DE102008046267A1

DE102008046267A1 - Verzeichniskorrektur bei kontinuierlicher Tischbewegung

Info

Publication number: DE102008046267A1
Application number: DE102008046267A
Authority: DE
Inventors: Alto Stemmer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2008-09-08
Filing date: 2008-09-08
Publication date: 2010-04-08
Anticipated expiration: 2028-09-09
Also published as: CN101672905B; DE102008046267B4; US20100079141A1; CN101672905A; US8294462B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verminderung und Korrektur von Verzeichnungen, die bei der Erstellung von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts, das auf einem Tisch angeordnet ist, der während der Erstellung von MR-Bildern kontinuierlich durch die MR-Anlage gefahren wird, auftreten und deren Ursache die Aufnahme von MR-Daten eines Bildes an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, mit den folgenden Schritten: - Aufnehmen von MR-Rohdaten mit radialer Aufnahme des k-Raums in mehreren Segmenten, - Bestimmen eines Überschneidungsbereichs im k-Raum-Zentrum, der von mehreren Segmenten bei der Aufnahme der Rohdaten abgedeckt wird, und - Berechnen der Verzeichnungen auf Grundlage des Überschneidungsbereichs von zumindest zwei verschiedenen Segmenten.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verminderung und Korrektur von Bildverzeichnungen, die bei der Erstellung von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts auftreten, das auf einem Tisch angeordnet ist, der während der Erstellung der MR-Bilder kontinuierlich durch die MR-Anlage gefahren wird, wobei die Ursache der Verzeichnungen die Aufnahme von MR-Daten eines Bildes an verschieden Positionen innerhalb der MR-Anlage ist. Die Erfindung findet insbesondere, jedoch nicht ausschließlich, Anwendung bei der Korrektur von Nichtlinearitäten der Gradientenfelder, die während der Bilderzeugung zusätzlich zum Hauptmagnetfeld B₀ geschaltet werden. In den beschriebenen Ausführungsformen wird die Erfindung in einer axialen Mehrschichtmessung mit Tischvorschub parallel zur Schichtnormale angewendet. Das Verfahren ist aber nicht auf diese Anwendung beschränkt.
Bei der Magnetresonanztomographie (MRT) wird ein idealerweise lineares Gradientenfeld dem idealerweise uniformen statischen Magnetfeld überlagert, um die Position der Protonen mit Hilfe der linearen räumlichen Änderung ihrer Präzisionsfrequenz detektieren zu können. Bei der Bildrekonstruktion aus den aufgenommenen Rohdaten wird nun davon ausgegangen, dass das gesamte Feld bestehend aus dem statischen Magnetfeld und den Gradientenfeldern linear variiert. Jede Abweichung von dieser linearen Änderung führt zu einer falschen Lokalisierung des Protons im MR-Bild. Bei MRT-Aufnahmen mit fester Tischposition manifestieren sich die Lokalisierungsfehler in Verzerrungsartefakten („pixel shifts”) und lokalen Intensitätsschwankungen. Die Ursachen für die Nichthomogenität des statischen Feldes oder die Nichtlinearität des Gradientenfeldes können beispielsweise Systemungenauigkeiten, Wirbelströme, lokale Abschirmungen der Protonen (so genannten Chemical-Shift-Artefakte) oder Suszeptibilitätseffekte an Gewebegrenzen sein. Üblicherweise hängt die Linearität des gesamten Magnetfelds von der Position innerhalb der MR-Anlage ab. Innerhalb eines kugelförmigen oder zylinderförmigen Bereiches um das so genannte Isozentrum des Magneten ist das Hauptmagnetfeld B₀ im Wesentlichen konstant und das Gradientenfeld im Wesentlichen linear.
