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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein Bildgebungs- oder Abbildungsprozesse
und insbesondere Verfahren und Systeme für eine Bildverbesserung (Image
Enhancement), in denen ein Entfaltungsprozeß bezüglich der Bildkantenstreufunktion
(Image Edge Response Function) im Bildbereich eines oder jedes von mehreren
abgetasteten Objektunstetigkeiten oder -diskontinuitäten ausgeführt wird,
um das Profil der jeweiligen Punkt- oder Linienverwaschungsfunktion
zu erhalten, und die Halbwertsbreite des erhaltenen Profils bestimmt
wird.
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Bildgebungsprozesse
beinhalten eine Transformation vom Objektbereich in den Bildbereich,
aber aufgrund einschränkender
Faktoren, z.B. der endlichen Größe einer
Energiequelle, der Detektorgröße, der
Abtastfrequenz, der Display- oder Darstellungsdichte, der Software-Filterfunktion
und möglicher
Partialvolumeneffekte, die bei einigen Abbildungs- oder Bildgebungsgeräten auftreten,
kann eine unendlich feine Deltafunktion im Objektbereich im Bildbereich
nicht getreu reproduziert werden. Stattdessen wird ein verschmiertes
Bild oder eine Punktverwaschungsfunktion (PSF) beobachtet. Ähnlicherweise
wird eine unendlich scharfe Kantenstreufunktion (ERF) im Objektbereich
im Bildbereich zu einem verschmierten ERF-Profil. Der Verschmierungseffekt
wird umso intensiver, je näher
benachbarte ERF-Funktionen von Diskontinuitäten oder Kontrastprofilen beieinander
liegen.
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Ein
Bildgebungsverfahren und -system des vorstehend dargestellten Typs,
das zum Korrigieren von durch einen Li nearbechleuniger erzeugten
Detektorgrößeneffekten
im Bild verwendet wird, ist durch einen Artikel von Charland P.
et al. mit dem Titel "THE
USE OF DECONVOLUTION AND TOTAL LEAST SQUARES IN RECOVERING A RADIATION
DETECTOR LINE SPREAD FUNCTION",
Medical Physics, USA, American Institute of Physics, New York, Band
25, Nr. 2, Februar 1998 (1998-02), Seiten 152-160, XP000833821,
ISSN: 0094-2404, bekannt. In diesem Dokument wird ein Entfaltungsprozeß auf ein
Bildprofil angewendet, um die Linienverwaschungsfunktion (LSF) eines
Densitometer-Strahlungsdetektors der Beschleunigereinrichtung zu bestimmen.
Die Halbwertsbreite (FWHM) dieses Profils wird gemessen, und das
Meßergebnis
und die erhaltene Funktion werden für eine Detektorgrößenkorrektur
zum Verbessern der räumlichen
Auflösung
des erzeugten Bildes verwendet, wobei das Verfahren jedoch Grenzen
hinsichtlich seiner praktischen Anwendungen aufweist, insbesondere
dann, wenn eine matrixförmige
digitale Darstellung verwendet wird.
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Ein
anderes Bildgebungsverfahren, in dem die Linienverwaschungsfunktion
(LSF) des Bildgebungssystems berücksichtigt
wird, ist in einem Artikel von Alperin N. et al. mit dem Titel "AUTOMATED ANALYSIS OF
CORONARY LESIONS FROM CINEANGIOGRAMS USING VESSEL TRACKING AND ITERATIVE
DECONVOLUTION TECHNIQUES",
Proceedings of Computers in Cardiology Meeting, Washington, USA,
IEEE Computer Society Press, Meeting 16. Oktober 1989 (1089-10),
Seiten 153-156, XP000147033, ISBN: 0-8186-2144-1 beschrieben. Gemäß diesem
Verfahren wird der Entfaltungsprozeß zum Bestimmen einer Blutgefäßgröße jedoch
nicht basierend auf einer Verbesserung der räumlichen Auflösung verwendet.
Das Bildprofil des Gefäßes wird
mit theoretischen Profilen verglichen, die durch Falten der Linienverwaschungsfunktion (LSF)
des Bildgebungssystems mit Zylindern verschiedener Größe erzeugt
werden, bis die beste Anpassung erzielt wird.
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Es
ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein verbessertes Bildgebungsverfahren
und ein verbessertes Bildgebungssystem des vorstehend spezifizierten
Typs bereitzustellen.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Bildgebungsverfahren
des vorstehend spezifizierten Typs bereitgestellt, wobei ein Entfaltungsprozeß mit einer
Teil- oder Subpixelabtastung
der Bildkantenstreufunktion ausgeführt wird, das erhaltene Profil
mit dem Bildbereichprofil der jeweiligen Kantenstreufunktion korreliert
wird, die Position im Bildbereich der jeweiligen Diskontinuität anhand
des Mittelpunkts der Halbwertsbreite der erhaltenen Linienverwaschungsfunktion
bestimmt wird, und Subpixel innerhalb des Bildbereichprofils der
Kantenstreufunktion von einer zur anderen Seite der Position übertragen
werden, um die räumliche
Auflösung
der Bildkante oder des Bildrandes an der Diskontinuität zu verbessern.
