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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung von zumindest einem Messzeitpunkt in einem Herzzyklus, der für die Durchführung von Diffusionsmessungen des Myokards eines Untersuchungsobjekts in einer MR-Anlage verwendet werden kann. Die Erfindung betrifft weiterhin eine zugehörige MR-Anlage und einen elektronisch lesbaren Datenträger.
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Die Magnetresonanztomografie, MRT, ist eine vielseitige Bildgebungsmodalität, da MR-Bilder eines Untersuchungsobjekts mit vielen unterschiedlichen Kontrasten erzeugt werden können. Die zumeist verwendeten Kontraste sind Kontraste, die auf Relaxationsmechanismen basieren, wie beispielsweise die T1-Zeit oder die T2-Zeit. Hierbei werden entweder native Gewebeeigenschaften oder Kontrastmittel induzierte Eigenschaften des Gewebes verwendet. Weitere Kontrastmöglichkeiten bestehen bei der Verwendung von Flusseffekten, wie dem Einfließen von Magnetisierung in eine Bildgebungsebene, die Phasenentwicklung von fließenden Spins, Magnetisierungstransferverfahren und Diffusion.
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Die diffusionsgewichtete Bildgebung wurde in letzter Zeit in verschiedenen Bereichen des Körpers angewendet. Bei der Diffusions-Tensor-Bildgebung (Diffusion Tensor Imaging, DTI) wird die Variation der Richtung der gemessenen Diffusion des Wassers im Gewebe gemessen und analysiert. Die beobachteten Variationen der Diffusion werden erzeugt durch die Beweglichkeit der Wassermoleküle in den Gewebekompartments in der räumlichen Richtung der Diffusionskodierung. Die räumliche Abhängigkeit der Diffusion hängt von der Geometrie der Gewebekompartimente ab und kann durch einen Diffusionstensor beschrieben werden. Für die Messung der Tensoreigenschaften wird ein Satz von Diffusionsmessungen mit unterschiedlichen Kodierungsrichtungen verwendet. Eine mögliche Anwendung von DTI ist das sogenannte „Fiber Tracking“, die zu einer farblichen Darstellung der neuronalen Aktivität im Gehirn führt. Im Herzen kann DTI verwendet werden, um die Geometrie der Muskelzellen im Myokard zu bestimmen. In einem normalen Herz sind diese Zellen in einer Helixstruktur angeordnet, wobei die Struktur mit DTI dargestellt werden kann. Beispielhaft hierfür sind die folgenden Veröffentlichungen:
In vivo measurement of water diffusion in the human heart. Edelman RR, Gaa J, Wedeen VJ, Loh E, Hare JM, Prasad P, Li W., Magn Reson Med. 1994 Sep; 32(3): 423–8
Cardiac diffusion tensor MRI in vivo without strain correction. Tseng WY, Reese TG, Weisskoff RM, Wedeen VJ., Magn Reson Med. 1999 Aug; 42(2): 393–403
In vivo diffusion tensor MRI of the human heart: reproducibility of breath-hold and navigator-based approaches. Nielles-Vallespin S, Mekkaoui C, Gatehouse P, Reese TG, Keegan J, Ferreira PF, Collins S, Speier P, Feiweier T, de Silva R, Jackowski MP, Pennell DJ, Sosnovik DE, Firmin D., Magn Reson Med. 2013 Aug; 70(2): 454–65
Reproducibility of in-vivo diffusion tensor cardiovascular magnetic resonance in hypertrophic cardiomyopathy, Laura-Ann McGill, Tevfik F Ismail, Sonia Nielles-Vallespin, Pedro Ferreira, Andrew D Scott, Michael Roughton, Philip J Kilner, S Yen Ho, Karen P McCarthy, Peter D Gatehouse, Ranil de Silva, Peter Speier, Thorsten Feiweier, Choukkri Mekkaoui, David E Sosnovik, Sanjay K Prasad, David N Firmin and Dudley J Pennell, Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 2012, 14:86
Low b-value diffusion-weighted cardiac magnetic resonance imaging: initial results in humans using an optimal time-window imaging approach. Rapacchi S, Wen H, Viallon M, Grenier D, Kellman P, Croisille P, Pai VM., Invest Radiol. 2011 Dec; 46(12): 751
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Bei einer dieser Methoden wird bei einem ersten Herzschlag eine periodische Intensitätsmodulation in eine räumliche Raumrichtung kodiert. Während der Zeitspanne eines Herzschlages wird diese Modulation als Längsmagnetisierung, die mit der T1-Zeit relaxiert, gespeichert, wobei die in dieser Zeitspanne des Herzschlages auftretende Diffusion das Modulationsmuster verschmiert. Nach diesem Kodierungsschritt der Modulation wird die räumliche Modulation dekodiert, indem die Modulation umgedreht wird. Änderungen in der räumlichen Modulation über die Zeitspanne durch die Diffusion ergeben eine Signalabschwächung. Weiterhin wird die Herzbewegung die Modulation beeinflussen. Folglich erfolgt die Dekodierung exakt in der gleichen Herzphase wie die Kodierung beim vorherigen Herzschlag. Damit ist die Herzgeometrie und -bewegung die gleiche bei der Kodierung und Dekodierung, was bei der Verschmierung der Modulationsmuster die Diffusion als den einzigen Schwächungsmechanismus identifiziert. Dadurch kann die Diffusion gemessen werden. Da auch die Atembewegung das Muster beeinflusst, wird dieser Einfluss eliminiert, indem mit Atemanhaltetechniken gemessen wird.
