-
In
den letzten Jahren hat in der klinischen Praxis die kontrastmittelunterstützte Gewebecharakterisierung
mittels Magnetresonanztechnik zunehmend Verbreitung gefunden. Mit
Hilfe von kontrastmittelunterstützten
Magnetresonanzuntersuchungen können
mit hoher räumlicher
Auflösung
Aussagen über
Umfang und Grad einer Schädigung
bei unterversorgtem Gewebe bzw. nach Infarkten gewonnen werden.
-
Das
Grundprinzip der kontrastmittelunterstützten Magnetresonanzbildgebung
zur Gewebecharakterisierung nutzt die Kinetik eines Kontrastmittels
auf Gadoliniumbasis im Gewebe. Bei infarziertem, nekrotischem oder
vernarbtem Gewebe dauert die Kontrastmittelanreicherung aufgrund
der schlechten Perfusion wesentlich länger als bei gesundem Gewebe.
Eine hyperintense Darstellung von schlecht perfundiertem Gewebe
erfolgt dadurch später
und bleibt bis zu 90 Minuten nach der Kontrastmittelgabe erhalten.
Die Region des kranken Gewebes kann so sehr genau eingegrenzt werden.
Auch eine Abgrenzung zwischen dysfunktionalem, aber noch vitalem, und
infarziertem Gewebe ist möglich.
-
Zur
Steuerung des Kontrastes zwischen gesundem und krankem Gewebe wird
in den Magnetresonanzsequenzen zur Bildgebung die Magnetisierungsmethode
Inversion-Recovery (IR) eingesetzt. Bei der Inversion-Recovery-Sequenz
hängt der
Kontrast zwischen gesundem und geschädigtem bzw. unterversorgtem
Gewebe vorwiegend von der T1-Relaxationszeit ab. In einem vor der
eigentlichen Bildgebungssequenz aktivierten Inversionsmodul invertiert
ein Präparationspuls
oder 180°-Hochfrequenzpuls
die Längsmagnetisierung.
Die Quermagnetisierung bleibt dadurch gleich Null. Während der anschließenden Erholung
klingt die negative Längsmagnetisierung
auf Null ab und steigt dann wieder an. Da keine Quermagnetisierung
entstehen kann, kann auch kein Signal gemessen werden. Um ein Magnetresonanzsignal
erzeugen zu können,
muss durch einen nachfolgenden Anregungsimpuls, z. B. ein 90°-Anregungsimpuls,
die Längsmagnetisierung in
eine Quermagnetisierung umgewandelt werden.
-
Ein
Messparameter bei dieser Sequenz ist der Zeitpunkt zwischen dem
Inversionsspuls und dem Anregungspuls, er wird Inversionszeit TI
genannt. Mit der Inversionszeit TI wird der Kontrast zwischen verschiedenen
Gewebearten eingestellt Es gibt allerdings keinen Standardwert für die Inversionszeit
TI, der immer eine optimale Kontrastverteilung der verschiedenen
Gewebearten erlaubt. Normalerweise wird der Kontrast so gesteuert,
dass normales und gesundes Gewebe in der Bilddarstellung weitgehend
unterdrückt
wird, also dunkel dargestellt ist.
-
Ein
wichtiger Anwendungsbereich der Inversions-Recovery-Sequenz ist die Vitalitätsuntersuchung
von Herzgewebe und die Charakterisierung von Herzgewebe, also des
Herzmuskels oder Myokards.
-
Bei
Betragsbildern (Magnitudenbildern) hängt der Kontrast, wie schon
oben erwähnt
wurde, sehr stark von der korrekten Einstellung der Inversionszeit
TI ab. Hier wird die optimale Einstellung bis jetzt mit Hilfe eines
TI-Scout-Messverfahrens ermittelt. Die TI-Scout-Messung benutzt
eine CINE-Sequenz, bei der zu einem Triggerzeitpunkt ein Inversionspuls
eingestrahlt wird. Die verschiedenen aufgenommenen Herzphasen haben
unterschiedliche Zeitabstände
zu diesem Puls. Der zeitliche Abstand der einzelnen Bilder zum Triggerzeitpunkt
ist dabei identisch mit der Inversionszeit TI. Nach Beendigung der Aufnahme
beurteilt der Anwender dann visuell, auf welchem Bild das gesunde
Myokard am dunkelsten dargestellt ist. Das zu diesem Bild gehörende Zeitintervall
zwischen dem Triggerzeitpunkt und der gemessenen Herzphase entspricht
dem optimalen TI-Wert für
die Betragsbilder.