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Durch
das erfindungsgemäße Verfahren
und das erfindungsgemäße System
wird die Position der Diskontinuität im Bildbereich vorteilhaft
direkt basierend auf dem Bildbereichprofil der jeweiligen Punkt-
oder Linienverwaschungsfunktion bestimmt. Dadurch wird die Genauigkeit
verbessert, weil nicht nur die Punkt- oder Linienverwaschungsfunktion
des Bildgebungssystems selbst berücksichtigt wird, sondern darüber hinaus auch
die Kontrastpegel- und Partialvolumeneffekte und statistisches Rauschen
sowie (z.B. durch eine Filterverarbeitung auftretendes) Überschwingungeffekte,
die in der Bildkantenstreufunktion auftreten. Durch Übertragen
von Subpixeln von einer zur anderen Seite der bestimmten Position
der jeweiligen Diskontinuität
wird ein empirisches Verfahren zum Verbessern der räumlichen
Auflösung
der Bildkante an der Diskontinuität bereitgestellt. Auf diese
Weise kann durch das erfindungsgemäße Verfahren und das erfindungsgemä ße System ein
Verlust oder Verminderung der räumlichen
Auflösung
in der Bildgebung kompensiert werden, ohne daß Kompromisse bei anderen Eigenschaften
gemacht werden müssen,
wobei dies insbesondere ohne eine Erhöhung des Rauschens im erhaltenen
Bild erreicht wird. Das ursprüngliche
hochaufgelöste 'Stufenfunktions'-Merkmal an der Diskontinuität wird tatsächlich ohne
Erhöhung
des Rauschens wiedergewonnen, und das Nichtvorhandensein von erhöhtem Rauschen
ist zum Bereitstellen einer exakten Bilddefinition ohne jegliche Verschmierung
besonders wichtig.
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Der
Entfaltungsprozeß des
erfindungsgemäßen Verfahrens
und des erfindungsgemäßen Systems kann
unter Verwendung eines Least-Squares-Running-Filter-Prozesses ausgeführt werden,
und es kann ein kontrastarmer Filtervorgang verwendet werden, um
Neben- oder Störkanten
im Bildbereich zu entfernen.
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Eine
Kantenkontur des abgetasteten Objekts kann im Bildbereich durch
Verbessern von Kantenbilddefinitionen der Bilder mehrerer abgetasteter
Objektdiskontinuitäten
definiert werden. Es können
die Fläche und/oder
das Volumen und/oder die Intensität des Objektbildes innerhalb
der Kantenkontur bestimmt werden.
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Nachstehend
werden ein erfindungsgemäßes Bildgebungsverfahren
und ein erfindungsgemäßes Bildgebungssystem
unter Bezug auf die beigefügten
Zeichnungen beschrieben; es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens und des erfindungsgemäßen Systems;
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2 Merkmale
einer im erfindungsgemäßen Verfahren
und im erfindungsgemäßen System
von 1 ausgeführten
Verarbeitung;
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3 durch
die Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens
und des erfindungsgemäßen Systems
von 1 erhaltene Ergebnisse;
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4 einen
Querschnitt der Kontur eines in 2 dargestellten
Bildprofils im vergrößerten Maßstab;
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5 und 6 eine
Draufsicht und eine Querschnitt-Endansicht
einer im erfindungsgemäßen Verfahren
und im erfindungsgemäßen System
von 1 verwendeten Liegen-Oberseite; und
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7 eine
Faltungsoperation als Basis für
ein mathematisches Modell einer Entfaltungsverarbeitung im erfindungsgemäßen Verfahren
und im erfindungsgemäßen System.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
und das erfindungsgemäße System
werden nachstehend unter Bezug auf 1 in Verbindung
mit einem Magnetresonanz- (MR) Abtast- oder Scanverfahren für eine medizinische
Diagnose- und Behandlungsplanung beschrieben. Das erfindungsgemäße Verfahren
und das erfindungsgemäße System
können
im Prinzip und gemäß den beschriebenen
allgemeinen Techniken auch in anderen Anwendungen eines MR-Abtastverfahrens
und auch in Fällen
verwendet werden, in denen andere Abtasttechniken verwendet werden.
Außerdem
werden das erfindungsgemäße Verfahren
und das erfindungsgemäße System,
obwohl sowohl die Struktur als auch die Funktion in 1 durch
diskrete 'Blöcke' 1 bis 19 dargestellt
sind, im wesentlichen durch programmierte digitale Datenverarbeitungen
implementiert.
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Gemäß 1 werden
durch einen herkömmlichen
Betrieb eines MR-Scanners 1 erhaltene Daten in einem Prozessor 2 für Bildgebungszwecke
verarbeitet. Durch das Ausgangssignal des Prozessors 2 wird
eine Darstellung 3 bereitgestellt, die dann einer Bildnachbearbeitung 4 unterzogen
wird. In der Bildnachbearbeitung 4 kann ein Bereich der
Darstellung 3 für eine
detailliertere und nähere
Untersuchung oder Prüfung
ausgewählt werden.
