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Diese
Erfindung betrifft Kernspinresonanz-Bildgebungsverfahren und Systeme,
und insbesondere die Messung einer Druckwelle entlang eines Blutgefässes unter
Anwendung eines Kernspinresonanz-Bildgebungs-(MRI)-Systems.
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Wenn
eine Substanz, wie z.B. menschliches Gewebe, einem gleichmäßigen magnetischen
Feld (Polarisierungsfeld B0) unterworfen
wird, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins
in dem Gewebe zu diesem polarisierenden Feld auszurichten, präzessieren
aber in einer zufälligen
Ordnung mit ihr charakteristischen Larmor-Frequenz. Wenn die Substanz,
oder das Gewebe, einem magnetischen Feld (Erregungsfeld B1) unterworfen wird, welches in der x-y Ebene
liegt, und sich in der Nähe
der Larmor-Frequenz befindet, kann das Nettoausrichtungsmoment Mz in die x-y Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein magnetisches
Nettoquermoment Mt zu erzeugen. Ein Signal
wird von den erregten Spins emittiert, nachdem das Erregungssignal
B1 beendet ist. Dieses Signal kann empfangen
und verarbeitet werden, um ein Bild zu erzeugen.
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Wenn
diese Signale zum Erzeugen von Bildern verwendet werden, werden
Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und
Gz) verwendet. Typischerweise wird der abzubildende
Bereich mittels einer Sequenz von Messzyklen gescannt, in welchen
die Gradienten abhängig
von dem gerade verwendeten speziellen Lokalisierungsverfahren variieren.
Der sich ergebende Satz empfangener Kernspinresonanz-(NMR)-Signale
wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung
von einer der vielen allgemein bekannten Rekonstruktionstechniken
zu rekonstruieren.
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Die
Aortensteifigkeit scheint ein Korrelat zu Alter, Fitness und Koronararterienerkrankung
zu sein. Es hat sich herausgestellt, dass sie die ventrikuläre Nachlast
beeinflusst und eine wichtige Variable in der Behandlung einer Herzkammererkrankung
ist. Sie kann auch ein Frühindikator
für das
Vorliegen einer arteriosklerotischen Erkrankung sowie ein Anzeichen
für die
Wahrscheinlichkeit einer Aneurysmaruptur sein. Eine rasche und nicht
invasive Technik zur Ermittlung einer Aortendistensibilität ist daher
erwünscht.
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Es
wurde bereits eine Anzahl von Techniken für die Ermittlung der Aortensteifigkeit
vorgeschlagen, wovon einige auf der Messung von Veränderungen
im Aortendurchmesser und Blutdruck über dem Herzzyklus beruhen
und andere auf der Basis der Messung der Fortpflanzungsgeschwindigkeit
einer Druck- oder Strömungswelle
entlang der Aorta beruhen. Eine von C.J. Hardy et al., "A One-Dimensional
Velocity Technique for NMR Measurement of Aortic Distensibility", MRM 31;513–520 (1994)
beschriebene Technik verwendet eine NMR-Erregung eines Zylinders
oder "Stiftes" von zu der Aorta
ausgerichteten Spins, um M-Mode Phasenkontrast-Aortenblutströmungsbilder
zu erzeugen, wobei eine Herztaktung und Datenüberlappung verwendet wird, um
die effektive Zeitauflösung
zu steigern. Für
einige Patienten mit schwacher Blutströmung oder unregelmäßigem Herzschlag
kann jedoch dieses Verfahren große Messunsicherheiten erzeugen.
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Eine ähnlichere
aber robustere herzgetaktete NMR-Technik
zur Ermittlung der Aortendistensibilität wird von C.J. Hardy et al., "Pencil Excitation
With Interleaved Fourier Velocity Encoding: NMR Measurement of Aortic
Distensibility",
MRM 35:814–819
(1996) NMR Measurement of Aortic Distensibility offenbart. Ein NMR-Stift-Erregungsimpuls
wird hier ebenfalls mit einem bipolaren Geschwindigkeitscodierungsgradienten gefolgt
von einem entlang der Stiftachse angelegten Auslesegradienten verwendet.