-
In
der Veröffentlichung
von Huber et al.: ”Bestimmung
der Vitalität
beim Myokardinfarkt” erschienen
in Der Radiologe, 2004, Vol. 44, Seiten 146 bis 151, sind weitere
Kriterien für
die Bestimmung des optimalen Inversionszeitwerts angegeben. Danach wird
die Inversionszeit so gewählt,
dass normales, vitales Myokard eine Signalintensität von nahe
Null und das Blut im linken Ventrikel eine relativ niedrige Signalintensität besitzt.
Des Weiteren soll ein positiver Kontrast zwischen Infarktareal und
normalen Myokard ohne Unterschätzung
der Infarktfläche
erreicht werden.
-
Die
visuelle Auswertung der Cine-Bildsequenz zur Auswahl des optimalen
TI-Wertes sowie auch eine anschließende manuelle Übertragung
dieses Wertes in die eigentliche Messsequenz bergen potentielle
Fehlerquellen in sich. Zum einen kann ein falscher oder suboptimaler
TI-Wert ausgewählt
werden und zum anderen kann die Übertragung
dieses Wertes in die Messsequenz fehlerhaft sein.
-
Bei
der Late-Enhancement-Technik, die ca. 10 bis 30 min nach einer Kontastmittelgabe
durchgeführt
wird, erfolgt die Bildaufnahme im Prinzip immer in derselben Herzphase.
Das Inversionsmodul wird dann entsprechend der Variation der Inversionszeiten
variabel vor der Bildaufnahme aktiviert.
-
Die
individuelle Bestimmung des optimalen TI-Wertes ist überflüssig, wenn
TI-unabhängige
Pulssequenzen verwendet werden, wie beispielsweise die PSIR (Phase
Sensitive Inversion Recovery)-Sequenz. Dabei wird zusätzlich zu
den Bilddaten ein weiteres Echo bei kleinem Flipwinkel ausgelesen. Dieses
Echo wird jeweils im darauffolgenden Herzschlag gemessen. Damit
ist in weiten Bereichen der Bildkontrast unabhängig von der genauen Wahl des Inversionszeitwerts.
Jedoch wollen viele Anwender trotzdem den optimalen Inversionszeitwert
bei der Magnetresonanz-Bildaufnahme verwenden, um das allgemein
akzeptierte Magnitudenbild zusätzlich
zur Befundung vorliegen zu haben.
-
In
der
US 2007/0116339
A1 ist ein Verfahren zur Segmentierung des Myokardiums
in Echtzeit-Magnetresonanzbildfolgen beschrieben. Dabei wird eine Hough-Transformation
zur Approximation von Grenzen einer im Bild dargestellten Struktur
verwendet.
-
Die
US 2007/0092131 A1 offenbart
ein Verfahren, mit dem der Mittelpunkt einer punktsymmetrischen
Struktur bestimmt wird. Dabei kommt ein Schwellwert-Auswahl-Verfahren
auf der Basis eines Graustufen-Histogramms zur Anwendung.
-
Der
Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine
Vorrichtung zur Bestimmung eines optimalen Inversionszeitwertes
anzugeben.
-
Die
Aufgabe bezüglich
des Verfahrens wird mit dem Gegenstand des Anspruchs 1 und bezüglich der
Vorrichtung mit dem Gegenstand des Anspruchs 11 gelöst.
-
Demgemäß ist bei
einem Verfahren zum Bestimmen eines Inversionszeitwerts zur Kontrastverbesserung
zwischen unterschiedlichem Gewebe bei einer kontrastmittelgestützten Magnetresonanzbildgebung
vorgesehen, eine Folge von Magnetresonanzbildern eines Abbildungsgebietes
mittels einer Inversions-Recovery-Sequenz
mit unterschiedlichen Inversionszeiten aufzunehmen, eine Struktur
in den Magnetresonanzbildern automatisch zu segmentieren, ein Zeitverhalten
der Signalintensität
von einander entsprechenden Bildelementen in den Magnetresonanzbildern
der segmentierten Struktur automatisch zu bestimmen, Minima der
Signalintensität
in der segmentierten Struktur automatisch zu bestimmen und einen
optimalen Inversionszeitwerts zur Kontrastverbesserung aus den Inversionszeitwerten automatisch
zu bestimmen, die den Minima der Signalintensität zugeordnet wurden, wobei
der optimale Inversionszeitwert durch den Inversionszeitwert bestimmt
wird, der zu dem Magnetresonanzbild mit dem am spätesten auftretenden
Signalminimum in der segmentierten Struktur gehört.