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Gemäß der vorstehenden
Beschreibung haben das Bildgebungsverfahren und -systems von 1 eine
herkömmliche
Konfiguration, durch eine Weiterverarbeitung 5 der Bilddaten
des durch die Bildnachbearbeitung 4 erhaltenen ausgewählten Bereiches
von Interesse wird jedoch zuzüglich
zu den bekannten Schritten ein weiterer Arbeitsschritt ausgeführt. D.h.,
die Weiterverarbeitung 5 dient zum deutlicheren Definieren
der wahren Kanten oder Grenzen einer Bildkontur (von Bildkonturen)
im ausgewählten
Bereich von Interesse und zum Erhöhen der Genauigkeit in der
Bildgebung dieser Konturen.
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Die
Definition und die Genauigkeit der Übertragung von Merkmalen vom
durch den Scanner 1 abgetasteten Objektbereich in den Bildbereich
durch die Bildnachbearbeitung 4 Sind durch viele Faktoren
begrenzt. Die Grenzen ergeben sich durch den Scanner 1 selbst
(insbesondere durch die endliche Größe der Energiequelle), durch
die durch den Prozessor 2 ausgeführte Verarbeitung und durch
die Darstellung 3; Grenzen ergeben sich beispielsweise
durch die verwendete Datenabtastfrequenz und die verwendete Darstellungsdichte und
außerdem
durch die Filterfunktion der verwendeten Software. D.h., gemäß 2 wird
eine unendlich feine Deltafunktion 20 im Objektbereich
im Bildbereich nicht exakt reproduziert. Stattdessen führt die
durch einen Pfeil 21 dargestellte Transformation zu einer
Punktverwaschungsfunktion (PS F) oder einem verschmierten Bild 22 im
Bildbereich. Ähnlicherweise
wird eine unendlich scharfe Kantenstreufunktion (ERF) oder eine
Stufe 23 im Objektbereich durch die durch einen Pfeil 24 dargestellte
Transformation zu einem durch Maßpfeile 26 dargestellten
verschmierten Übergang 25 im
Bildbereich. Wenn zwei ERF-Bildprofile dicht beieinander liegen, verlaufen
die Verschmierungseffekte ineinander. Die dadurch erhaltene Ver schlechterung
der räumlichen
Auflösung
wird häufig
durch den prozentualen Kontrast- oder Modulationsübergang
angezeigt, der durch das als Prozentanteil dargestellte Verhältnis der
Amplitude der Modulation im Bildbereich zu derjenigen im Objektbereich
gegeben ist.
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Der
Verschmierungseffekt wird stärker,
wenn benachbarte ERF-Funktionen von Diskontinuitäten oder Kontrastprofile näher zueinander
angeordnet sind (oder wenn die räumliche
Frequenz der Modulation höher wird);
dadurch wird auch die Profilhöhe
vermindert. Die Verminderung oder der Verlust der räumlichen
Auflösung
(d.h. des Teils, der durch den Verschmierungseffekt am Rand der
ERF-Funktion dargestellt wird) kann auch durch erneutes Abtasten
des Bildes durch ein digitales Abtast- oder Scannersystem mit ultrahoher
Auflösung
nicht und auch nicht teilweise wiedergewonnen werden.
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Durch
die Weiterverarbeitung 5 wird erfindungsgemäß eine exakte
Kantenbilddefinition und -position bereitgestellt, und die räumliche
Auflösung
in der Bildgebung wird verbessert. Insbesondere wird in Verbindung mit 2 die
der Diskontinuität
oder der Stufe 23 der Objekt-ERF-Funktion entsprechende
Kantenposition im Bildbereich vom Mittelpunkt der Halbwertsbreite
(FWHM) der Bild-PSF-Funktion genau ermittelt; die genaue Ermittlung
erfolgt mit Subpixelgenauigkeit für das ERF-Bildprofil. Es werden
eine 'kontrastarme' und eine 'Flächen'-Filterfunktion verwendet,
um 'Neben- oder
Störkanten' zu entfernen, und
eine Subpixelabtastung, um eine Detektion zu ermöglichen, die detaillierter
ist als es der Auflösung
der Einzelpixelmodulation entspricht. Die Diskontinuität oder die
Stufe 23 der ERF-Funktion wird dann innerhalb des Bildbereichs
durch Entfernen der Subpixelwerte außerhalb der optimalen Kantenposition
wiederhergestellt, um die innerhalb der Kantenposition liegenden
Subpixelwerte zu kompensieren. Die Subpixel werden dann in der Darstellung
zu Pixeln, und die realisierte Verbesserung entspricht der Funktion
eines Bildübertragungssystems
mit extrem hoher Auflösung.
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Wie
in 2 durch Pfeile 27 und 28 dargestellt
ist, kann das ERF-Bildprofil 25 einer unendlich scharfen
Stufe 23 durch Falten der Bild-PSF-Funktion 22 mit
der Objekt-ERF-Funktion 23 erzeugt
werden. Erfindungsgemäß wird durch
Entfalten des ERF-Bildprofils 25 unter Verwendung einer
Subpixelabtastung, wie durch den Pfeil 29 dargestellt ist,
die Bild-PSF-Funktion 22 in einem Entfaltungsraum als Bild-PSF-Funktion 22' reproduziert.