Datenüberlappung
wird angewendet, um die effektive Zeitauflösung so zu verbessern, dass
die rasche Ausbreitung von Wellenfronten verfolgt werden kann. In
diesem Verfahren wird der bipolare Gradient über eine Reihe von Werten stufenförmig verändert, wobei
eine Fourier-Transformation angewendet wird, um Geschwindigkeitsverteilungsprofile
für unterschiedliche
Phasen des Herzzyklusses zu erzeugen. Wenn ein sinusförmiger bipolarer
Gradient verwendet wird, welcher eine maximale Amplitude G und Trennung
zwischen den Keulenmittelpunkten von T besitzt, ist dann die mittels
dieses Verfahrens erzeugte Geschwindigkeitsauflösung V
res gleich:
wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist.
Die sich ergebenden Geschwindigkeitsverteilungen können als eine
Reihe von Bildframes erzeugt werden, in welcher die sich aus der
Druckwelle ergebende Geschwindigkeitswelle in der Ausbreitung entlang
der Aorta zu sehen ist. Die Position des "Fußes" dieser Welle kann
bei aufeinander folgenden Bildframes gemessen und zum Ermitteln
der Wellengeschwindigkeit (C) verwendet werden. Die Wellengeschwindigkeit
C und die Dichte ρ des
Blutes in dem Gefäß können dazu
ver wendet werden, um die Gefäßdistensibilität D gemäß der Beziehung
D = 1/ρC2 (Gl.
2)zu ermitteln, wobei die Distensibilität als die
anteilige Veränderung
in der Gefäßquerschnittsfläche pro
Einheitsveränderung
im Blutdruck definiert ist. Bei einem inkompressiblen Fluid in einem
steifen Gefäß werden Druckänderungen
sofort entlang des Gefäßes übertragen,
aber für
ein Gefäß mit nachgiebigen
Wänden
dehnt die Druckwelle das Gefäß aus und
wandert mit einer endlichen Geschwindigkeit entlang des Gefäßes.
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Die
Messung der Stelle des Fußes
der Geschwindigkeitswelle in jedem Bildframe kann sowohl mühsam als
auch subjektiv sein. Es wird ein automatisiertes Verfahren zur genauen
Berechnung der Wellengeschwindigkeit aus einer Reihe von Bildframes
benötigt.
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Ein
Verfahren zum Ausrichten von Bildern eines einzelnen Bereiches oder
Objektes, das mittels unterschiedlicher Modalitäten für eine zusammengefasste Betrachtung
unter Verwendung von Korrelationsalgorithmen erhalten wird, ist
in Apicella, A., Fast Multi Modality Image Matching", SPIE Vol. 1092
Medical Imaging III: Image Procesing, pp. 252–263 (1989) beschrieben.
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Ein
Verfahren zum Erfassen einer Reihe von Bildframes, welche die Bewegung
einer Geschwindigkeitswelle entlang einem Blutgefäß darstellen,
und welches diese Bildframes analysiert, um die Puls-Wellen-Geschwindigkeit
der Geschwindigkeitswelle zu berechnen, wird durchgeführt: in dem
einer Reihe von Bildframes erfasst werden, welche die Wellenposition
entlang eines Blutgefäßes bei
einer Aufeinanderfolge von Zeitintervallen während eines Herzzyklusses darstellen,
eines der Bildframes als ein Bezugsbild ausgewählt wird, das Bezugsbild mit
ausgewählten
anderen Bildframes kreuzkorreliert wird, um die relative Position
eines Merkmals darin zu ermitteln, und indem die Geschwindigkeit
des Merkmals aus den ermittelten relativen Positionen berechnet
wird.
