweg über den Frequenzbereich
häufig
Verwendung finden. Diese beiden Gesichtspunkte des Signals sind
jedoch die beiden Kehrseiten einer Medaille, bei der das Verhältnis des
räumlichen
und Frequenzbereichs durch die Fourier-Transformation bestimmt werden
[siehe Bracewell]. Die Beschreibung des geschwindigkeitsanpassbaren
gefilterten Angiographieverfahrens wird durch die folgenden Ausdrücke vereinfacht, und
erst einmal werden Begriffe räumlich-zeitlichen Filterns
definiert.
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Hintergrund
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Signale,
die ohne oder bei Vorhandensein von Kontrastflüssigkeit vorhanden sind.
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Kontrastmittelinduzierte
Signale
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Signale,
die durch das Vorhandensein von Kontrastflüssigkeit hervorgerufen werden.
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Gefäßsignale
-
Signale,
die aufgrund der Bewegung von Blutgefäßen induziert werden.
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Strömungssignale
-
Signale,
die aufgrund der Bewegung von Kontrastflüssigkeit bezüglich des
Blutgefäßes induziert
werden.
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Zeitfrequenzspezifische
Signale
-
Signale
mit Energiebeiträgen
hauptsächlich in
einem Bereich des Frequenzbereichs, der von Flächen eingegrenzt ist, die durch
festgelegte Zeitfrequenzen gegeben sind.
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Geschwindigkeitsspezifische
Signale
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Signale
mit Energiebeiträgen
hautsächlich
in einem Bereich des Frequenzbereichs, der von Flächen eingegrenzt
ist, die durch eine festgelegte Geschwindigkeitsgrenze gegeben sind.
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Niedriggeschwindigkeitssignale
-
Signale
mit Energiebeiträgen
hauptsächlich in
Bereichen des Frequenzbereichs, die durch Flächen eingegrenzt sind, die
einer festgelegten Schwellengeschwindigkeitsgrößenordnung entsprechen.
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Filter
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Einheit,
die einen Ausgang erzeugt, indem Werte in einer Raum-/Zeitumgebung
kombiniert werden.
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Zeitfrequenzselektives Filter
-
Filter,
welches zeitfrequenzspezifische Signale vom übrigen Teil des Signals abtrennt.
-
Geschwindigkeitsselektives
Filter
-
Filter,
welches geschwindigkeitsspezifische Signale vom übrigen Teil des Signals abtrennt.
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Niedriggeschwindigkeitsfilter
-
Filter,
welches Niedriggeschwindigkeitssignale vom übrigen Teil des Signals abtrennt.
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Geschwindigkeitsselektives
Verschiebungsfilter
-
Geschwindigkeitsselektives
Filter, welches entlang der Zeitfrequenzachse verschoben wurde. Die
Verschiebung kann gleich Null sein, wodurch sich ein geschwindigkeitsselektives
Filter ergibt.
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Anpassbares Filter
-
Eine
Einheit, die einen Ausgang erzeugt, indem sie Werte jeder Raum-/Zeitumgebung
auf eine Weise kombiniert, die von der bearbeiteten Bildfolge abhängt und
für jede
Umgebung separat aufgestellt wird.
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Geschwindigkeitsanpassbares
Filter
-
Anpassbares
geschwindigkeitsselektives Filter.
-
Geschwindigkeitsanpassbares
Verschiebungsfilter
-
Anpassbares
geschwindigkeitsselektives Verschiebungsfilter.
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Zeitimpuls
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Abweichung
von Null nur innerhalb eines bestimmten Zeitintervalls.
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Man
betrachte den oberen Teil von 5. Ein
Patient bzw. der Teil des Patienten, der Gegenstand der Angiographieuntersuchung
ist, ist zwischen einer Röntgenröhre und
einem Röntgenbildverstärker untergebracht.