Das ERF-Bildprofil 25 wird der PSF-Funktion 22' innerhalb dieses
Raums als ERF-Bildprofil 25' überlagert,
und die optimale Kantenposition 30 wird basierend auf dem
Mittelpunkt der Halbwertsbreite (FWHM) der Bild-PSF-Funktion 22' bestimmt und
mit einer Subpixelgenauigkeit ermittelt.
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Für eindimensionale
Fälle ist
die erfindungsgemäße Verarbeitung
relativ einfach, weil lediglich entweder das x- oder das y-Profil, d.h. eine Linienverwaschungsfunktion
LSF betrachtet werden. Für
zweidimensionale Verarbeitungen können jedoch sowohl das x- als
auch das y-Profil und gegebenenfalls auch xy-Diagonalprofile verwendet
werden, um jegliche mögliche
Streifenbildung im Bild zu eliminieren; in diesem Fall wird ein geeignetes
Gewichtungsschema erforderlich sein, um das Bild zu rekonstruieren.
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Wenn
das durch die Objekt-ERF-Funktion 23 dargestellte ursprüngliche
Merkmal der scharfen Kante durch die Weiterverarbeitung 5 genau
ermittelt wird, kann das Merkmal durch eine zusätzliche Verarbeitung 6 (1)
wiedergewonnen werden. Bei der zusätzlichen Verarbeitung 6 werden
die 'außerhalb' der optimalen Kantenposition 30 auftretenden
Subpixelwerte übertragen,
um die 'innerhalb' der Kantenposition
liegenden Subpixelwerte zu kompensieren. Dies ist in 2 durch
einen Pfeil 31 dargestellt, der die Übertragung von Subpixelblöcken 32 von
einer Position hinter dem Punkt 30 im ERF-Bildprofil 25' zu einer Position
davor anzeigt. Die Rekonstruktion des ERF-Bildprofils 25' in das ERF-Bildprofil 33,
das bezüglich
der Konfiguration der Objekt-ERF-Funktion optimal entspricht, ist
durch einen Pfeil 34 dargestellt. Das Bildprofil 33 wird
in der Darstellung 7 (1) vergrößert dargestellt.
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Diese
Techniken ermöglichen
im wesentlichen eine Wiedergewinnung des Verlusts der räumlichen Auflösung in
der Bildgebungsverarbeitung, ohne daß Kompromisse bei anderen Eigenschaften
gemacht werden müssen,
z.B. beim Bildrauschen. Außerdem
wird durch die Verbesserung der räumlichen Auflösung in
der Darstellung 7 der von der Darstellung 3 ausgewählte Bereich
von Interesse reproduziert, ohne daß Trübungen (oder Stufen) am Profilrand
auftreten.
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3 zeigt
einige kontrastarme Ergebnisse, die in der Praxis durch eine MR-Abtastung
eines Schweinehirns in Fluid erhalten werden. Die Kurve A zeigt
das erzeugte ERF-Bildprofil,
während
Kurve B die Linienverwaschungsfunktion (LSF) darstellt, die durch
die in der Verarbeitung 5 ausgeführte Entfaltung der Kurve A
erhalten wird. Die optimale Kantenposition wird vom Mittelpunkt
C der Halbwertsbreite der Kurve B ermittelt, und in der zusätzlichen
Verarbeitung 6 wird eine Subpixelübertragung ausgeführt, um
die Kurve A zu rekonstruieren, die im wesentlichen mit dem Kantenmerkmal übereinstimmt,
von dem sie in der Darstellung 7 erzeugt worden ist.
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Während die
Kurve A Stufen aufweist, ist die Kurve B glatt, und ihr Mittelpunkt
C ist mit einer Subpixelgenauigkeit festgelegt. Außerdem zeigt
die Kurve B eine Empfindlichkeit von mehr als 8:1 zwischen der Profilhöhe und dem
Untergrundrauschen an.
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Gemäß 2 wird
das vollständige
Profil 35 eines Bildes innerhalb des aus der Darstellung 3 ausgewählten Bereichs
von Interesse wie durch einen Pfeil 36 dargestellt basierend
auf durch die Verarbeitung 5 erhaltenen Kantenpositionsdaten
aufgebaut. Diese Daten identifizieren die Position des Punkts 30 und
die Positionen aller entsprechenden Punkte, die durch Abtasten der
mehreren x- oder y-Profile des ausgewählten Bereichs von Interesse
bestimmt werden. Der Aufbau und die Darstellung dieser Punkte von
den Daten finden in der Darstellung 8 statt, so daß eine im
wesentlichen wahre Kontur 37 für das Profil 35 definiert
wird. Die Schärfe
der wahren Kontur 37 steht im Gegensatz zur verschmierten
Kontur, die ohne Entfaltung durch die (durch die Pfeile 26 dargestellte)
Verwaschung der relevanten ERF-Bildprofile 25 erhalten
worden wäre.
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Ein
kleiner Abschnitt der Kontur 37 ist in 4 vergrößert dargestellt
und als optimal angepaßte
Linie zwischen optimalen Kantenpositionen definiert, die vom x-
bzw. y-Profil erhalten
werden; die x-Profil-Positionen sind durch ausgefüllte und
die y-Profil-Positionen durch offene Kreise dargestellt. Die unmittelbare
Nähe der
entsprechenden Positionen im x- und im y-Profil zeigt an, daß eine Genauigkeit
auf Subpixelniveau erreicht wurde. Die Verschmierung, die sich in
der Bildprofilkontur zeigen würde,
wenn die Entfaltungstechnik nicht verwendet würde, würde sich über den gesamten Bereich erstrecken,
der durch die gestrichelten Linien 38 und 39 begrenzt
ist; diese Grenzen sind in der gestrichelten Linie in der Darstellung
des Profils 35 in 2 dargestellt.