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Die
Wellengeschwindigkeit in einem Blutgefäß wird automatisch aus einer
Reihe von Bildframes berechnet. Die Kreuzkorrelation jedes Bildframe
mit dem ausgewählten
Bezugsbildframe lokalisiert das Merkmal in jedem Bildframe in Bezug
auf die Bezugsframeposition. Wenn das signifikanteste Bewegungsmerkmal
in den Bildframes die Geschwindigkeitswelle ist, ist somit die relative
Lage der Geschwindigkeitswelle gemessen. Da das Zeitintervall zwischen
den Bildframes bekannt ist, kann die Geschwindigkeit, mit welcher
sich das Merkmal bewegt, aus der Steigung einer Linie, die am besten
in ein Diagramm dieser relativen Positionen eingepasst ist, über der
Zeit gemessen werden. Eine Ausführungsform
der Erfindung wird nun im Rahmen eines Beispiels unter Bezugnahme
auf die beigefügten
Zeichnungen beschrieben, in welchen:
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1 eine
Blockdarstellung eines die vorliegende Erfindung anwendenden MRI-Systems
ist;
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2 eine
grafische Darstellung der bevorzugten Impulssequenz ist, die für die Ausführungsform
der Erfindung verwendet wird;
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3 eine
bildliche Darstellung des Bereichs in einem Blutgefäß ist, aus
dem NMR-Daten mit der Pulssequenz von 2 erfasst
werden;
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4 eine
grafische Darstellung eines segmentierten herzgetakteten Verfahrens
zur Erfassung der NMR-Daten ist;
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5 eine
bildliche Darstellung der Geschwindigkeitsbildframes ist, die aus
den erfassten NMR-Daten rekonstruiert wurden; und
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6 ein
Flussdiagramm des Verfahrens ist, das zum Berechnen der Wellengeschwindigkeit
aus den erfassten NMR-Daten
verwendet wird.
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1 stellt
die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI-Systems dar, das die
vorliegende Erfindung verkörpert.
Das Betriebssystem wird von einer Bedienerkonsole 100 gesteuert,
welche eine Tastatur und ein Steuerfeld 102 und eine Anzeigevorrichtung 104 enthält. Die
Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit
einem getrennten Computersystem 107, das es einem Bediener
ermöglicht,
die Erzeugung und Darstellung von Bildern auf dem Bildschirm 104 zu
steuern. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Modulen,
welche miteinander über
eine Rückseitenplatine 103 kommunizieren.
Diese Module enthalten einen Bildprozessor 106, eine zentrale
Verarbeitungseinheit (CPU) 108 und einen Speicher 113,
der im Fachgebiet als Frame-Puffer
bekannt ist, um Bilddatenarrays zu speichern. Das Computersystem 107 ist
mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zum
Speichern von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert über eine
serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer getrennten
Systemsteuerung 122.
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Die
Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von über eine
Rückseitenplatine 117 miteinander
verbundenen Modulen. Diese Module enthalten eine CPU 119 und
einen Impulsgenerator 121, welcher mit der Bedienerkonsole 100 über eine
serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über eine Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle
von dem Bediener, welche die auszuführende Scansequenz anzeigen.
Das Impulsgeneratormodul 121 betreibt die Systemkomponenten
so, dass sie die gewünschte
Scansequenz ausführen
und erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der Hochfrequenz-(HF)-Impulse
angeben, welche zu erzeugen sind, und den Zeitpunkt und die Länge des
Datenerfassungsintervalls oder -fensters. Das Impulsgeneratormodul 121 ist
mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127 verbunden,
um den Zeitpunkt und die Form der während des Scans zu erzeugenden
Gradientenimpulse anzuzeigen. Das Impulsgeneratormodul 121 empfängt Patientendaten
aus einer physiologischen Erfassungssteuerung 129, die
Signale von einer Anzahl unterschiedlicher an dem Patienten angebrachten
Sensoren, wie z.B. Elektrokardiogramm-(EKG)-Signale aus Elektroden
oder Atmungssignale von einem Balgen empfängt. Das Impulsgeneratormodul 121 ist
ferner mit einer Scanraum-Schnittstellenschaltung 133 verbunden,
welche Signale von verschiedenen Sensoren in Verbindung mit dem
Zustand des Patienten und dem MR-Magnetsystem empfängt. Über die
Scanraum-Schnittstellenschaltung 133 empfängt ein
Patientenpositionierungssystem 134 Befehle, um den Patienten
in die gewünschte
Position für
den Scan zu bewegen.