Der Röntgenbildverstärker wandelt
das projizierte Röntgenbild
in ein elektronisches Signal um, welches für eine zukünftige Verarbeitung durch einen
Computer in digital er Form gespeichert wird. Um den Kontrast und
die Sichtbarkeit der Gefäße im Verhältnis zu
dem umgebenden Gewebe zu verstärken,
wird ein Kontrastmittel injiziert. Das Kontrastmittel wird in Form
eines Impulses oder als eine Reihe von Impulsen injiziert. Der Form-
bzw. Frequenzgehalt des Kontrastmittelinjektionsimpulses ist wesentlich
für die
Erfindung und wird später
in diesem Abschnitt noch beschrieben. Während der Injektionsphase wird
die Ausbreitung des Kontrastmittels aufgezeichnet und als eine Reihe
von Bildern (Bildsequenz) für
weitere Bearbeitung abgespeichert. Die lokalen Bewegungen, die bei
solch einer Angiographieaufnahme auftreten, sind auf Bewegung des
Hintergrunds bzw. Bewegung des injizierten Kontrastmittels (kontrastmittelinduzierte
Bewegung) zurückzuführen. Die
kontrastmittelinduzierte Bewegung kann in Bewegungen aufgeteilt
werden, die durch eine Bewegung des Kontrastmittels bezüglich der
Blutgefäße (Strömungssignale)
und eine Bewegung der das Kontrastmittel transportierenden Blutgefäße (Gefäßbewegung)
herbeigeführt
werden. Es ist festzuhalten, dass die Gefäßbewegung keine allgemeingültige Erscheinung
ist, sondern sich aufgrund der Bewegung des Patienten oder der Bewegung
der inneren Organe des Patienten, z.B. Darmbewegung, Atmung und
Herzschläge,
lokal mit der Position und Zeit verändert.
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In 1 ist das Spektrum der Fourier-Transformation
einer lokalen Umgebung in einer Angiographiesequenz dargestellt,
bei der sich die Kontrastmittelkonzentration zeitlich als ins Quadrat
erhobener Cosinus verändert.
Die vertikale Achse entspricht der Zeitfrequenz. Ist keine Bewegung
(keine zeitliche Veränderung)
vorhanden, konzentriert sich der gesamte Energiebeitrag auf eine
Ebene, die durch die räumlichen
Frequenzachsen bestimmt ist. Diese Beobachtung wird für die Subtraktionsangiographie
verwendet, welche hinsichtlich der Frequenz der Entnahme von Daten
entspricht, bei denen die Zeitfrequenz, d.h. das Hintergrundsignal,
Null beträgt.
Bewegen sich jedoch der Patient oder die Blutgefäße, konzentriert sich die Energie
entlang der Ebene, die durch den Ursprung verläuft, der durch eine breite Grenzlinie
dargestellt ist. Die Neigung der Ebene ist durch sowohl die Richtung
als auch die Größenordnung
der Bewegung bestimmt. Der Pixelverschiebungsvorgang wird in Frequenzbegriffen
als eine Drehung beschrieben, welche die Ebene in eine Position
zurückbringt,
die sich zwischen den räumlichen Achsen
erstreckt. Es ist festzuhalten, dass der Pixelverschiebungsvorgang
allgemeingültig
ist und keine sich lokal verändernde
Gefäßbewegung
ausgleichen kann. Die Injektion des Kontrastmittels in Form eines Impulses
oder einer Reihe von Impulsen bewirkt eine zeitliche Modulation,
und der entsprechende strömungsinduzierte
Energiebeitrag, der durch schwarze Zylinder angegeben ist, befindet
sich entsprechend 1 zwischen
drei parallelen Ebenen. Der Abstand zwischen den modulierten Ebenen,
der durch dünne Grenzlinien
angegeben ist, und der Ursprung hängen von der Form bzw. Frequenz
des Kontrastimpulses ab. Eine kürzere
Dauer (höhere
Zeitfrequenz) impliziert einen größeren Abstand (bessere Trennung) entlang
der Zeitachse. Darüber
hinaus hängt
die Position der Zylinder (der strömungsinduzierte Energiebeitrag)
sowohl von der Geschwindigkeit als auch der Richtung des Blutstroms
ab. Eine langsamere Strömungsgeschwindigkeit
verschiebt den Energiebeitrag entlang der Ebenen weiter nach außen, während die
Ausrichtung der Zylinder in den Ebenen die Richtung des Blutstroms
bestimmen. Der schattierte keilförmige
Bereich gibt das Frequenzverhalten eines abgestimmten dreidimensionalen
geschwindigkeitsangepassten Verschiebungsfi/ters an, welches die
strömungsinduzierte
Bewegung schätzt,
ohne Bewegungsartefakte einzuführen.
Das geschwindigkeitsanpassbare Verschiebungsfilter ist sowohl auf die
Gefäßbewegung,
d.h. die Neigung der Ebenen, als auch die Position entlang der Zeitachse
abgestimmt, welche dem Frequenzverhalten des Kontrastimpulses entsprechen.