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Die
exakte Definition der in der Darstellung 8 erhaltenen Bildkontur 37 ermöglicht eine
entsprechende Bestimmung bei der Berechnung 9 der Fläche innerhalb
dieser Kontur; das entsprechende Volumen kann ebenfalls von aufeinanderfolgend abgetasteten
Scheibenelementen bestimmt werden. Die Bestimmung der Fläche und
des Volumens ist insbesondere für
Diagnosezwecke und eine genaue Abschätzung 10 der Größe eines
Tumors oder einer Wunde vor und nach einer Behandlung nützlich.
Sie ist ähnlicherweise
auch zur Abschätzung
von Arterienabmessungen bei einer Angiographie nützlich.
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Außerdem ist
die exakte Definition der in der Darstellung 8 erhaltenen
Bildkontur 37 besonders nützlich zum Segmentieren anatomischer
Strukturen für
eine Diagnose- und eine Behandlungsplanung 11. Außerdem wird
durch die Verarbeitung 12 das Verhältnis der Intensitäten zweier
Abtastungen bestimmt, um Werte von Relaxations- oder Erholungszeiten
T1 und T2 und eine
Protonendichte zu bestimmen. Die Werte werden dann in der Darstellung 13 innerhalb
der Grenzen der Bildkontur unter Verwendung von im Scanner 1 verwendeten
Normierungsdaten dargestellt, die von der Liegenoberseite 14 erhalten
werden. Die Liegenoberseite 14, die auch Orientierungspunkte
zum Bestimmen von Positionskoordinaten bereitstellt, hat die in
den 5 und 6 dargestellte Form und wird
nachstehend beschrieben.
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Gemäß den 5 und 6 hat
die Liegenoberseite 40, die aus Polystyrol-Blasenschaumstoff
besteht, die Form einer flachen Matte und wird durch eine gekrümmte Schaumstoffbasis 41 getragen,
die auf den Scannertisch der MR-Vorrichtung paßt. Zwei zickzackförmig verlegte
Rohrleitungen 42 sind in der Oberseite 40 eingebettet
und erstrecken sich entlang der Länge der Liege an beiden Seiten
einer mittig eingebetteten geraden Rohrleitung 43.
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Die
sich jeweils zickzackförmig
erstreckenden Rohrleitungen 42 haben einen rechteckigen
Querschnitt mit einer Doppelöffnung,
während
die Rohrleitung 43 einen Querschnitt mit Einzelöffnung aufweist.
Die durch die Anordnung der Rohrleitungen 42 und 43 definierten
fünf Öffnungen
können für Normierungs-
und Kalibrierungszwecke jeweils mit in Tabelle I dargestellten fünf MR-Lösungen S0 bis S4 gefüllt werden.
Die vier MnCl2·4H2O-Lösungen S1 bis S4 decken den
vollen Bereich von Werten T1 und T2 für
anatomische Gewebe ab, und die fünfte
Lösung
S0 aus CuSO4·5H2O ist nominell äquivalent zu "schwach gebundenem
Wasser".
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Die
durch T1, T2 dargestellten
Gewebetypen und die Protonendichtewerte in der Darstellung 13 werden
durch die Verarbeitung 15 basierend auf Lookup-Tabellen
bestimmt, und die Gewebedichten werden innerhalb der Bildkonturgrenzen
in der Darstellung 16 zugewiesen. Die Bilder der Darstellung 16 werden
außerdem
hinsichtlich einer Geometrieverzerrung gemäß von einem Speicher 17 zugeführten Daten
empirisch korrigiert. Die im Speicher 17 gespeicherten
Daten werden unter Verwendung eines Drum-Phantom-Satzes mit einer
Spinnennetzform hergeleitet, und eine Korrektur hinsichtlich einer
Geometrieverzerrung ist aufgrund der Genauigkeit und der räumlichen
Auflösung,
mit denen Bildkonturen definiert sind, prinzipiell effektiv.
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Die
den korrigierten Bildern zugewiesenen Gewebebilder werden in der
Darstellung durch das von Richard A., Geise et al., Radiology, 124:133-141,
Juli 1977 beschriebene Bulk He terogeneity-Korrekturverfahren verwendet,
um für
jedes Bild einen normierten Gewebedichtewert zu erhalten; die hierfür verwendete
aktualisierbare Lookup-Tabelle ist in einem Speicher 18 gespeichert.
Daher werden in der Darstellung 16, wenn sie in Schritt 19 in
Verbindung mit Positionsdatenelementen verwendet wird, die basierend
auf der Liege 14 hergeleitet werden, alle Gewebekonturen
mit ihren jeweiligen Gewebedichten und -Positionen exakt abgebildet.