Ein bekanntes Verfahren zur Abdeckung größerer Untersuchungsbereiche ist es, die Schichten der aufzunehmenden MR-Bilder in mehrere Gruppen von benachbarten Schichten einzuteilen, den Tisch, auf dem das Untersuchungsobjekt angeordnet ist, schrittweise derart durch die MR-Anlage zu fahren, dass das Zentrum einer Gruppe jeweils im Isozentrum des Magneten zum stehen kommt und von dieser Gruppe MR-Rohdaten bei stehendem Tisch aufzunehmen. Die einzelnen Gruppen werden also mit verschiedenen Tischpositionen aufgenommen. Der Hauptnachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass benachbarte Schichten, die verschiedenen Gruppen zugeordnet sind, an gegenüberliegenden Enden des Isozentrums aufgenommen werden. Durch die nicht verhinderbaren Inhomogenitäten und Nichtlinearitäten ergeben sich in den zusammengesetzten Bildern an den Rändern Diskontinuitäten, was die Diagnose erschwert.
Weiterhin ist es bekannt, MR-Bilder bei kontinuierlich durch die MR-Anlage fahrendem Tisch aufzunehmen. Diese Technik liefert gute Ergebnisse, d. h. Bilder, wenn die Bilder mit der so genannten Single-Shot-Technik aufgenommen werden, bei der mit einer einzigen Anregung der Magnetisierung in sehr kurzer Zeit der gesamte Rohdatenraum (k-Raum) aufgenommen wird. Wenn der kontinuierliche Tischvorschub in Verbindung mit anderen Bildgebungssequenzen verwendet wird, bei denen der k-Raum nicht nach einer einzigen Anregung ausgelesen wird, wie beispielsweise bei schnellen Spinecho- oder Gradientenechosequenzen, so werden notwendigerweise die Daten bei verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage aufgenommen, wobei diese unterschiedlichen Positionen verschiedene Inhomogenitäten und Nichtlinearitäten haben. Dies kann im Bild zu Artefakten wie Geisterbildung oder einer Verschmierung führen, wobei die Artefakte umso größer sind, je größer die Tischgeschwindigkeit ist.
Die Druckschrift US 4,591,789 beschreibt ein Verfahren zur Korrektur von Nichtlinearitäten der Gradientenspule. Die Druckschrift US 6,967,479 verallgemeinert dieses Verfahren für eine Messung mit kontinuierlicher Tischbewegung. Beiden Verfahren ist gemeinsam, dass die Korrekturfaktoren (also die Abweichung von der Linearität an einer bestimmten Position innerhalb der MR-Anlage) vor der Messung bekannt sein muss. Ferner wird die Berechnung der Korrekturfaktoren in US 4,591,789 nur für eine bestimmte Bauform der Gradientenspule ausgeführt. Die Ausführungsform von US 6,967,479 beschränkt sich auf eine Messung mit kontinuierlicher Tischbewegung, bei der die Frequenzkodierung bei der Bildakquisition in Bewegungsrichtung des Tisches verläuft.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, bei der Erstellung von MR-Bildern mit kontinuierlicher Tischbewegung Bildartefakte in Folge der Aufnahme von MR-Daten an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage ohne Vorwissen und ohne Einschränkung an die verwendete Hardware zu reduzieren.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung betrifft diese ein Verfahren zur Korrektur von Verzeichnungen, die bei der Erstellung von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts, das auf einem kontinuierlich durch die MR-Anlage gefahrenen Tisch angeordnet ist, auftreten, und deren Ursache die Aufnahme von MR-Daten eines Bildes an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, wobei gemäß einem Schritt des Verfahrens die MR-Rohdaten mit einer radialen k-Raum-Trajektorie in mehreren Segmenten aufgenommen werden. Durch die radiale Aufnahmetechnik ergibt sich im k-Raum-Zentrum ein nicht punktförmiger Überschneidungsbereich, der von mehreren Segmenten abge deckt wird, wobei mit Hilfe des Überschneidungsbereichs bzw. mit Hilfe der im Überschneidungsbereich aufgenommenen Rohdaten von zumindest zwei verschiedenen Segmenten auf die Verzeichnung des einen Segments relativ zu dem anderen Segment geschlossen werden kann. Die Rohdaten im Überschneidungsbereich werden an verschiedenen Positionen entlang der Bewegungsrichtung des Tisches (der z-Achse) aufgenommen. Durch einen Vergleich der Daten im Überschneidungsbereich können die Verzeichnungen, deren Ursache z. B. eine Nichtlinearität der Gradientenspule ist, bestimmt werden und anschließend bei der Bildrekonstruktion berücksichtigt werden.