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2 entspricht einer alternativen
Umgebung, bei der die Gefäßbewegung
(die Neigung der Ebenen) und die Blutströmung (die Ausrichtung der Zylinder)
gegenüber 1 in anderen Richtungen stattfinden.
Die Größenordnung
der Gefäßbewegung und
die Strömungsgeschwindigkeit
sind in 1 und 2 in etwa gleich.
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Eine
Schätzung
des lokalen, durch die Gefäßbewegung
(die Neigung der Ebenen) induzierten Bewegungsfelds wird zur Steuerung
des geschwindigkeitsanpassbaren Filters verwendet. In 3 ist der stabilisierende
Effekt des geschwindigkeitsanpassbaren Filters für die in 1 und 2 gezeigte
Umgebung dargestellt. Das geschwindigkeitsanpassbare Filter führt entsprechend
eine lokale Stabilisierung des Bewegungsfelds durch. 4 stellt eine Projektion
von 3 in einer zu den
Ebenen orthogonalen Richtung dar, die durch die Gefäßbewegung
und die Richtung des Blutstroms bestimmt ist, um den Effekt der
lokalen Stabilisierung der Gefäßbewegung
besser zu veranschaulichen. Aus 4 geht
hervor, dass das Hintergrundsignal und die nicht modulierten strömungsinduzierten
Energiekomponenten durch ein zeitselektives Filter beseitigt werden
können,
welches den niedrigen Zeitfrequenzgehalt des Signals beseitigt,
wodurch eine Schätzung
der strömungsinduzierten
Bewegung durch herkömmliche
Verfahren möglich
wird. Um das zeitselektive Hochpassfilter auszuwählen, muss Zugriff auf die
Größenordnung der
zeitlichen Verschiebung (der Position der modulierten Ebenen) bestehen.
Die lokale Stabilisierung der Gefäßbewegung, die dieses Verfahren
umfasst, unterstützt
eine starke Analyse der strömungsinduzierten
Bewegung, welche durch bekannte Verfahren nicht möglich ist.
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Die
Verwendung eines geschwindigkeitsanpassbaren Verschiebungsfilters
ist gleichbedeutend mit einer gleichzeitigen Stabilisierung und
Strömungsschätzung, wie
sie vorstehend beschrieben wurden. Gleichbedeutend mit der vorstehend
beschriebenen Situation basiert die Auswahl der räumlich-zeitlichen
Filterdatenbank, aus der die geschwindigkeitsangepassten Verschiebungsfilter
synthetisiert werden, auf der Größenordnung
der zeitlichen Verschiebung (der Position der modulierten Ebenen), und
die Schätzung
des lokalen Bewegungsfelds, das durch die Gefäßbewegung (die Neigung der
Ebenen) induziert wurde, wird zur Steuerung des geschwindigkeitsanpassbaren
Verschiebungsfilters verwendet.
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Die
Größenordnung
der Verschiebung hängt vom
Frequenzverhalten des Kontrastmittelinjektionsimpulses ab, welcher
von der in 5 gezeigten Kontrastmittelinjektionssteuereinheit
erhalten wird. Im Allgemeinen vereinfacht sich die Trennung des Hintergrundsignals
vom strömungsinduzierten
Signal, wenn die Größenordnung
der zeitlichen Verschiebung größer wird,
was impliziert, dass Kontrastimpulse von kurzer Dauer (hoher Zeitfrequenz)
die Schätzung
einfacher machen. Die Form der Kontrastimpulse ist jedoch durch
physikalische Zwänge
eingeschränkt.
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Es
erfolgen Beispiele zweier unterschiedlicher Verfahren zur Berechnung
des Gefäßbewegungsfelds.
Im ersten Verfahren, das in 6 dargestellt
ist, wird das Bewegungsfeld von außen, z.B. einem menschlichen
Bediener, festgelegt, der eine begrenzte Anzahl entsprechender Punkte,
wie Verzweigungen der Blutgefäße, überall in
der Sequenz festlegt. Durch Berechnen der Position jedes Kennzeichnungspunktes
als Zeitfunktion wird ein dünngesätes Bewegungsfeld
erhalten. Aus diesem dünngesäten Bewegungsfeld
kann ein am besten passendes dichtes Bewegungsfeld, welches das
anpassbare Filtern unterstützt,
unter Verwendung herkömmlicher
Verfahren wie der Affintransformationstheorie berechnet werden.