-
Der
Anwender aktiviert nach wie vor die TI-Scout-Messung. Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren
wird der für
die jeweilige Anwendung optimale Inversionszeitwert dann automatisch
ermittelt und kann in die nachfolgenden Messsequenzen automatisch übernommen
werden. Fehlmessungen aufgrund von individuellen Bewertungen des
Anwenders werden verhindert. Die Auswahl des optimalen Inversionszeitwertes
ist unabhängig
vom Anwender. Auch können
Eingabefehler beim manuellen Übertragen
des Inversionszeitwertes für
die nachfolgenden Messprotokolle vermieden werden. Wiederholungsmessungen
wegen falscher Erstmessungen sind nicht mehr erforderlich und für den Patienten besteht nicht
mehr die Gefahr wegen Mehrfachmessungen länger im Magnetresonanzgerät verbleiben
zu müssen.
-
Da
die Bestimmung der optimalen Inversionszeit automatisch ausgeführt wird,
kann er bei längeren
Messreihen öfter
durchgeführt
werden. Heute wird eine Änderung
des benötigten
Inversionszeitwertes bei langen Messreihen oft nur grob abgeschätzt.
-
Zur
Bestimmung des optimalen Inversionszeitwerts aus den ermittelten
Inversionszeitwerten der Bildfolge können verschiedene Kriterien
verwendet werden. Beispielsweise kann als optimaler Inversionszeitwert
der Inversionszeitwert genommen werden, an dem die Mehrheit der
gesunden Myokardpixel oder Myokardvoxel ihr Signalminimum haben.
-
Eine
vorteilhafte Ausgestaltung zeichnet sich dadurch aus, dass als optimaler
Inversionszeitwert der Inversionszeitwert genommen wird, der zu
dem Magnetresonanzbild mit dem am spätesten auftretenden Signalminimum
gehört.
-
Eine
vorteilhafte Ausgestaltung zeichnet sich dadurch aus, dass die Folge
von Magnetresonanzbildern mittels einer Cine-Messung erfolgt. Bei der Cine-Messung
wird zu Beginn des RR-Intervalls
im Herzzyklus ein Inversionspuls gesendet. Die mit diesem Protokoll
aufgenommenen Herzphasen haben unterschiedliche Zeitabstände zu dem
Inversionspuls. Der zeitliche Abstand der einzelnen Bilder zum Triggerzeitpunkt,
der durch die R-Zacke im Elektrokardiogramm definiert ist, ist dabei
identisch mit dem Inversionszeitwert einer Einzelherzphasen-Messsequenz. Vorteilhaft
ist dabei, dass pro Zeiteinheit oder pro Herzphase viele Bilder
mit unterschiedlicher Inversionszeit erstellt werden können. Dies
wird jedoch dadurch erkauft, dass in der Bildfolge dynamisch veränderte Konturen
ausgewertet werden müssen.
Zudem kann sich ein Kontrastverlust ergeben, wenn die Flipwinkel
groß sind,
weil dann keine freie Relaxation gegeben ist.
-
Bei
einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung wird die Folge von Magnetresonanzbildern
mittels einer Late-Enhancement-Messung
aufgenommen. Die Inversionszeiten werden durch den Abstand des Inversionsmoduls
zur eigentlichen Bildaufnahmesequenz festgelegt. Da die Late-Enhancement-Messung
immer in der gleichen Herzphase erfolgt, ist in den Bilddaten keine
signifikante Herzbewegung enthalten. Damit wird die Segmentierung
der zu untersuchenden Struktur besonders einfach.
-
Eine
weitere vorteilhafte Ausgestaltung zeichnet sich dadurch aus, dass
zur Segmentierung ein parametrierbares Modell des Zeitverhaltens
der Relaxation der Längsmagnetisierung
eines der unterschiedlichen Gewebe, vorzugsweise des gesunden Gewebes,
verwendet wird. Das Modell wird an den tatsächlichen zeitlichen Signalverlauf
angepasst, indem die freien Parameter des Modells so bestimmt werden,
dass z. B. die Differenz zwischen der beobachteten Signalintensität und der
Signalintensität
des parametrierten Relaxationsmodells minimal wird. Auf diese Weise
ist es möglich,
basierend auf nur wenigen akquirierten Bildern der Bildfolge das
Relaxationsverhalten stabil zu schätzen, so dass im beträchtlichen
Maß Messzeit
eingespart werden kann.