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Unter der Annahme, dass die Kodierung während Diastole stattfindet, wenn der Herzmuskel entspannt ist, kontrahiert sich der Herzmuskel während der Systole, was zu einer Veränderung der Kompartimentgeometrie führt. Beispielsweise nimmt die Dicke der Myokardwand des linken Ventrikels in radialer Richtung während der Kontraktion zu, und das Modulationsmuster wird in diese Richtung gestreckt. Die Diffusion, die im kontrahierten Zustand in diese Richtung erfolgt, hat einen kleineren Effekt als die Diffusion, die auftritt, wenn der Herzmuskel entspannt ist.
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Dies bedeutet, dass die Gewebedeformation relativ zur Geometrie während der Kodierungszeit während des Herzzyklus die Signalabschwächung beeinflusst, was zu einem Fehler bei der Diffusionsmessung führt. Wenn das Gewebe zusammengedrückt wird, wird die Signalabschwächung durch Diffusion verstärkt, während die Signalabschwächung durch Diffusion in eine Richtung vermindert wird, wenn das Gewebe in diese Richtung auseinander gezogen wird zwischen Kodierung und Dekodierung.
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Folglich ist es notwendig, bei Diffusionsmessungen den Einfluss der Kompression oder Dehnung zu vermindern. Für eine Diffusionsmessung, die unabhängig von der Gewebedeformation ist, ist es also notwendig, die Gewebedeformation wie Dehnung oder Kompression zu berücksichtigen. Dies ist auf zwei Weisen möglich:
- 1. Es erfolgt eine Messung des dreidimensionalen Deformationsmusters während des Herzzyklus, und die gemessene Abschwächung mithilfe dieser Daten korrigiert. Ein derartiges Verfahren ist beschrieben in
Imaging myocardial fiber architecture in vivo with magnetic resonance. Reese TG, Weisskoff RM, Smith RN, Rosen BR, Dinsmore RE, Wedeen VJ. Magn Reson Med. 1995 Dec; 34(6): 786–91.
Zur Messung der Deformation werden aufwändige Tagging-Verfahren oder Phasenkontrastmessungen benötigt.
- 2. Es erfolgt wiederum eine Messung des Verzerrungsmusters während des Herzzyklus. Die Messung erfolgt im sogenannten Sweet Spot, indem sich der Deformationseffekt aufhebt. Hierbei konnte in der zuletzt genannten Druckschrift gezeigt werden, dass alle Deformationskomponenten ungefähr synchron mit der Zeit variieren und dass die Diffusion ungefähr linear mit der Deformation variiert.
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Unter diesen Voraussetzungen existieren zwei Sweet Spots im Herzzyklus. Wenn die Kodierung und die Dekodierung der Diffusion zeitlich zu den Zeitpunkten des Sweet Spots durchgeführt werden, ist die Messung unabhängig von der Deformation.
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Die oben genannten Verfahren sind jedoch alle kompliziert oder zeitaufwändig.
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Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, auf einfache Weise den Sweet Spot oder Messzeitpunkt zu bestimmen, der für Diffusionsmessungen des Myokards geeignet ist.
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Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Weitere Ausführungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen gezeigt.
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Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Bestimmung von zumindest einem Messzeitpunkt in einem Herzzyklus bereitgestellt, der für die Durchführung von Diffusionsmessungen des Myokards eines Untersuchungsobjekts in einer MR-Anlage verwendet wird. Gemäß einem Schritt der Erfindung wird eine Abfolge von MR-Bildern des Herzens aufgenommen. Weiterhin wird ein zeitlicher Verlauf eines Parameters der Herzgeometrie in der Folge der MR-Bilder bestimmt. Aus dem bestimmten zeitlichen Verlauf des Parameters der Herzgeometrie wird zumindest ein Mittelwert des Parameters bestimmt. Für den bestimmten zumindest einen Mittelwert des Parameters wird der zugehörige Zeitpunkt im zeitlichen Verlauf des Parameters bestimmt, in dem der zumindest eine Mittelwert auftritt. Der bestimmte Zeitpunkt definiert den zumindest einen Messzeitpunkt im Herzzyklus, während dem die Diffusionsmessung des Myokards durchgeführt wird.