Das zweite Verfahren zum Berechnen des Gefäßbewegungsfelds ist in 5 dargestellt und verwendet
eine räumlichzeitliche
Filterdatenbank, um das Gefäßbewegungsfeld
nach den Prinzipien automatisch zu extrahieren, die z.B. in Granlund
und Knutsson, Kapitel 6, Fleet, dargelegt sind.
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Ein
zusätzlicher
Nutzen der erfindungsgemäßen Vorrichtung
besteht darin, dass die Injektion des Kontrastmittels in Form eines
Impulses oder einer Reihe von Impulsen die Möglichkeit bietet, die Menge
an Kontrastflüssigkeit,
die dem Patienten injiziert wird, zu senken, und dabei die Qualität der hergestellten
Bilder oder Bildsequenzen beizubehalten. Der Einsatz einer Reihe
von Impulsen im Verhältnis zu
einem einzelnen Impuls konzentriert die Position des strömungsinduzierten
Energiebeitrags im Fourier-Bereich, was die Trennung der Hintergrund-
und strömungsinduzierten
Signale erhöht
und die Bewegungsschätzung
erleichtert. Folglich ist es möglich, die
Menge injizierten Kontrastmittels im Verhältnis zu den lokalen Bedingungen
des Teils des Patientenkörpers
zu steuern, der Gegenstand der Untersuchung ist, d.h. eine kleinere
Menge Kontrastflüssigkeit
ohne Verlust bei der Bildqualität
einzusetzen, oder eine unveränderte
Menge Kontrastflüssigkeit
zu verwenden, wodurch eine bessere Rauschunterdrückung und eine verstärkte Auflösung feiner
Details erzielt wird. Zusätzlich
weist die Vorrichtung auch eine Einrichtung zur Unterscheidung und
Quantifizierung kapillarer Blutströmung beispielsweise in den
Herzwänden auf,
die mit herkömmlichen
Verfahren nur sehr schwer auszumachen war.
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Zu
Visualisierungszwecken umfasst die Vorrichtung Möglichkeiten, um Schätzungen
der relativen Phase der Kontrastmittelströmung herzustellen, was z.B.
die Berechnung der relativen Ankunftszeit der Kontrastmittelströmung unterstützt. Die
erhaltene Geschwindigkeitsschätzung
kann auch dazu eingesetzt werden, ein Bild oder eine Bildsequenz
herzustellen. Zusätzlich
umfasst die Vorrichtung die Möglichkeit,
Bilder oder Bildsequenzen wiederzugeben, die für eine erhöhte Sichtbarkeit der Strömungsdynamik
synthetisch erzeugte Kontrastimpulse enthalten. Beispielsweise kann
ein Impuls von signifikant kürzerer
Dauer synthetisiert werden.
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BEZUGSLITERATUR
-
- [1] M. Andersson, Controllable Multidimensional Filters
in Low Level Computer Vision, PhD-Doktorarbeit, Linköping Universität, Schweden,
S581 83 Linköping,
Schweden, September 1002. Dissertation Nr. 282, ISBN 91-7870-981-4.
- [2] R. Bracewell, The Fourier Transform and ist Applications,McGraw-Hill,
2. Ausgabe, 1986.
- [3] D.E. Dudgeon und R.M. Merserau, Multidimensional Digital
Signal Processing, Prentice-Hall signal processing serie, Prentice-Hall,
1984, ISBN 0-13-604959-1.
- [4] D.J. Fleet, Measurement of image velocity, Kluwer Academic
Publishers, 1992, ISBN 0-7923-9198-5.
- [5] G.H. Granlund und N. Knutsson, Signal Processing for Computer
Vision, Kluwer Academic Publishers, ISBN 0-7923-9530-1.
- [6] H. Knutsson, "Representing
local structure using tensors",
The 6th Scandinavian Conference on Image Analysis,
S. 244 – 251,
Oulu, Finnland, Juni 1989. Report LiTH-ISY-I1019, Computer Vision
Laboratory, Linköping
Universität,
Schweden, 1989.
- [7] H. Knutsson und M. Andersson, „N-dimensional orientation
estimation using quadrature filters and tensor whitening", Proceedings of
IEEE International Conference on Acoustics, Speech & Signal Processing,
Adelaide, Australien, April 1994, IEEE.