-
Bei
einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung ist das Abbildungsgebiet
ein Kurzachsenschnitte des Herzen. Der Kurzachsenschnitt zeigt einfache charakteristische
geometrische Strukturen, die sich gut segmentieren lassen.
-
Weitere
vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind durch die Unteransprüche gekennzeichnet.
-
Ausführungsbeispiele
der Erfindung werden nachfolgend anhand von vier Figuren beschrieben. Es
zeigen:
-
1 schematisch
den Aufbau eines herkömmlichen
Magnetresonanzgeräts,
das zum automatischen Bestimmen eines Inversionszeitwerts zur Kontrastverbesserung
zwischen unterschiedlichen Gewebe ausgebildet ist,
-
2 in
einer Übersicht
die wesentlichen Verfahrenschritte eines Ausführungsbeispiels
-
3 die
wesentlichen Bildverarbeitungsschritte eines Ausführungsbeispiels
zur Clusteranalyse und
-
4 ein
Ausführungsbeispiel
zur Segmentierung des gesunden Herzgewebes.
-
1 zeigt
schematisch ein Magnetresonanzgerät 100 nach dem Stand
der Technik, mit dem ein Inversionszeitwert zur Kontrastverbesserung
zwischen unterschiedlichem Gewebe bei einer kontrastmittelgestützten Magnetresonanz-Bildaufnahme
bestimmt werden kann, beispielsweise für eine nachfolgende Vitalitätsuntersuchung
des Herzmuskels. Ein derartiges Magnetresonanzgerät 100 weist
einen Magneten 101 zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes
oder Hauptmagnetfeldes B0 auf. Im hier gezeigten
Beispiel ist das Untersuchungsobjekt eine Untersuchungsperson 102,
die auf einer Liege 103 angeordnet ist. Wie schematisch
durch Pfeile 103a dargestellt ist, kann die Liege 103 in
den Magneten 101 gefahren werden und darin zur Untersuchung
eines Organs positioniert werden. Das Magnetresonanzgerät 100 weist
weiterhin ein Gradientensystem 104 zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten
auf, die für
die Bildgebung und Ortskodierung verwendet werden. Zur Anregung
der sich im Hauptmagnetfeld B0 ergebenden
Polarisation ist eine Hochfrequenzspulenanordnung 105 vorgesehen,
die ein Hochfrequenzfeld in die untersuchte Person 102 einstrahlt,
um die Magnetisierung aus der Gleichgewichtslage auszulenken. Zur
Steuerung der Magnetfeldgradienten ist eine Gradienteneinheit 106 vorgesehen,
zur Steuerung der eingestrahlten Hochfrequenzpulse ist eine Hochfrequenzeinheit 107 vorgesehen.
Eine Steuereinheit 108 steuert zentral das Magnetresonanzgerät 100,
die Auswahl der Bildgebungssequenzen erfolgt ebenfalls in der Steuereinheit 108. Über eine
Eingabeeinheit 109 kann eine Bedienperson ein Sequenzprotokoll
auswählen
und weitere Einstellungen an dem Magnetresonanzgerät 100 vornehmen,
wie beispielsweise das Vorgeben von Bildgebungsparametern. Das Sequenzprotokoll
definiert die zeitliche Abfolge der Hochfrequenz- und Gradientenpulse
zur Anregung des zu messenden Bildvolumens, zur Signalerzeugung
und Ortskodierung. Jede Pulssequenz erfordert eine für den jeweiligen
Kontrast optimierte Wiederholzeit. Eine Anzeigeeinheit 110 dient
zum Anzeigen von aufgenommenen Magnetresonanzsignalen bzw. rekonstruierten
Bilddaten sowie der einge stellten Parameter und anderer zum Betrieb
des Magnetresonanzgeräts 100 erforderlichen
Darstellungen. Weiterhin ist eine Rechnereinheit 111 vorgesehen,
die beispielsweise zum Rekonstruieren von Bilddaten aus aufgenommenen
Magnetresonanzsignalen dient, oder zum Bestimmen der Inversionszeit wie
nachfolgend genauer erklärt.
Die allgemeine Funktionsweise eines Magnetresonanzgeräts ist dem
Fachmann bekannt, so dass auf eine detaillierte Beschreibung der
allgemeinen Komponenten verzichtet wird.