Vorzugsweise werden hierfür ein Referenzsegment und ein weiteres Segment bestimmt, wobei die Überschneidungsbereiche des zumindest einen weiteren Segments und des Referenzsegments miteinander verglichen werden, um aus dem Vergleich auf die Verzeichnung des weiteren Segments relativ zum Referenzsegment zu schließen.
Hierbei wird vorzugsweise zunächst das zumindest eine weitere Segment parallel zu dem Referenzsegment ausgerichtet, um die beiden Überschneidungsbereiche vergleichen zu können, wobei aus dem Vergleich ein Korrekturmaß (z. B. ein affines Korrekturmaß) berechnet werden kann, mit dem das zumindest eine weitere Segment korrigiert wird. Da bei der radialen Aufnahmetechnik in Segmenten die verschiedenen Segmente bei verschiedenen Winkeln aufgenommen werden, kann das weitere Segment mit dem Referenzsegment besonders einfach verglichen werden, wenn zuvor die Rotation um das k-Raum-Zentrum des weiteren Segments relativ zum Referenzsegment rückgängig gemacht wurde.
Der Vergleich der Überschneidungsbereiche des Referenzsegments und des zumindest einen weiteren Segments kann im k-Raum oder im Bildraum erfolgen. In einer Ausführungsform der Erfindung erfolgt der Vergleich im Bildraum. Dazu werden die Rohdaten der beiden Segmente zunächst mit einer Filterfunktion multipliziert. Die Filterfunktion wird dabei derart ge wählt, dass Datenpunkte außerhalb des Überschneidungsbereiches mit Null multipliziert werden. Anschließend werden die gefilterten Daten der beiden Segmente mit Hilfe einer Fourier-Transformation in den Bildraum transformiert zur Erstellung eines gefilterten Referenzbilds und des zumindest einen weiteren gefilterten Bilds. Im Folgenden werden die derart erzeugten Bilder „gefilterte Bilder” genannt, da sie auf Grundlage von Rohdaten erstellt werden, die im k-Raum tiefpassgefiltert wurden, um den Datenbereich im k-Raum zu extrahieren, der im Überschneidungsbereich liegt. In dem speziellen Fall von rechteckförmigen k-Raum-Segmenten, deren kurze Kantenlänge L beträgt, wird der Überschneidungsbereich von einem Kreis mit dem Durchmesser L um das k-Raum-Zentrum eingeschlossen.
In einer Ausführungsform wird angenommen, dass die Unvollkommenheit jeder realen MR-Anlage zu einer Vergrößerung oder Verkleinerung des Bildes führt, das aus den Daten eines Segments berechnet wird. Es wird also angenommen, dass das aus den realen Daten eines Segments berechnete Bild bis auf einen Skalierungsfaktor dem idealen Bild entspricht, das aus den Daten eines entsprechenden Segments berechnet wird, das mit einer fiktiven MR-Anlage mit homogenen B₀-Feld und linearen Gradientensystem akquiriert wurde. In diesem Fall ist das Korrekturmaß ein Skalierungsfaktor, wobei angenommen wird, dass das Bild I_j(x, y), das von den Daten eines Segments mit dem Index j berechnet wird, eine skalierte Replik des idealen Bildes I_j,ideal(x, y) ist, das mit einem virtuellen perfekten System erstellt wurde. Ij,ideal(x, y) = Ij(ajx, ajy), 1 ≤ j ≤ NB, (1)wobei N_B die Anzahl der Segmente pro Bild ist. Dieser a priori unbekannte Skalierungsfaktor a_j hängt von der z-Position in der MR-Anlage ab, an der das Segment j aufgenommen wurde, wobei davon ausgegangen wird, dass der Verfahrweg der Liege während der Aufnahme eines Segments klein ist gegenüber dem Verfahrweg des Tisches während der gesamten Aufnahmezeit ei nes Bildes. Ist nun der Skalierungsfaktor a_j für alle Bilder bekannt, d. h. ist für jedes Segment das Korrekturmaß bekannt, so kann jedes Segment mit dem für dieses Segment berechneten Korrekturmaß korrigiert werden und es können MR-Bilder auf Grundlage dieser korrigierten Segmente berechnet werden, in denen die Verzerrungen in Folge der Aufnahme an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage stark reduziert sind.