Dadurch wird eine exakte und leicht verwendbare eigenständige Basis
für eine
Diagnose- und Behandlungsplanung bereitgestellt, und kann eine genaue
dreidimensionale Bewertung und ein dreidimesionaler Plan erstellt
werden, wenn sowohl orthogonale als auch schräge MR-Bilder verwendet werden.
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Obwohl
das erfindungsgemäße Verfahren
und das erfindungsgemäße System
vorstehend im medizinischen Kontext beschrieben worden sind, können sie
in einem breiteren Anwendungsbereich, z.B. im Ingenieurwesen oder
Maschinenbau, im physikalisch wissenschaftlichen Bereich und für Meßtechniken
allgemein angewendet werden. Außerdem
sind das Verfahren und das System nicht auf MR-Bildgebungen beschränkt, sondern
können
auch für
andersartige Bildgebungsprozesse verwendet werden. Die in 1 durch "Blöcke" 1 bis 11 dargestellten
Schritte und Strukturen sind nicht nur auf eine MR-Bildgebung, sondern
auch auf eine computerunterstützte
Tomographie (CT) anwendbar. Beispiele andersartiger Bildgebungs- oder Abbildungsprozesse,
auf die die Erfindung anwendbar ist, sind Röntgenradiografie, Film- oder
Druckbildumwandlung in ein digitales Format, digitale Röntgenfluorografie,
Ultraschallabbildung, Nuklearmedizin, Positronenemissionstomographie
(PET) und andere kamera-basierte Bildgebungs- oder Abbildungsprozesse.
Die Technik ist insbesondere zur Verwendung in der digitalen Röntgenfluorografie
geeignet, bei der zu untersuchende kleine Strukturen durch Einspritzen
von Kontrastflüssigkeiten
hervorgehoben werden; die kleinen Strukturen können auch unter Verwendung
eines Bildsubtraktionsverfahrens von Störeffekten in der Umgebung isoliert
werden.
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Die
inhärenten
Auflösungen
der Röntgenradiografie,
der Ultraschallabbildung, der Nuklearmedizin und der PET-Abtastung sind relativ
gering, und einige dieser Techniken werden für Echtzeituntersuchungen verwendet.
Nur die individuellen Einzelrahmen- oder Hardcopy-Bilder können weiterverarbeitet
werden.
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In
Verbindung mit Anwendungen im Ingenieurwesen oder Maschinenbau,
im physikalisch wissenschaftlichen Bereich und bei Meßtechniken
ist die Erfindung auf eindimensionale Abbildungen anwendbar, die beispielsweise
für Strichcodemuster,
das Spektrum einer DNA-Analyse, Irismuster von Augen (z.B. zur Identifizierung
im kommerziellen Bankwesen), zur Fingerabdruckidentifizierung und
bei der Emissionsspektroskopie verwendet werden. Die Erfindung ist
außerdem
auf zweidimensionale Abbildungen anwendbar, z.B. in Verbindung mit
Bildern, die durch Satelliten oder Mustererkennung oder von einer Überwachungskamera
oder während
eines Laborexperiments erhalten werden. Die Erfindung ist allgemein
dort anwendbar, wo die Kantenposition in einem Bild als Funktion
der wahren Objektkantenposition, z.B. zum Messen eines Positionsversatzes zwischen
einem Objekt und einem Bild, für
eine Verzerrungskorrektur und in einer Fertigungssteuerung, exakt bestimmt
werden muß.
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Nachstehend
wird ein weiteres Beispiel der Anwendung der vorliegenden Erfindung
beschrieben, in denen ein Verfahren und ein System, in denen eine
CT- und eine MR-Bildgebung in Kombination verwendet werden.
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Der
Hauptbeitrag zum Magnetresonanz(MR)signal stammt von dem großen Protonenanteil
von Wassermolekülen
und Prote in. Es tritt ein Quantenprozeß bei der dem verwendeten Magnetfeld
entsprechenden Larmorfrequenz auf. Durch die 'T1-gewichteten' und 'T2-gewichteten' MR-Signale von Protonen
werden relativ skalierte Kontrastzahlen bereitgestellt, während in
der Computertomographie (CT) die Röntgenabsorption ein polychromatischer
Dämpfungsprozeß ist, der
durch die Elektronendichten aller im Röntgenstrahl vorhandenen Atome
beeinflußt
wird. Es existiert keine Gleichung zum Korrellieren der CT-Zahl
(oder des linearen Dämpfungskoeffizienten,
der Elektronendichte oder der Gewebedichte) mit den MR-Kontrastzahlen; so
daß keine
direkte Kalibrierung zwischen den beiden Signaltypen möglich ist.
Dieses Fehlen einer Korrelation wird durch Betrachten von Knochen
und Luft, die entgegengesetzten Enden der (absoluten) CT-Kontrastskala
zugeordnet sind, unter Verwendung von Wasser als Basislinie bestätigt, wobei
Knochen und Luft aufgrund ihrer gemeinsamen niedrigen Protonenzahl
jedoch am gleichen Ende der (relativen) MR-Bildkontrastskala angeordnet
sind.
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Das
Fehlen einer Korrelation zwischen den CT- und den MR-Signalen wirkt
ihrer kombinierten Verwendung für
Bildgebungszwecke entgegen, durch die vorliegende Erfindung werden
jedoch ein Verfahren und ein System bereitgestellt, durch die die
Vorteile jeder dieser Techniken genutzt werden können, um die Bildauflösung und
die Kontrastinformation zu verbessern.