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Erfindungsgemäß kann auf die zusätzlichen Deformationsmessungen des Gewebes verzichtet werden und der Sweet Spot/Messzeitpunkt kann auf einfache Weise bestimmt werden. Der Messzeitpunkt, der dem Sweet Spot für die Diffusionsmessung entspricht, wird bestimmt durch die einfache Betrachtung des zeitlichen Verlaufs und die Mittelwertbildung. Da der räumliche Mittelwert des Parameters der Herzgeometrie bedeutet, dass ebensoviel Bewegung in die eine Richtung und die entgegengesetzte Richtung erfolgt ist, mittelt sich der deformationsinduzierte Einfluss auf die Diffusionsmessungen heraus. Wird die Diffusionsmessung während des so bestimmten Messzeitpunkts oder während der so bestimmten Messzeitpunkte durchgeführt, ist die Diffusionsmessung im Wesentlichen unabhängig von Gewebekontraktionen oder Gewebedehnungen über den Herzzyklus. Der Parameter der Herzgeometrie ist vorzugsweise verbunden mit dem Blutvolumen, das von dem Myokard umflossen wird. Aus den Zeit-Volumenkurven kann der Zeitpunkt im Herzzyklus definiert werden, bei dem die Diffusionsmessungen durchgeführt werden können ohne Berücksichtigung und/oder Quantifizierung der Gewebekompression oder -dehnung.
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Vorzugsweise wird in der Abfolge der MR-Bilder jeweils ein zu einem MR-Bild gehöriger Parameterwert bestimmt, wobei ein arithmetisches Mittel der Parameterwerte bestimmt wird und der zu dem arithmetischen Mittel gehörende Zeitpunkt im zeitlichen Verlauf des Parameters, bei dem der Parameter dem arithmetischen Mittel entspricht. Dieser zu dem arithmetischen Mittel gehörende Zeitpunkt ist dann der zumindest eine Messzeitpunkt, während dem die Diffusionsmessungen durchgeführt werden können.
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Weiterhin ist es für die Bestimmung des zumindest einen Messzeitpunkts möglich, einen Zeitraum im zeitlichen Verlauf des Parameters zu bestimmen, während dem alle bestimmten Parameterwerte kleiner sind als der Mittelwert. Innerhalb dieses Zeitraums wird der zeitlich erste bestimmte Parameter identifiziert und der im Zeitverlauf direkt davor bestimmte Parameter sowie die jeweils zugehörigen Zeitpunkte, die nachfolgend erste Zeitpunkte genannt werden. Der erste Messzeitpunkt für die Durchführung der Diffusionsmessung liegt nun zwischen den beiden bestimmten ersten Zeitpunkten. Ein zweiter Messzeitpunkt kann bestimmt werden mithilfe des zeitlich letzten Parameterwerts innerhalb des Zeitraums und dem im Zeitverlauf direkt danach bestimmten Parameterwert. Aus den jeweils zugehörigen Zeitpunkten im zeitlichen Verlauf, den zweiten Zeitpunkten, kann dann der zweite Messzeitpunkt bestimmt werden, der zwischen diesen beiden zugehörigen zweiten Zeitpunkten liegt.
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Da sich das Herz während eines Herzzyklus kontrahiert, ist das Volumen zu Beginn und am Ende des Zyklus immer größer als der Mittelwert. Da nur eine Kontraktion pro Herzzyklus vorliegt, bilden die bestimmten Messwerte ein zusammenhängendes Intervall. Durch die Bestimmung der ersten und zweiten Zeitpunkte kann beispielsweise durch lineare Interpolation zwischen den jeweiligen ersten Zeitpunkten oder durch eine lineare Interpolation zwischen den zweiten Zeitpunkten der Messzeitpunkt bestimmt werden, bei dem eine Diffusionsmessung vorzugsweise durchgeführt werden kann. Der Parameter der Herzgeometrie kann beispielsweise die Länge der endokardialen Kontur des Myokards, der epikardialen Kontur des Myokards, das Myokardvolumen oder das von dem Myokard umschlossene Blutvolumen sein. Es sind auch andere Maße denkbar, wie beispielsweise die von der Kontur eingeschlossene Fläche, der maximale bzw. minimale Radius, etc. Diese Parameter können in den einzelnen MR-Bildern durch Segmentierung identifiziert werden und die zeitliche Veränderung eines dieser Parameter kann verwendet werden, um mit dem zugehörigen arithmetischen Mittel den Sweet Spot/Messzeitpunkt zu identifizieren.