-
Die
Aufnahmeeinheit des Magnetresonanzgeräts 100 kann beispielsweise
die Gradienteneinheit 106, das Gradientensystem 104,
die Hochfrequenzeinheit 107, die Hochfrequenzspulenanordnung 105 und
den Magneten 101 umfassen. Weitere Ausführungsformen der Aufnahmeeinheit
sind natürlich
denkbar, wie beispielsweise der Einsatz spezieller Kopfspulen, Brustspulen
und anderer lokaler Spulenanordnungen zum Hochfrequenzsende- und -empfangsbetrieb,
die Verwendung verschiedener Gradientenspulensätze für das Gradientensystem sowie
die Verwendung von verschiedenen Magneten, wie beispielsweise Permanentmagnete,
normal leitende oder supraleitende Magnete. Die Steuereinheit 108 steuert
die Gradienteneinheit 106 und die Hochfrequenzeinheit 107 derart,
dass ein erster Hochfrequenzanregungspuls, der eine Magnetisierung
mit bekannter Phasenlage erzeugt, in den Untersuchungsbereich eingestrahlt
wird. Der Zerfall der durch die Anregung entstehenden Magnetisierung wird
nachfolgend ebenfalls mit Hilfe der Hochfrequenzspulenanordnung 105 sowie
der Hochfrequenzeinheit 107 aufgenommen. Durch Ansteuern
der Gradienteneinheit 106 können während dieser Vorgänge Magnetfeldgradienten
angelegt werden, beispielsweise während des Einstrahlens der
Hochfrequenzpulse oder während
des Aufnehmens von Magnetresonanzsignalen. Mit dem Gradientensystem 104 können dabei
Magnetfeldgradienten in unterschiedlichen Richtungen angelegt werden,
beispielsweise zur Schichtselektion, Phasenkodierung oder Frequenzkodierung,
als auch so genannte Spoiler- oder Crusher-Gradienten, die der Zerstörung einer verbleibenden
Magnetisierung und dem damit verbundenen Zerfallssignal (Free Induction
Decay, FID) dienen. Ein detektiertes Induktionssignal kann beispielsweise
durch einen Analog-Digital-Wandler (nicht gezeigt) digitalisiert
werden, und anschließend von
der Rechnereinheit 111 verarbeitet werden.
-
Zur
Darstellung dynamischer Prozesse im Körper, z. B. die Darstellung
der Herzbewegung, wird eine periodische Herzbewegung in einzelne
aufeinander folgende Herzphasen unterteilt. Die Bildaufnahme erfolgt
dann getriggert über
mehrere Herzperioden, bis die für
die gewünschte
Auflösung
notwendige Anzahl von Messwerten ermittelt ist. Das Triggersignal
wird beispielsweise von der R-Zacke im Elektrokardiogramm abgeleitet.
Die Bilder der einzelnen Herzphasen werden dann aufeinanderfolgend als
Kinoablauf (Cine-Darstellung) im Kreis oder hin- und zurück präsentiert. Der Betrachter erhält den Eindruck,
ein Video der Herztätigkeit
zu sehen. Je mehr Phasen dargestellt werden, desto besser kann die Herzbewegung
aufgelöst
werden.
-
Für Vitalitätsuntersuchungen,
z. B. des Herzmuskels, kommen auch kontrastmittelgestützte Bildgebungsverfahren
zum Einsatz. Dabei wird die spezielle Dynamik der Aufnahme und anschließenden Auswaschung
des Kontrastmittels aus gesundem und geschädigtem Gewebe zur Bildgebung
genutzt.
-
Der
Kontrast zwischen gesundem und geschädigtem Gewebe wird dann noch
mit Inversionssequenzmodulen vor der eigentlichen Bildgebung verstärkt. Derartige
Sequenzen werden Inversion-Recovery-Sequenz
genannt. Vorzugsweise wird die Inversionszeit (das ist die Zeit
zwischen dem Hochfrequenz-Inversionspuls
und dem nachfolgenden Hochfrequenz-Anregungspuls) so gewählt, dass gesundes
Gewebe kein Signal abgibt.