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Die
von dem Impulsgeneratormodul 121 erzeugten Gradientenwellenformen
werden an das aus dem Gx-, Gy-
und Gz-Verstärker bestehende
Gradientenverstärkersystem 127 angelegt.
Jeder Gradientenverstärker erregt
eine entsprechende Gradientenspule in einer Anordnung 139,
um die für
Positionscodierungs-Erfassungssignale verwendeten Magnetfeldgradienten
zu erzeugen. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen
Teil einer Magnetanordnung 141, welche einen Polarisierungsmagneten 140 und
eine Ganzkörper-HF-Spule 152 umfasst.
Ein Sender/Empfänger-Modul 150 in
der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die von einem
HF-Verstärker 151 verstärkt und
an die HF-Spule 152 über
einen Senden/Empfangen-Umschalter 154 angelegt werden.
Die von den erregten Kernen in dem Patient ausgestrahlten resultierenden
Signale können
von derselben HF-Spule 152 erfasst und über den Senden/Empfangen-Umschalter 154 an
einen Vorverstärker 153 geliefert
werden. Die verstärkten
NMR-Signale werden in dem Empfängerabschnitt
des Senders/Empfängers 150 demoduliert,
gefiltert und digitalisiert. Der Senden/Empfangen-Umschalter 154 wird durch
Signale aus dem Impulsgeneratormodul 121 gesteuert, um
die Spule 152 mit dem HF-Verstärker 151 während des
Sendemodus und mit dem Vorverstärker 153 während des
Empfangsmodus zu verbinden. Der Senden/Empfangen-Umschalter 154 ermöglicht die
Verwendung einer getrennten (nicht dargestellten) HF-Spule wie z.B. einer
Kopfspule oder einer Oberflächenspule
entweder in dem Sende- oder Empfangsmodus.
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Die
von der HF-Spule 152 erfassten NMR-Signale werden von dem
Sender/Empfänger-Modul 150 digitalisiert
und an ein Speichermodul 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen.
Wenn der Scan abgeschlossen und ein vollständiges Datenarray in dem Speichermodul 160 erfasst
worden ist, ar beitet ein Prozessormodul 161, um die Daten
durch Fourier-Transformation
in ein Array von Bilddaten umzuwandeln. Dieses Array von Bilddaten
wird durch die serielle Verbindung 115 zu dem Computersystem 107 transportiert,
wo es in dem Plattenspeicher 111 gespeichert wird. Als
Antwort auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle
kann dieses Bilddatenarray auf einem Bandlaufwerk 112 archiviert
werden oder kann durch den Bildprozessor 106 weiterverarbeitet
und an die Bedienerkonsole 100 zur Darstellung auf der
Anzeigevorrichtung 104 transportiert werden.
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Für eine detailliertere
Beschreibung des Senders/Empfängers
150 kann
Bezug auf die
U.S. Patente Nr.
4,952,877 und
4,992,736 ,
die dem vorliegenden Rechtsnachfolger übertragen sind, genommen werden.
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Bei
der Praxisausführung
der Erfindung und gemäß Bezugnahme
auf die
2 und
3 wird eine geschwindigkeitscodierte
Impulssequenz verwendet, um NMR-Daten aus einem Blutgefäß zu erfassen.
In dem in
3 dargestellten Beispiel werden
NMR-Daten aus einem zylindrischen Volumen
201 erfasst,
das 1,5 bis 3,0 cm im Durchmesser und etwa 24–32 cm lang und entlang einer
Längsachse
200 ausgerichtet
ist. Zuerst wird ein Erkundungsscan ausgeführt, um das Zielblutgefäß (z.B.
die nach unten verlaufende Aorta) zu lokalisieren, und die Achse
200 wird
in der Mitte des Blutgefäßes zentriert.