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Die Abfolge der MR-Bilder kann beispielsweise mit einer Gradientenechosequenz erzeugt werden, bei der die verwendeten Magnetfeldgradienten alle vollständig refokussiert werden. Die Abfolge dieser MR-Bilder kann in einem sogenannten Cine-Mode dargestellt werden, bei dem der Herzzyklus wie ein Film durchläuft.
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Der Parameter der Herzgeometrie wird bestimmt beispielsweise durch Identifizieren des Parameters in jedem MR-Bild der Abfolge der MR-Bilder. Hierbei kann eine einzige Bildgebungsschicht des Herzens verwendet werden, sodass jedes MR-Bild eine einzige Bildgebungsschicht des Herzens darstellt und die Abfolge der MR-Bilder den zeitlichen Verlauf in einer einzigen Schicht des Herzen darstellt. Selbstverständlich ist auch die Verwendung von mehreren Bildgebungsschichten möglich, um den zeitlichen Verlauf des Parameters zu bestimmen.
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Der im zeitlichen Verlauf als erstes bestimmte Parameterwert kann ebenso am Schluss des Herzzyklus hinzugefügt werden, damit eine zyklische Bewegung vorliegt, die am gleichen Ort beginnt und endet, was im Herzzyklus üblicherweise der Fall ist. Der im zeitlichen Verlauf als erstes bestimmte Parameter kann am Schluss des Herzzyklus hinzugefügt werden, bevor aus der Abfolge der MR-Bilder und den darin bestimmten Parametern eine Interpolation zwischen den Parametern durchgeführt wird, um den zeitlichen Verlauf des Parameters zu bestimmen. Vor der Mittelwertbildung kann der am Schluss des Herzzyklus hinzugefügte Parameterwert wieder entfernt werden. Bei den bestimmten Messzeitpunkten können dann bei den anschließenden Diffusionsmessungen, die unabhängig von der Deformationsgeometrie sind, die Diffusionsgradienten geschaltet werden, mit denen die Diffusion kodiert wird. Beispielsweise können die Diffusionsgradienten mittig um die Messzeitpunkte gelegt werden, die wie oben erläutert bestimmt wurden.
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Die Erfindung betrifft weiterhin eine MR-Anlage, die ausgebildet ist, das oben genannte Verfahren durchzuführen mit einer Bildaufnahmeeinheit zur Aufnahme der Abfolge von MR-Bildern und einer Recheneinheit, die ausgebildet ist, den Mittelwert des Parameters der Herzgeometrie zu bestimmen, wie es oben näher erläutert wurde.
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Weiterhin wird ein elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen bereitgestellt. Die Steuerinformationen sind hierbei derart ausgestaltet, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Recheneinheit einer MR-Anlage ein Verfahren wie oben beschrieben durchführen.
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Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert.
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1 zeigt schematisch eine MR-Anlage mit der Messzeitpunkte bestimmt werden können, die für Diffusionsmessungen verwendet werden können.
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2 zeigt ein Flussdiagramm mit Schritten, die zur Bestimmung der Messzeitpunkte durchgeführt werden können.
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3 zeigt ein Flussdiagramm, das Teilschritte des Flussdiagramms von 2 näher spezifiziert, um die Messzeitpunkte zu identifizieren.
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4 zeigt den zeitlichen Verlauf verschiedener Parameter der Herzgeometrie und die zugehörige Mittelwertbildung.
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5 zeigt den zeitlichen Verlauf des Blutvolumens im linken Ventrikel zum Vergleich.
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6 zeigt schematisch, wie aus dem zeitlichen Verlauf die Messzeitpunkte bestimmt werden.
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1 zeigt schematisch eine MR-Anlage, mit der Messzeitpunkte in einem Herzzyklus bestimmt werden können, die dann bei der Durchführung von Diffusionsmessungen des Myokards verwendet werden zur Kodierung der Diffusion. Die MR-Anlage 10 weist einen Magneten 11 zur Erzeugung eines Polarisationsfelds B0 auf. Eine auf einer Liege 12 angeordnete Untersuchungsperson 13 befindet sich im Magneten 11, wodurch sich eine resultierende Magnetisierung in Richtung des Polarisationsfelds B0 ergibt. Durch nicht gezeigte Magnetfeldgradientenspulen können zeitlich variierende Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung der Magnetisierung angelegt werden. Über nicht gezeigte Sende- und/oder Empfangs-HF-Spulen können HF-Pulse in die Untersuchungsperson 13 eingestrahlt werden zur Auslegung der Magnetisierung, und die sich ergebende Transversalmagnetisierung kann durch die eine oder mehreren Sende-Empfangsspulen detektiert werden. Eine HF-Steuereinheit 14 ist vorgesehen zur Erzeugung der HF-Pulse, die in die Untersuchungsperson eingestrahlt werden. Eine Gradientensteuereinheit 15 steuert die Schaltung der Magnetfeldgradienten. Eine Bildaufnahmeeinheit 16 legt in Abhängigkeit von der gewählten Bildgebungssequenz fest, mit welcher zeitlichen Abfolge die HF-Pulse und Magnetfeldgradienten angelegt werden und steuert damit unter anderem die Gradientensteuereinheit 13 und HF-Steuereinheit 14. Über eine Eingabeeinheit 17 kann eine Bedienperson der MR-Anlage 10 die MR-Anlage bedienen, Bildgebungssequenzen auswählen, Bildgebungsebenen bestimmen etc. Auf einer Anzeigeeinheit 18 können die erzeugten MR-Bilder angezeigt werden. Eine Recheneinheit 19 kann die MR-Bilder aus den detektierten Signalen berechnen. Weiterhin kann die Recheneinheit, wie weiter unten im Detail erläutert wird, aus einer Abfolge von MR-Bilder, die vom Herzen der Untersuchungsperson 13 aufgenommen wurden, Messzeitpunkte bestimmen, die den sogenannten Sweet Spots entsprechen. Diese Sweet Spots können für Diffusionsmessungen, beispielsweise tensorbasierte Diffusionsmessungen, verwendet werden, um während dieser Messzeitpunkte die unterschiedlichen Diffusionsgradienten zu schalten, die für die Kodierung der Diffusion in die verschiedenen Raumrichtungen notwendig sind.