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Hinsichtlich
der Kontrastinformation wird durch die CT-Technik eine hohe räumliche Auflösung nur
bezüglich
einer Betrachtung senkrecht zu einem sich in Querrichtung erstreckenden
Scheibenelement bereitgestellt. Die Auflösung für alle rekonstruierten, sich
nicht in Querrichtung erstreckenden Ebenen ist dagegen aufgrund
der Erfordernis der Verwendung länglicher
Voxel zum Verbessern des Signal/Rausch-Verhältnisses
oder Störabstands
schlecht. Außerdem
kann der Partialvolumeneffekt bei der Verwendung länglicher
Voxel zu Detektionsfehlern am dünnen
Rand eines Kontrastprofils einer Wunde führen. Durch ein Magnetresonanz(MR)verfahren
kann dagegen senkrecht zu einer beliebigen Bildscheibenebene die
gleiche hohe räumliche
Auflösung
erhalten werden, und kann außerdem
eine isotrope Auflösung
mit einer Volumenabbildung mit kubischen Voxeln bereitgestellt werden.
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Zu
diesem Zweck werden über
einen Querschnitt eines Volumens von Interesse in einem Patienten oder
einem anderen Subjekt mehrere scheibenförmige CT-Abtastbilder in Querrichtung
gespeichert. Außerdem
werden für
das gleiche Volumen entsprechend mehrere scheibenförmigen MR-Abtastbilder
in Querrichtung gespeichert. Die Scheibendicke der MR-Abtastbilder kann
die Hälfte
oder weniger der Dicke der CT-Scheiben
entsprechen und zwei- oder dreidimensional gespeichert werden. Der
abgetastete oder gescannte Patient oder das andere Subjekt werden
während
des gesamten Abtastprozesses auf einer Liege begrenzt gehalten,
durch die Orientierungspunkte einer Bezugskoordinatenanordnung auf
der Liegenoberseite bereitgestellt werden. Dies dient dazu, die
Reproduzierbarkeit z.B. von anatomischen Positionen und Merkmalen
in einer Genauigkeit erster Ordnung für die entsprechenden CT- und
MT-Abtastungen und möglicherweise für eine durchzuführende Strahlungsbehandlung
zu gewährleisten.
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Die
jeweiligen Querebenen der CT- und MR-Bilder werden im Verfahren
individuell verarbeitet und in einem entfalteten Raum für die CT-
und MR-Bilder aneinander angepaßt.
Die beiden Sätze
entfalteter Bilder werden dann zu einer Genauigkeit zweiter Ordnung
miteinander kombiniert, damit die CT-Zahlen übertragen werden können, um
die entsprechenden MR-Kontrastzahlen
zu ersetzen. Nachdem dies durchgeführt wurde, können von
den zweidimensionalen MR-Bildern oder von einer Umordnung der entsprechenden
Voxel der dreidimensionalen Vo lumenbilder sich nicht in Querrichtung
erstreckende (oder schräge)
Ebenen erhalten werden; wobei, wenn ein zweidimensionaler MR-Prozeß verwendet
wird, gegebenenfalls ein weiterer Kontrastumwandlungsschritt erforderlich
ist.
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Die
jeweiligen Querebenen der CT- und MR-Bilder werden unter Verwendung
von 'Grenz'- oder 'Fingerabdruck'-Anpaßtechniken
in einem Entfaltungsraum für
die CT- und MR-Bilder individuell verarbeitet. In diesen Bild-Querebenen
können,
insbesondere bei einer medizinischen Anwendung, am besten die Hautkonturmerkmale
entlang der Seiten des Patienten für eine Ausrichtung und Anpassung
mit einer Genauigkeit zweiter Ordnung verwendet werden, weil sie
durch Bewegungen des Patienten in geringerem Maße beeinflußt werden. Übertragungsfehler können bezüglich den
Koordinatenpositionen eines in der Liegenoberseite eingebetteten
rechteckigen Rohrleitungssystems (wie beispielsweise vorstehend
unter Bezug auf die 5 und 6 beschrieben
wurde) leicht korrigiert werden. Die verarbeiteten Daten können dann
in einem "Diagnose-
und Statistik-Programmpaket' für einen
Vergleich des CT-Bildes mit dem MR-Bild hinsichtlich ihrer sich
exakt entsprechenden Querscheibe(n) und in einem zugeordneten "Statistik-Programmpaket" zum exakten Berechnen der 'wahren' Fläche und
des 'wahren' Volumens eines Wund-
oder Gewebeprofils oder einer Wund- oder Gewebekontur verwendet
werden.
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Die
beiden Sätze
entfalteter Bilder werden dann zu einer Genauigkeit zweiter Ordnung
miteinander kombiniert, damit die CT-Zahlen übertragen werden können, um
die entsprechenden MR-Kontrastzahlen zu ersetzen. Nachdem dies durchgeführt wurde,
werden sich nicht in Querrichtung erstreckende (oder schräge) Ebenen
von dem zweidimensionalen Bild oder von einer Umordnung der entsprechenden
Voxel des dreidimensionalen Volumens erhalten; wobei, wenn ein zweidimensionaler
MR-Prozeß verwendet
wird, gegebenenfalls ein weiterer Kontrastumwandlungsschritt erforderlich
ist. Die übertragenen
Kontrastdaten können
dann in einem Programmpaket zum Planen einer dreidimensionalen Radiotherapiebehandlung
für ein
pseudo-dreidimensionales In-plane-Schrägbild-Verfahren unter Verwendung
von MR-Bildern verwendet werden.