Die Daten im Überschneidungsbereich der Segmente werden mit jedem Segment, also Nb mal, akquiriert. Vernachlässigt man zunächst Bewegungen des Untersuchungsobjektes oder physiologische Vorgänge zwischen der Aufnahme von verschieden Segmenten, so unterscheiden sich Bilder, die aus den Daten im Überscheidungsbereich jeweils eines Segments berechnet werden, nur durch die genannte Skalierung (und die bekannte Rotation der Segmente zueinander). Aus dem Vergleich jeweils zwei dieser Bilder kann also auf die relative Skalierung der zugehörigen Segmente geschlossen werden. Vorzugsweise wählt man ein Referenzsegment, mit dem man die verbleibenden Nb – 1 Segmente paarweise vergleicht. Vorzugsweise wählt man als Referenzsegment das Segment, das während der Aufnahme eine z-Position aufweist, die den geringsten z-Abstand zu dem Isozentrum des Gradientensystems der MR-Anlage hat. Von diesem erwartet man, dass es dem oben erwähnten idealen (aber nicht verfügbaren) Segment am nächsten kommt. Der Skalierungsfaktor des Referenzsegmentes kann deshalb zu eins gesetzt werden.
Vorzugsweise wird der Skalierungsfaktor eines Segments mit einem Suchalgorithmus aus einer Menge von Skalierungsfaktoren, dem sogenannten Suchbereich (engl. search space), bestimmt. Dazu wird in einem schrittweisen oder iterativen Verfahren jeweils ein Skalierungsfaktor aus dem Suchbereich ausgewählt und das gefilterte Bild des Segments durch eine Interpolation mit dem Skalierungsfaktor skaliert. Anschließend wird beispielsweise ein Korrelationsmaß zwischen dem mit dem Skalierungsfaktor skalierten Bild und dem gefilterten Bild des Referenzsegmentes berechnet. Der Skalierungsfaktor aus dem Suchbereich der bei der Suche das Korrelationsmaß maxi miert wird gleich dem gesuchten Skalierungsfaktor des weiteren Segments gesetzt. Diese Suche wird vorzugsweise für alle weiteren Segmente durchgeführt.
In der bisher dargestellten Ausführungsform wurde ein einziges Korrekturmaß pro Segment bestimmt. Nimmt man an, dass die Nichtlinearität der Gradientenspule die wesentlichen Ursache der Verzeichnungen ist und nimmt man weiter an, dass die Schichtorientierung axial und der Verfahrweg der Liege in z-Richtung erfolgt (also parallel zur Bildnormale ist), bedeutet diese Annahme, dass lediglich die Nichtlinearität der Gradientenspule G_z korrigiert wird. Nichtlinearitäten der Gradientenspulen G_x und G_y führen unter den genannten Annahmen zu Verzeichnungen in der Bildebene. Diese können in einer anderen Ausführungsform zumindest teilweise korrigiert werden. Dazu wird die Bildebene des gefilterten Bildes eines Segments in verschiedene Bereiche eingeteilt und für die verschiedenen Bereiche des Bildes jeweils ein Skalierungsfaktor berechnet. Wird der Skalierungsfaktor im Bildbereich berechnet, könnte das Bild beispielsweise in mehrere konzentrische Ringe um das gemeinsame Isozentrum der Gradientenspulen G_x und G_y aufgeteilt werden. Der bestimmte Skalierungsfaktor ist nunmehr eine Funktion des Segmentindex und des Bildbereiches. Um Diskontinuitäten des korrigierten Bildes an den Bereichsgrenzen zu verhindern, wird bei der Korrektur eines bestimmten Bildpunkts des Segments ein Skalierungsfaktor verwendetet, der beispielsweise eine Linearkombination des Skalierungsfaktors, der für den Bildbereich bestimmt wurde, zu dem der Bildpunkt gehört, und dem Skalierungsfaktor, der für einen benachbarten Bildbereich bestimmt wurde, ist.