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In 2 sind Schritte eines Verfahrens dargestellt, mit denen diese Messzeitpunkte bzw. Sweet Spots identifiziert werden können. Nach dem Start des Verfahrens in Schritt S20 erfolgt in Schritt S21 die Aufnahme einer Abfolge von MR-Bildern. Hierbei können mithilfe einer Gradientenechosequenz MR-Bilder der kurzen Herzachse aufgenommen werden. Die Gradientenechosequenz kann eine sogenannte TrueFISP-Sequenz sein, was einer Gradientenechosequenz mit vollständig rephasierten Gradienten in alle Raumrichtungen entspricht. Die Aufnahmen in Schritt S21 können EKG-getriggert erfolgen, oder die Bilder werden kontinuierlich aufgenommen und die Bilder werden retrospektiv durch Analyse der Bildinhalte den Herzphasen zugeordnet. Für die Unterdrückung der Atembewegung können die Aufnahmen in Schritt S21 in der Atemanhaltetechnik aufgenommen werden. Selbstverständlich können auch andere Bildgebungssequenzen verwendet werden, die sich eignen, MR-Bilder zu erzeugen, auf denen die Bewegung des Myokards in zeitlichen Verlauf zu erkennen ist. Die in Schritt S21 aufgenommenen MR-Bilder können in einer einzigen Schicht aufgenommen werden, oder es können mehrere parallele Schichten entlang der kurzen Herzachse aufgenommen werden. In Schritt S22 wird in der zeitlichen Abfolge der MR-Bilder jeweils ein Parameter der Herzgeometrie identifiziert, beispielsweise durch Segmentierungsalgorithmen. Ein möglicher Parameter der Herzgeometrie ist die endokardiale Kontur des Myokards. Alternativ kann auch die epikardiale Kontur des Myokards, das Myokardvolumen oder das von dem Myokard umschlossene Blutvolumen sein. In jedem der aufgenommenen MR-Bilder kann einer oder mehrere dieser Parameter identifiziert werden. In einem Schritt S23 wird der zeitliche Verlauf des oder der identifizierten Parameter bestimmt, wie es unter anderem in 4 und 5 gezeigt ist, die später noch im Detail erläutert werden. Der zeitliche Verlauf wird hierbei für einen Herzzyklus bestimmt.
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Wenn der zeitliche Verlauf über den Herzzyklus bekannt ist, ist es möglich, den Mittelwert des identifizierten Parameters zu bestimmen, beispielsweise den Mittelwert der Position der endokardialen Kontur, der epikardialen Kontur oder des Myokardvolumens (Schritt S24). Da es sich um Mittelwerte der Bewegung handelt, liegt ausgehend von den Mittelwerten ebensoviel Dehnung wie Kompression des Myokards vor. Damit hält sich bei diesen Mittelwerten der Fehler, der bei Diffusionsmessungen auftreten würde, die Waage bzw. hebt sich auf. Somit ist es in Schritt S25 möglich, bei nachfolgend durchgeführten Diffusionsmessungen an den zu den bestimmten Mittelwerten gehörigen Zeitpunkten oder an einem der zugehörigen Zeitpunkte die Diffusionsgradienten zu schalten, die bei der Diffusionstensorbildgebung in unterschiedlichen Variationen und Richtungen geschaltet werden, um den Diffusionstensor zu bestimmen. Beispielsweise können die Diffusionsgradienten mittig um die bestimmten Messzeitpunkte herum angeordnet werden, oder die Messzeitpunkte sind der Triggerzeitpunkt für das Starten der zusätzlichen Diffusionsgradienten.