Das zylindrische Volumen
201 der Aorta wird mittels einer
so genannten zweidimensionalen selektiven Erregung erregt. Im Gegensatz
zu der allgemein bekannten eindimensionalen, scheibenselektiven
Erregung, welche einen konstanten Magnetfeldgradienten während der
Aufbringung des HF-Erregungsimpulses verwendet, wird eine zweidimensional
selektive Erregung erhalten, indem gemäß Darstellung in
2,
zwei orthogonale, zeitlich variierende Magnetfeldgradienten
202 und
204 gleichzeitig
mit dem HF-Erregungsimpuls
206 angelegt werden. Gemäß Beschreibung
in dem
U.S. Patent 4,812,760 mit
dem Titel "Multi-Dimensional
Selective NMR Excitation With A Single RF Pulse" und das dem vorliegenden Rechtsnachfolger übertragen
ist, können
die Zeitveränderungen
in den zwei orthogonalen Gradienten
202 und
204 und
der Amplitudenhüllkurve
des gleichzeitigen HF-Erregungsimpulses
206 so gewählt werden,
dass sie das zylindrische Volumen der erregten Spins lokal entlang
der Achse
200 von
3 erzeugen.
Diese zwei als G
1 bzw. G
2 bezeichneten
Gradienten
202 und
204 sind orthogonal zur Achse
200 und
variieren sinusförmig
und nehmen während
der Anlegung des HF-Anregungsimpulses
206 auf Null ab.
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Ein
zu der Achse 200 ausgerichteter dritter Gradient G3 dient sowohl als ein Auslesegradient als
auch als Geschwindigkeitscodierungsgradient. Dieser Gradient enthält einen
bipolaren, Geschwindigkeitscodierungsgradienten 208, gefolgt
von einer Dephasierungskeule 210 und einem Auslesegradientenimpuls 212.
Ein NMR-Signal 214 wird während des Ausleseimpulses 212 erfasst
und wie vorstehend beschrieben digitalisiert.
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NMR-Daten
werden unter Anwendung der Impulssequenz von 2 bei einer
Aufeinanderfolge von Zeitpunkten, oder Phasen, während des Herzzyklusses erfasst,
um die Auswirkungen auf das Zielblutgefäß zu beobachten oder "zu sehen", wenn sich der Blutdruck
verändert.
Die Wiederholungsrate (Tr) der Impulssequenz ist 24 ms und wird
16-mal während
jedes Herzzyklusses wiederholt. Um die zeitliche Auflösung zu
verbessern und die Geschwindigkeit bei mehre ren Werten zu codieren,
werden Erfassungen über
einer Anzahl von Herzzyklen wie nachstehend im Detail beschrieben
durchgeführt.
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Gemäß Darstellung
in 4 werden Erfassungen zu einem voreingestellten
Zeitpunkt nach dem ein Herzauslösersignal 240 in
dem EKG-Signal detektiert ist, ausgelöst. Während des ersten Herzzyklusses
werden die 16 Erfassungen 242 1 ms nach dem Auslösesignal 240 begonnen
und ein erster Geschwindigkeitscodierungswert durchgängig verwendet.
Während
der nächsten
drei Herzzyklen treten 16 Erfassungen 244, 246 und 248 bei
derselben Geschwindigkeitscodierung auf, aber die Startzeiten sind
um 6 ms, 12 ms und 18 ms in Bezug auf die Erfassung 242 verschoben.
Demzufolge werden insgesamt 64 Erfassungen in Intervallen von 6
ms während
des Herzzyklusses bei der ersten Geschwindigkeitscodierung ausgeführt. Die
zweite Sequenz wird mit einem zweiten Geschwindigkeitscodierungswert 250 wiederholt.
Wiederum werden 64 Erfassungen in Intervallen von 6 ms ausgeführt, abhängig von
der Erfassungszeit sortiert und gespeichert. Dieser Prozess wird
für 16
unterschiedliche Geschwindigkeitscodierungswerte wiederholt. Mit
einem bipolaren Geschwindigkeits-Codierungsgradienten 208 (2)
wird eine Spitzenamplitude von 1G/cm und eine Dauer für jede Keule von
4,3 ms bei einer Geschwindigkeitsauflösung von 10 cm/s erzielt. Dieses
reicht aus, um die sich bewegende Geschwindigkeitswelle genau zu
verfolgen.