-
2 zeigt
nun die wesentlichen Verfahrensschritte eines ersten Ausführungsbeispiels
der Erfindung zur Charakterisierung von Herzgewebe. Zunächst wird
nach einer Kontrastmittelinjektion mit einem gadoliniumhaltigen
Kontrastmittel im ersten Verfahrensschritt 201 mit einer
Inversion-Recovery- Sequenz
eine Bildfolge des Abbildungsgebiets, beispielsweise ein Kurzachsenschnitt
des Herzens, erzeugt. Im Kurzachsenschnitt wird der linke Ventrikel
als kreisförmige
Fläche
sichtbar gemacht, das umgebende Myokard stellt sich als Kreisring
dar. Die Bildfolge wird als Übersichtsmessung
mit verringerter Auflösung
erzeugt und auch als TI-Scout-Messung bezeichnet. Zur Anwendung
kommt hier entweder eine Cine-Messung
mit anschließender
Segmentierung des Herzmuskels oder eine Late-Enhancement-Messung,
bei der anschließend
der Herzmuskel nur wenig oder sogar gar nicht segmentiert wird. Bei
beiden Messungen wird die Inversionszeit von Bild zu Bild verändert. Bei
der Cine-Messung ergibt sich die Inversionszeit aus dem Zeitabstand
der R-Zacke zum Bildaufnahmezeitpunkt der Herzphase, bei der Late-Enhancement-Messung
wird das Inversionsmodul entsprechend der Inversionszeit variabel vor
der im wesentlichen konstant bleibenden Herzphasenbildgebung gesetzt.
-
Im
zweiten Verfahrensschritt 202 wird – wie weiter unten noch ausführlich beschrieben
wird – der Herzmuskel
im Kurzachsenschnitt automatisch segmentiert. Die automatische Segmentierung
kann mit schon bekannten Regionen, die z. B. in einem aus einer
vorausgegangenen Messung erzeugten Datensatz definiert wurden, starten
oder auch ohne Startwerte. Es könnte
auch eine Cine-Messung zur Unterstützung der Segmentierung herangezogen
werden. Dabei wird eine Segmentierung des Myokards in Standard-Cine-Daten,
die für
eine Funktionsanalyse des Herzens aufgenommen wurden, auf die Inversionzeit-Übersichtsmessung übertragen.
Diese sogenannte unüberwachte
Segmentierung des Myokards in Standard-Cine-Daten ist bereits Produkt-Technologie.
-
Im
dritten Verfahrensschritt 203 werden alle Bildelemente
oder Pixel innerhalb des segmentierten Herzmuskels auf ihre Signalintensitäten hin
analysiert. Dabei gibt es grundsätzlich
zwei Typen von Pixeln, die sich durch die Kontrastmitteldynamik
in ihrem Relaxationsverhalten unterscheiden. Pixel, die geschädigtes Gewebe,
z. B. Narbengewebe, darstellen, werden wegen einer hohen Kontrastmittelanreicherung
schneller relaxieren und daher nach dem Inversionspuls den Signalnulldurchgang
bei einer früheren
Inversionszeit erreichen als Pixel, die gesundes Gewebe darstellen,
und eine geringere Kontrastmittelanreicherung aufweisen.
-
Im
vierten Verfahrensschritt 204 werden die zu dem Signalminimum
oder auch Signalnulldurchgang gehörenden Inversions zeitwerte
erfasst und den entsprechenden Pixeln zugeordnet.
-
Soll
bei der anschließenden
Messung das gesunde Gewebe möglichst
nicht dargestellt werden, wird in einem fünften Verfahrensschritt 205 der
Signalnulldurchgang und damit die dazugehörige Inversionszeit des gesunden
Herzmuskelgewebes ermittelt. Diese Inversionszeit ist wegen der
zugrunde liegenden Kontrastmitteldynamik der späteste aller Inversionszeitwerte
der Signalminima. Der für
die anschließende
Bildgebung optimale Inversionszeitwert TIopt wird
also von den Pixeln mit der langsamsten Relaxation genommen.
-
Im
sechsten Verfahrensschritt 206 kann zur Unterstützung des
Nutzers und ggf. für
individuelle Anpassungen der Sequenzprotokolle eine farbkodierte
Inversionszeit-Karte (TI-Karte) erzeugt und auf der Anzeigeeinheit 110 dargestellt
werden.
-
Schließlich wird
im siebten Verfahrensschritt 276 der optimale Inversionszeitwert
TIopt, also der Inversionszeitwert, bei
dem gesundes Gewebe kein Signal erzeugt, an eine nachfolgend durchzuführende Bildgebungssequenz übergeben.
Der ermittelte optimale Inversionszeitwert TIopt wird
dann automatisch oder nach Benutzerbestätigung in die folgenden Viability-Protokolle übernommen.