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Das Verfahren endet in Schritt S26.
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In 4 sind die verschiedenen zeitlichen Verläufe für verschiedene Parameter normiert über den Herzzyklus im zeitlichen Verlauf dargestellt. Als Bildgebungssequenz wurde eine Gradientenechosequenz mit vollständig refokussierten Magnetfeldgradienten verwendet, wobei die zeitliche Auflösung zur Erstellung eines MR-Bildes ca. 40 ms beträgt. Im Verlauf 41 ist für sechs verschiedene Schichten der kurzen Herzachse die absolute Verschiebung der Epikontur des Myokards dargestellt, während in Verlauf 42 die über den Azimuth gemittelte radiale Verschiebung der epikardialen Kontur für sechs verschiedene Schichten dargestellt ist. In den Verläufen 43 und 44 sind jeweils die absolute Verschiebung der endokardialen Kontur (Verlauf 43) bzw. die radiale Verschiebung der endokardialen Kontur (Verlauf 44) dargestellt. In den Verläufen 45 und 46 ist die absolute bzw. radiale Verschiebung des Myokardvolumens von Messungen an Probanden dargestellt. Wie sich aus diesem Verläufen erkennen lässt, beginnt die Messung jeweils in der Diastole bei entspanntem Herzmuskel, und wie in den Verläufen zu erkennen ist, erfolgen dann die Kontraktion und die anschließende Entspannung.
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Da der zeitliche Verlauf auf einen Herzzyklus normiert ist, liegen die Werte auf der Zeitachse zwischen 0 und 1.
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In 5 ist zusätzlich der zeitliche Verlauf des bestimmten endokardialen Volumens bzw. des epikardialen Volumens bzw. das Myokardvolumen, entweder das gesamte Volumen des Ventrikels oder das in der gemessenen Schicht vorhandene, dargestellt. Die untere Kurve in 5 ist die Differenz der beiden oberen Kurven und entspricht dem Myokardvolmen. Theoretisch ist die Konturlänge in der Mitte des Myokards (also in etwa der Mittelwert aus Epi- und Endokontur) der mittleren Verformung am ähnlichsten, jedoch liefern alle diese Parameter ähnliche Sweet-Spot-Positionen. Da die Endokontur zuverlässiger bestimmt werden kann als die Epikontur, sind Maße auf Basis der Endokontur vorteilhaft.
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Bezug nehmend auf 3 wird nun näher erläutert, wie aus den in 4 und 5 gezeigten zeitlichen Verläufen Messzeitpunkte bzw. Sweet Spots identifiziert werden können. Der in 2 erwähnte Schritt S24 kann im Detail wie folgt ausgeführt werden.
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In einem Schritt S241 wird im zeitlichen Verlauf der Startwert des Parameters zu Beginn des Herzzyklus am Ende wieder hinzugefügt, sodass die Kurven bei dem gleichen Wert starten und enden. In einem Schritt S242 wird die zeitliche Auflösung durch Interpolation erhöht. Die zeitliche Auflösung eines MR-Bildes kann ca. 40 ms betragen, was bedeutet, dass in den 4 und 5 alle 40 ms ein bestimmter Parameterwert vorliegt. Durch Interpolation, wie beispielsweise Fourier Interpolation, kann die zeitliche Auflösung erhöht werden, sodass beispielsweise alle 5 ms oder 10 ms Parameterwerte vorliegen. Der in Schritt S241 hinzugefügte Parameterwert am Ende des Herzzyklus kann in Schritt S243 wieder entfernt werden, bevor in Schritt S244 das arithmetische Mittel der einzelnen Parameterwerte gebildet wird. Hierbei können die durch Interpolation gewonnenen Werte bei der Bildung des arithmetischen Mittels berücksichtigt werden.