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Die
erfassten NMR-Daten für
jedes Geschwindigkeitsbildframe sind ein Datensatz, der aus 16 geschwindigkeitscodierten
NMR-Signalen, abgetastet bei Vorhandensein des Auslösegradientenimpulses 212 (2),
besteht. Dieser erfasste Datensatz wird zuerst entlang der Ausleseachse Fourier-transformiert,
um Signale entlang der Längsachse 200 (3)
zu lokalisieren und dann entlang der Geschwindigkeitscodierungsachse,
um die Verteilung der Spingeschwindigkeiten an den unterschiedlichen
Stellen entlang der Längsachse 200 anzuzeigen.
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12
exemplarische Geschwindigkeitsbildframes sind in 5 dargestellt.
Die horizontale Richtung zeigt die Lage x entlang der Längsachse 200 (3)
an, und die vertikale Richtung zeigt die Geschwindigkeit v an. Die
Intensität
des Signals an einem beliebigen Punkt (x, v) in dem j-ten Frame
kann als I(x, v, j) dargestellt werden. Die horizontale Basislinie
in jedem Bildframe ist das durch die stationären Spins in dem Sichtfeld
des erregten Zylindervolumens erzeugte Signal. Obwohl 64 Bildframes
während
des Scans erfasst werden, werden nur die Frame-Nr. 12 bis 23 in 5 dargestellt,
da sie die Geschwindigkeitswellenbewegung durch das Sichtfeld darstellen.
Insbesondere erscheint die sich ausbreitende Wellenfront zuerst
an einer Stelle 260 im Frame 13 und an Stellen 262 bis 274 in
den anschließenden
Bildframes 14 bis 20. Diese Geschwindigkeitswelle bewegt sich von
rechts nach links durch das Sichtfeld und erzeugt ein charakteristisches
Merkmal in dem Geschwindigkeitsbild, welches dessen Stelle aufdeckt.
Da die Bildframes "Schnappschüsse" zu bekannten Zeitintervallen
(z.B. 6 ms) sind, kann die Geschwindigkeit C der Geschwindigkeitswelle
berechnet werden, indem der Abstand ermittelt wird, über den
sich dieses charakteristische Merkmal von Frame zu Frame verändert.
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Eine
Berechnung der Ausbreitungsgeschwindigkeit der Geschwindigkeitswelle,
die in einer Reihe von Bildframes dargestellt ist, wird durch ein
von einem Computer 107 (1) ausgeführtes und
durch das Flussdiagramm von 6 dargestelltes
Programm ausgeführt.
Der erste Schritt 300 in dem Prozess der Ausführung des
Programms besteht in der Auswahl eines der Bildframes als ein Bezug
R. Die Bildframes werden dargestellt, und der Benutzer wählt einen
Bezugsframe jref, in welchem die Druckwelle deutlich sichtbar ist.
Beispielsweise könnte
der Benutzer als einen Bezugsframe den Frame jref = 16 in der in 5 dargestellten
Reihe von Framebildern verwenden. In diesem Falle ist R(x, v) =
I(x, v, j = jref = 16). Bei dem nächsten Prozessschritt 302 wählt der
Benutzer den Bereich, über
welchen mit diesem Bezugsbildframe eine Kreuzkorrelation auszuführen ist.
Die Bildframes über
diesen Bereich sind diejenigen, welche die Geschwindigkeitswelle
darstellen, die das Sichtfeld durchläuft, und in dem in 5 dargestellten
Beispiel kann dieser den Bereich die Frames 13 bis 20 umfassen.