-
Hilfreich
ist dabei noch, dem Benutzer einen Indikator für die Qualität des gefundenen
Inversionszeitwerts anzugeben. Im einfachsten Fall können das die
zugrunde liegenden Signalintensitätskurven sein. Damit ist dann
die Möglichkeit
gegeben, zweifelhafte Daten zu erkennen und ggf. die Messung zu
wiederholen oder einen Wert von Hand einzugeben.
-
Wie
vorstehend schon anhand von 2 erläutert wurde,
ist es erforderlich, zur Bestimmung der optimalen Inversionszeit
TIopt das gesunde Herzgewebe zu segmentieren
und anschließenden
eine Zeitserienanalyse des Signalverlaufs im gesunden Herzgewebe
durchzuführen.
Die Segmentierung und Bildanalyse kann mit verschiedenen Verfahren durchgeführt werden,
wie beispielsweise mit Active-Shape-Verfahren, bildelementbasierten
Verfahren oder auch Cluster-Analyse-Verfahren.
-
Bei
der Clusteranalyse werden mehrere Pixel zusammen analysiert. Dabei
wird davon ausgegangen, dass das Relaxationsverhalten des gesunden
Herzgewebes räumlich
unabhängig
ist. Zur Bestimmung des optimalen Inversionszeitwerts TIopt ist es daher weder erforderlich, das
gesunde Herzgewebe in jedem Bild vollständig zu segmentieren, noch mittels
einer nichtlinearen Bildregistrierung eine räumliche Korrespondenz zwischen
den Pixeln in den Bildern der Bildfolge herzustellen. Es reicht
vielmehr aus, in den akquirierten Bildern zuverlässig etwas gesundes Herzgewebe
zu identifizieren, um den zeitlichen Signalverlauf im gesunden Herzgewebe analysieren
zu können.
-
Will
man jedoch das Relaxationsverhalten für jedes einzelne Pixel bestimmen,
ist eine Clusteranalyse ungeeignet. Hier kommen pixelbasierte Bildanalyseverfahren
zum Einsatz. Damit ist zusätzlich eine
Unterscheidung innerhalb des gesunden und des geschädigten Herzgewebes
möglich.
So kann innerhalb eines Infarktgebiets zwischen unterschiedlich
stark betroffenen Regionen differenziert werden. Allerdings muss
dabei mittels eines nichtlinearen Bildregistrierungsverfahrens die
räumliche
Korrespondenz zwischen den Pixeln in verschiedenen Bildern herstellt
werden. Ist die räumliche
Korrespondenz hergestellt, genügt
es, in einem einzigen Bild das gesunde Herzgewebe zu identifizieren.
Der optimale Inversionszeitwert kann dann wiederum mittels einer
Analyse des zeitlichen Signalverlaufs in dem segmentierten Gebiet
bestimmt werden.
-
Nach
einer pixelbasierten Bildanalyse können auch parametrische Karten
für die
Parameter „Zeit
bis zum Signalmaximum” (TimeToPeak), „Zeit bis
zum Signalminimum” (TimeToMin)
oder auch „maximaler
Signalanstieg” (MaxSlope)
generiert und auf der Anzeigeeinheit 110 dargestellt werden.
-
Sowohl
clusterbasierte wie auch pixelbasierte Bildanalyseverfahren können zur
Erhöhung
der Stabilität
und zur Verringerung der benötigten
Messezeit mit einem Modell des Relaxationsverhaltens des gesunden
Herzgewebes erweitert werden. Das Modell ist an den tatsächlichen
zeitlichen Signalverlauf anzupassen, indem dessen freie Parameter
so bestimmt werden, dass z. B. die Differenz zwischen der gemessenen
Signalintensität
und der Signalintensität
gemäß dem Relaxationsmodell
minimal wird.
-
Bei
allen Varianten kann die Bildsegmentierung mittels zuvor vorgenommener
Segmentierungsergebnisse initialisiert werden.