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Wie in den Verläufen von 4 und 5 zu erkennen ist, ist das Volumen zu Beginn und am Ende der Messung immer größer als der Mittelwert. Da nur eine Kontraktion pro Herzzyklus vorliegt und die Parameterwerte eine kontinuierliche Kurve bilden, können in einem Schritt S245 alle Parameterwerte identifiziert werden, die kleiner als das arithmetische Mittel sind. Bezug nehmend auf 6 bedeutet dies, dass alle Parameterwerte innerhalb der Zeitspanne 60 identifiziert werden. In einem Schritt S246 kann dann der zeitlich erste Parameterwert innerhalb dieser Zeitspanne 60 identifiziert werden, im dargestellten Beispiel von 6 der Parameterwert, der zum ersten Zeitpunkt X1 bestimmt wurde. Ebenso wird der erste direkt davor liegende Parameterwert X0 bestimmt. Da X1, der erste Parameterwert, kleiner als der Mittelwert ist, ist der Parameterwert zum Zeitpunkt X0 zwangsläufig größer als der Mittelwert. Der erste Messzeitpunkt für die Diffusionsmessungen liegt nun zwischen den ersten Zeitpunkten X0 und X1. Erfolgt eine lineare Interpolation zwischen den Parameterwerten zum Zeitpunkt X0 und X1, kann bestimmt werden, zu welchem Messzeitpunkt T1 die Kurve dem arithmetischen Mittelwert des Parameters, nämlich M’ entspricht. Das vorliegende Verfahren beruht auf der Tatsache, dass alle Deformationskomponenten synchron verlaufen. Dies bedeutet, dass es ausreicht, nur eine der Komponenten zu messen, beispielsweise die radiale Komponente. Dies ist unabhängig von der Symmetrie der Bewegung der Fall. Wenn nun ein Parameter gemessen wird, der quadratisch mit einer Deformationskomponente zusammenhängt, wie beispielsweise das Volumen des Myokards, dann stimmen die Positionen der zeitlichen Mittelwerte mit den Positionen der Deformationsmittelwerte nur gut überein, wenn die Bewegung relativ zu diesem Zeitpunkt annähernd symmetrisch ist. Zusätzlich gilt jedoch, dass die Deformation ungefähr linear zur Volumenänderung verläuft. Zwischen der Information der Konturlänge und der Deformation gibt es einen Versatz, denn die Verzerrung ist im Mittel 0, d.h. bei Verzerrung 0 ist die Konturlänge > 0 und das Volumen > 0. Bei mittleren Verzerrungswerten hat das Myokard das Volumen V. Bei maximalem Deformationswert hat er das Volumen V – v, bei der minimalen Deformation den Wert V + v. Da nun v viel kleiner als V ist, ist die Beziehung im angenommenen Verformungswertebereich annähernd linear.
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Bezug nehmend wiederum auf 3 folgt in Schritt S247 die lineare Interpolation, wodurch sich der erste Messzeitpunkt T1 ergibt. Dieser Messzeitpunkt T1 kann dann für die Diffusionskodierung bei den Diffusionsmessungen verwendet werden.
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Weiterhin erfolgt in Schritt S248 die Identifizierung des letzten Parameterwertes innerhalb der Zeitspanne 60, nämlich des Parameterwertes zum Zeitpunkt XN. Dies ist der letzte Parameterwert, der kleiner als der Mittelwert ist, sodass der darauf folgende Parameterwert XN+1, der ein interpolierter Wert sein kann, größer als der Mittelwert ist. Wiederum kann durch lineare Interpolation zwischen XN und XN+1, den zweiten Zeitpunkten, der zweite Messzeitpunkt T2 identifiziert werden, an dem die Kodierung für die Diffusionsmessungen durchgeführt werden kann. Die Interpolation in Schritt S249 führt somit zum zweiten Messzeitpunkt T2.
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Wenn die Bewegung des Myokards relativ zum Mittelwert symmetrisch zum Mittelwert ist, können die Messzeitpunkte T1 oder T2 bestimmt werden, wenn nur die radiale Deformationskomponente verwendet wird. Die radiale Verschiebung der inneren Myokardwand ist, wie oben erläutert, proportional zur Blutvolumenänderung innerhalb dieser Schicht. Von Interesse für die Diffusion ist jedoch die radiale Deformation des Myokardgewebes zwischen der inneren und äußeren Myokardwand, d.h. zwischen der endokardialen und der epikardialen Kontur. Da die radiale Verschiebung der inneren oder äußeren Wand, wie in 4 und 5 gezeigt, im Wesentlichen die gleichen Messzeitpunkte wie T1 oder T2 ergeben, so gilt dies auch für das Gewebe innerhalb dieser Grenzen. Folglich ist der zeitliche Verlauf des Blutvolumens ein gutes Maß für die Messzeitpunkte oder Sweet Spots.
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Wie in den 4 und 5 zu erkennen ist, sind die bestimmten Mittelwerte für verschiedene Kurzachspositionen sehr ähnlich. Dies bedeutet, dass es nicht notwendig ist, den Mittelwert bzw. die Mittelwerte für jede Schicht einer Zeitvolumenkurve des Blutvolumens separat zu bestimmen. Es ist vielmehr möglich, eine einzige globale Zeit-Volumenkurve, nämlich eine der in 4 oder 5 gezeigten Kurven, zu verwenden, um die Sweet Spots zu bestimmen.