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Wie
bei dem Prozessschritt
304 dargestellt, wird dann eine
Kreuzkorrelation mit dem Bezugsbildframe mit jedem der anderen Bildframes
j in dem ausgewählten
Bereich durchgeführt,
um eine Kreuzkorrelationsfunktion XC(x, j) zu erzeugen. Die Kreuzkorrelation
wird in einer ähnlichen
Weise wie der ausgeführt,
die in Ronald N. Bracewell, The Fourier Transform and ist Applications
Mc Graw Hill, New York, Second Edition, 1978, p. 46 beschrieben
ist. Somit gilt für
jeden Frame j in dem ausgewählten
Bereich
wobei
u = – umax
die äußerste linke
Seite des Bildes darstellt, u = umax die äußerste rechte Seite darstellt,
v = – vmax
der untere Punkt und v = vmax der obere Punkt ist. Wenn j = jref
in Gl. 3 ist, ist dann I(u,v,j) = R(u,v) und Gl. 3 wird zu einer
Autokorrelation. Das Maximum dieser Funktion befindet sich bei x
= 0. Dieses ist dasselbe wie der Kreuzkorrelationsprozess mit der
Ausnahme, dass die Korrelation durch die Bewegung einer Kopie des
Bezugsbildes durchgeführt
und dieses mit einer weiteren stationären Kopie des Bezugsbildes
korreliert wird.
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Das
Ergebnis des Kreuzkorrelationsschrittes 304 ist eine Reihe
von Korrelationswerten, welche den Grad der Korrelation als eine
Funktion einer Position entlang der Längsachse 200 (3)
anzeigt. Der Benutzer kann eine Anzeige dieser Korrelationsfunktionen
in einem Entscheidungsschritt 308 wählen und eine geeignete Anzeige
bei dem Prozessschritt 310 erzeugen.
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Die
Lage der Geschwindigkeitswelle in jedem Bildframe wird berechnet,
indem der Spitzenwert der Korrelationsfunktion in jedem Frame gemäß Darstellung
bei dem Prozessschritt 312 lokalisiert wird. Dieses kann
so einfach wie ein Vergleich von Korrelationswerten und der Auswahl
der Stelle mit dem höchsten
Korrelationswert sein. Die Stellen dieser Spitzenwerte werden dann
in aufeinander folgenden Bildframes als eine Funktion der Zeit aufgetragen
und eine gerade Linie in das sich ergebende Diagramm eingepasst,
wie es bei dem Prozessschritt 314 dargestellt ist. Ein
Verfahren der kleinsten Quadrate wird zur Ausführung der besten Einpassung
gemäß Beschreibung
in W.H. Press, B.P. Flannery S.A. Teukolsky, and W.T. Vetterling,
Numerical Recipes, Cambridge University Press, Cambridge, 1986, p.499ff
verwendet. Die Ausbreitung der Geschwindigkeitswelle wird dann,
wie bei dem Prozessschritt 316 dargestellt, berechnet,
indem die Steigung dieser Linie ermittelt wird; d.h., die Änderung
in der Spitzenkorrelationsstelle als eine Funktion der Zeit ist
ein Maß für die Ausbreitungsgeschwindigkeit
der Geschwindigkeitswelle. Der letzte Prozessschritt 318 besteht
in der Berechnung der Distensibilität des Blutgefäßes gemäß vorstehender
Beschreibung.
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Eine
Anzahl von Maßnahmen
kann ergriffen werden, um diese automatische Ermittlung einer Wellengeschwindigkeit
robuster zu machen. Zuerst werden, da die zentrale Nullgeschwindigkeits-Basislinie
in den Bildframes (5) einen großen Anteil des Signals für die Kreuzkorrelationsfunktion
darstellt, ohne Information über
die Lage der sich bewegenden Druckwelle beizutragen, vor der Durchführung des
Kreuzkorrelationsschrittes 304 (6) auf Null
gesetzt. Ferner können
anstelle der direkten Verwendung rekonstruierter Bildframes die
Bilder gefiltert werden, um Geisterbilder und andere Artefakte zu
beseitigen. In der bevorzugten Ausführungsform wird dieses erreicht,
indem der normierte quadratische Wert jedes Bildframe-Pixelwertes
berechnet wird. Dieses hat den Effekt der Betonung von Pixeln mit
hoher Intensität
auf Kosten der Pixel mit niedriger bis moderater Intensität, und unterdrückt somit
Artefakte in Bezug auf die Hauptgeschwindigkeitsspur.