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Die
für die
erfindungsgemäße Entfaltungsverarbeitung
von Bilddaten erforderliche Software kann in Verbindung mit einem
Least-Squares-Kurvenanpassungsverfahren implementiert werden. Ein
mathematisches Modell des Verfahrens, auf dem basierend die erforderliche
Software entwickelt werden kann, wird nachstehend unter Bezug auf
7 dargestellt,
die die Faltung einer LSF-Funktion L(x) mit einer Stufenfunktion
SF mit einer nach unten abgestuften Kante SDE zum Erzeugen eines
ERF-Bildprofils E(x) darstellt. Es werden die Werte E(x) betrachtet,
die durch die Faltung an Punkten x = 1 bis x = n der Funktion SF
erhalten werden:
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Für die Entfaltung,
d.h., um basierend auf der ERF- Funktion
E(x) die LSF-Funktion L(x) zu erhalten, gilt
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Daher
wird durch den Entfaltungsprozeß die
gleiche Form der LSF-Funktion unabhängig vom Sinn der ERF-Funktion
wiedergewonnen; es ist egal, ob eine steigende oder fallende ERF-Funktion
eines positiven oder negativen Kontrastprofils vorliegt. Dies ist
eine wichtige Eigenschaft, weil eine positive Kontrastkontur an beiden
Enden eine steigende ERF-Funktion
(mit Funktionswerten von niedrigen zu hohen Werten) aufweisen wird,
während
eine negative Kontrastkontur an beiden Enden eine fallende ERF-Funktion
(mit Funktionswerten von hohen zu niedrigen Werten) aufweisen wird.
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In
der praktischen Anwendung wird die LSF-Funktion von der ERF-Funktion
durch einen Entfaltungsprozeß unter
Verwendung eines Running-Filters erhalten. Dadurch wird die Genauigkeit
des Verfahrens verbessert, indem das Problem des Rauschens, das
die digitalisierten Pixelwerte des Bildes beeinflußt, gelöst wird.
Es wird eine Least-Squares-Fitfunktion eines Satzes von Datenpunkten
ausgeführt,
die sich entlang der gesamten Länge
der Funktion von einem Punkt zum nächsten fortsetzt.
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Es
wird vorausgesetzt, daß y
= a
0 + a
1x + a
2x
2 die ERF-Kurve
darstellt und eine Fünf-
oder Sieben-Punkt-Anpassung verwendet wird und die normale Gleichung
dargestellt wird durch:
wobei i = 1 + n, ... 5 +
n; ... bis m – 5,
... m
oder
i = 1 + n, ... 7 + n; ...bis m – 7, ...
m
n = 0, 1, 2, ...; und
1, ... m die Spannbreite des ERF-Profils
ist.
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Die
Lösung
kann entweder hergeleitet werden von:
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Damit
beide Gleichungen gültig
sind, gilt:
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Der
Gradient bei dy/dx(3+n) oder dy/dx(4+n) kann dann bestimmt und für das LSF-Profil
gegen x geplottet werden.
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Durch
den Graphen von dy/dx als Funktion von x wird das LSF-Profil erhalten.
Der Spitzenwert dieses Profils ist bezüglich der Mittelpunkte der
steigenden und fallenden Abschnitte des Graphen mittig angeordnet. Diese
Punkte definieren die Extrema der Halbwertsbreite (FWHM) des Profils,
und der Mittelpunkt des Profils wird aufgrund des 'Mittelungs'effekts mit einer
Subpixelgenauigkeit bestimmt.
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Die
Punktverwaschungsfunktion (PSF) ist das zweidimensionale Profil,
das in der Praxis von den zwei entsprechenden, innerhalb einer Bildebene
orthogonal zueinander angeordneten LSF-Funktionen erhalten werden
kann. Die Spitzenpo sition des PSF-Profils bezieht sich daher auf
den 'Mittelwert' oder 'Übergangs- oder Kreuzungspunkt' der beiden Spitzenwerte
oder der beiden LSF-Profile. Die PSF-Funktion wird in der Praxis
von zwei orthogonalen Achsen in einer zweidimensionalen Ebene erhalten.
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Die
Erzeugung der LSF- (oder PSF-) Funktion ist nach einer Phasenumkehrkorrektur
vom steigenden oder fallenden Verlauf der ERF-Funktionen an den
Rändern
der Kontrastkontur abhängig.
D.h., sie ist unabhängig
vom Sinn und vom Absolutwert der Kontrastzahlen innerhalb der Kontur.
Die Spitzenposition der LSF- (oder PSF-) Funktion entspricht einem
Punkt in der Mitte am halben Maximum (50%) der steigenden oder fallenden
ERF-Funktion, was der optimalen Position für die wahre Kantendefinition
entspricht.