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Die vorliegende Erfindung beschleunigt die Präparationsphase für Diffusionsmessungen im Herzen. Es sind keine zusätzlichen Messungen notwendig. Es muss keine Deformationsberechnung durchgeführt werden. Weiterhin, da die Messzeitpunkte wie die Zeitpunkte T1 und T2 automatisch bestimmt werden können, ist eine manuelle Anpassung in den Diffusionsmessungen für das Schalten der Diffusionsgradienten nicht notwendig. Die so erzeugten Sweet-Spot-Werte können nun automatisch für die Diffusionsmessungen verwendet werden, beispielsweise bei DTST-Messungen (double triggered stimulated echo preparation), beispielsweise mit Verwendung einer Applikation, die es erlaubt, die während einer Untersuchung generierten Informationen auf nachfolgende MR-Messungen zu übertragen. Eine Anwenderinteraktion zur Planung der Messung ist hier nicht notwendig. Die Ergebnisse der oben genannten Analyse, d.h. die Bestimmung der Sweet-Spot-Positionen können wie folgt verwendet werden: Eine Möglichkeit besteht darin, am Ende der Aufnahme der mehreren MR-Bilder, d.h. der Cine-Messungen, der Bedienperson der Anlage die Sweet-Spot-Werte zu präsentieren, beispielsweise in Form einer Tabelle und eventuell mit Alternativen basierend auf den Auswertealternativen, wie das Blutvolumen über Konturlänge bzw. Volumenwert über verschiedene Schichten. Die Werte können auch zusammen mit Qualitätsinformationen wie beispielsweise mit Fehlerbalken, die aus den unterschiedlich gewonnenen Werten geschätzt werden, dargestellt werden, oder mit den Zwischenergebnissen der Auswertung, wie Konturen und Kurven. Es ist auch möglich, die während einer Untersuchung generierten Informationen auf nachfolgende Messschritte zu übertragen. So können beispielsweise durch Analyse von Übersichtsbildern gefundene Schichtpositionen und Orientierungen automatisch auf die nachfolgenden klinischen Messungen übertragen werden. Bei Diffusionsmessungen muss der Sweet-Spot-Parameter in der MR-Anlage hinterlegt werden und das Diffusionsmessprotokoll muss so konfiguriert werden, dass diese Information vor dem Start bzw. der Planung automatisch geladen wird. Im Anwendungsprotokoll können dann Benutzerinteraktionen zur Auswahl zwischen beispielsweise T1 und T2 oder die Entscheidung zwischen Alternativen angeboten werden, falls die Auswahl nicht vorher automatisch getroffen worden ist. Weiterhin können die bestimmten Messzeitpunkte T1 oder T2 verwendet werden. Je größer beispielsweise die Steigung der Parameterkurve im Messzeitpunkt ist, desto stärker wirkt sich ein Fehler in der Sweet-Spot-Bestimmung auf die Diffusionsmessung aus. Unter der Annahme, dass T1 und T2 mit der gleichen Genauigkeit bestimmt werden, ist der Sweet Spot mit der kleineren Steigung vorteilhaft.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- In vivo measurement of water diffusion in the human heart. Edelman RR, Gaa J, Wedeen VJ, Loh E, Hare JM, Prasad P, Li W., Magn Reson Med. 1994 Sep; 32(3): 423–8 [0003]
- Cardiac diffusion tensor MRI in vivo without strain correction. Tseng WY, Reese TG, Weisskoff RM, Wedeen VJ., Magn Reson Med. 1999 Aug; 42(2): 393–403 [0003]
- In vivo diffusion tensor MRI of the human heart: reproducibility of breath-hold and navigator-based approaches. Nielles-Vallespin S, Mekkaoui C, Gatehouse P, Reese TG, Keegan J, Ferreira PF, Collins S, Speier P, Feiweier T, de Silva R, Jackowski MP, Pennell DJ, Sosnovik DE, Firmin D., Magn Reson Med. 2013 Aug; 70(2): 454–65 [0003]
- Reproducibility of in-vivo diffusion tensor cardiovascular magnetic resonance in hypertrophic cardiomyopathy, Laura-Ann McGill, Tevfik F Ismail, Sonia Nielles-Vallespin, Pedro Ferreira, Andrew D Scott, Michael Roughton, Philip J Kilner, S Yen Ho, Karen P McCarthy, Peter D Gatehouse, Ranil de Silva, Peter Speier, Thorsten Feiweier, Choukkri Mekkaoui, David E Sosnovik, Sanjay K Prasad, David N Firmin and Dudley J Pennell, Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 2012, 14:86 [0003]
- Low b-value diffusion-weighted cardiac magnetic resonance imaging: initial results in humans using an optimal time-window imaging approach. Rapacchi S, Wen H, Viallon M, Grenier D, Kellman P, Croisille P, Pai VM., Invest Radiol. 2011 Dec; 46(12): 751 [0003]
- Imaging myocardial fiber architecture in vivo with magnetic resonance. Reese TG, Weisskoff RM, Smith RN, Rosen BR, Dinsmore RE, Wedeen VJ. Magn Reson Med. 1995 Dec; 34(6): 786–91. [0007]