-
Anhand
von 3 wird nun für
eine Cine-Bildfolge 301 ein Ausführungsbeipiel zur Segmentierung
und Bestimmung der optimalen Inversionszeit beschrieben, bei dem
eine Clusteranalyse durchgeführt
wird. Im letzten Bild oder Frame 302 der Bildfolge 301 wird
im ersten Verfahrensschritt 303 das vorzugsweise aber nicht
notwendigerweise das gesunde Myokard sowie Blut segmentiert. Einzelheiten
zur Segmentierung werden weiter unten anhand von 4 noch
näher erläutert. Die
sich aus der Segmentierung 303 ergebenden Segmentierungsmasken
werden dann im Verfahrensschritt 304 auf alle Bilder oder
Frames der Cine-Bildfolge 301 übertragen. Im nächsten Verfahrensschritt 305 wird
ein Bild der Bildfolge 301 identifiziert, bei dem mit fortschreitender
Inversionszeit zum letzten Mal die Signalintensität von Blut
kleiner ist als die Signalintensität des gesunden Myokards. Die
mit diesem Bild verbundene Inversionszeit wird im Folgenden als
TI0 bezeichnet. Im nächsten Verfahrensschritt 306 wird
das Bild der Bildfolge 301 bestimmt, welches eine Inversionszeit
aufweist, die dem Wert 2TI0 am nächsten kommt. In
dem so bestimmten Bild wird nun im folgenden Verfahrensschritt 307 gesundes
Myokard und Blut segmentiert. Die daraus resultierenden Segmentierungsmasken
werden im nächsten
Verfahrensschritt 308 auf alle- Bilder übertragen, für die gilt,
dass die Inversionszeit zwischen TI0 und
2TI0 liegt. Der Grund für diesen Verfahrensschritt 308 liegt
darin, dass in diesem Zeitraum der Kontrast für eine unabhängige Segmentierung
eventuell nicht ausreichend hoch ist. Schließlich wird in einem weiteren
Verfahrensschritt 309 Blut und gesundes Myokard in den
Bildern oder Frames segmentiert, für die die Inversionszeit zwischen
2TI0 und 3TI0 liegt.
Im nächsten
Verfahrensschritt 310 wird der zeitliche Verlauf der Signalintensität innerhalb
der Myokard-Segmentierungsmasken für die Inversionszeiten von
Null bis 3TI0 analysiert. In einer ersten
Variante 311 wird nun die optimale Inversionszeit TIopt aus dem Bild bestimmt, worin die durchschnittliche
Signalintensität
des Myokards ihr Minimum erreicht. Bei einer zweiten Variante 312 wird
ein Modell des Relaxationsverhaltens des Myokards an die experimentellen
Beobachtungen angepasst. Die optimale Inversionszeit TIopt ergibt
sich dann aus einem Signalminimum im Modell, das kontinuierlich
an den tatsächlichen
Signalverlauf angepasst wird.
-
Anhand
von
4 soll nun beispielhaft die Segmentierung des
gesunden Myokards in einem Bild oder Frame der Bildfolge
301 am
Beispiel des linken Ventrikels näher
erläutert
werden. Dabei wird eine distanzgewichtete Hough-Transformation durchgeführt. In
einem ersten Schritt
401 wird ein Mittelpunkt der Distanztransformation
von einem Benutzer vorgegeben. Alternativ wird als Mittelpunkt für die Distanztransformation
automatisch der Bildmittelpunkt angenommen. Dabei wird vorausgesetzt,
dass typischerweise der linke Ventrikel ungefähr in der Mitte des Bildes
dargestellt wird. Im nächsten
Verfahrensschritt
402 wird das Maximum eines mit der Distanztrans formation
gewichteten Akkumulatorbildes der Hough-Transformation als Mittelpunkt des linken Ventrikels
genommen. Der Radius des linken Ventrikels ergibt sich direkt aus
der Hough-Transformation. Einzelheiten zur Hough- Transformation sind auch in der eingangs
schon zitierten
US
2007/011633 A1 zu finden. Nach Übergabe dieser charakteristischen Größen des
linken Ventrikels im Verfahrensschritt
403 erfolgt im anschließenden Verfahrensschritt
404 eine
grobe Segmentierung des gesunden Myokards innerhalb des vorstehend
gefundenen Gebiets, nämlich
die aus der Hough-Transformation ergebende Kreisscheibe, mittels
einer Otsu-Separierung unter Annahme von zwei Klassen. Zur Otsu-Separierung wird
auf die ebenfalls eingangs schon zitierte
US 2007/0092131 A1 verwiesen.
Im nächsten
Verfahrensschritt
405 werden potentielle Confounder, wie
z. B. Luft oder Teilvolumen-Voxel oder Teilbildelemente, aus der
Grobsegmentierung des gesunden Myokards mittels morphologischer
Operationen eliminiert. Eine dafür
geeignete morphologische Operation stellt das Erosionsverfahren
dar.