Zusätzlich zu den Verzeichnungen, deren Ursache die Datenakquisition an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, kann aus den Daten im Überschneidungsbereich im k-Raum eine Bewegung des Untersuchungsobjekts, die zwischen der Aufnahme der verschiedenen Segmente auftritt, bestimmt werden. Beispielsweise können neben dem Skalierungsfaktor eine Rotation und eine zweidimensionale Translation bestimmt werden.
Wie noch gezeigt werden wird ist es hierbei vorteilhaft, die Detektion im k-Raum durchzuführen, da dort die Skalierung und Rotation getrennt von der Translation bestimmt werden können.
Weiterhin ist die Verwendung des Verfahrens unter der Benutzung von mehreren Empfangsspulen möglich, wobei die verschiedenen Spulen üblicherweise ein sehr geringes sensitives Volumen haben. In einer Ausführungsform kann ein individueller Skalierungsfaktor für jedes Segment und für jeden Empfangskanal der MR-Signal-Detektionseinheit bestimmt werden. Der berechnete Skalierungsfaktor eines Empfangskanals wird dann beispielsweise von der Nichtlinearität der Gradientenspulen im Empfindlichkeitsbereich des Empfangskanals abhängen. Die Bestimmung von verschieden Skalierungsfaktoren für verschiedene Empfangskanäle ist also eine weitere Methode, um Nichtlinearitäten der Gradientenspule in der Bildebene zu berücksichtigen. Die Segmentdaten eines Empfangskanals werden dabei mit ihrem individuellen Skalierungsfaktor vor der Kombination der einzelnen Empfangskanäle korrigiert.
Eine radiale Aufnahmetechnik des k-Raums ist unter dem Namen PROPELLER-Technik/BLADE-Technik bekannt. Bei dieser wird unter anderem eine Phasenkorrektur der einzelnen Segmente durchgeführt. In einer bevorzugten Ausführungsform wird diese Phasenkorrektur vor der Bestimmung und Korrektur der Verzeichnungen durchgeführt.
Zur Reduzierung des Rechenaufwandes kann bei der Maximumsuche des Korrelationsmaßes ein Iterationsverfahren verwendet werden. Beispielsweise wird in einem ersten Iterationsschritt mit einer groben Schrittweise der Suchbereich gescannt. In jedem weiteren Iterationsschritt wird die Schrittweite gegenüber dem vorangegangenen Iterationsschritt verfeinert und der Suchbereich um die lokalen Maxima der früheren Iterationsschritte eingeschränkt. Ein solcher „coarse to fine search” reduziert den numerischen Aufwand gegenüber einer erschöpfenden Suche des gesamten Suchbereiches erheblich.
Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zur Aufnahme von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts, das auf einem Tisch angeordnet ist, der während der Erstellung der MR-Bilder kontinuierlich durch die MR-Anlage gefahren wird, wobei die MR-Bilder mit der PROPELLER-Technik aufgenommen werden, d. h. der k-Raum wird in Segmenten aufgenommen, die jeweils durch das k-Raum-Zentrum führen, wobei jedes Segment mehrere parallele Phasenkodierschritte besteht. Die einzelnen Segmente sind um das k-Raum-Zentrum gegeneinander rotiert. Aus der Kombination der PROPELLER-Technik mit einem kontinuierlichen Tischvorschub ergeben sich gegenüber der Kombination einer konventionellen Akquisitionstechnik mit einem kontinuierlichen Tischvorschub erhebliche Vorteile. Bei der Multi-shot Turbo-Spin-Echo-Bildgebung werden beispielsweise nach einem einzigen Anregungspuls mehrere Echos in kurzem zeitlichem Abstand erzeugt. Jedes Echo kodiert eine Phasenkodierzeile im k-Raum. Bei der konventionellen kartesischen Bildgebung kodiert man mit einem Echo-Zug (ein Echo-Zug umfasst alle Echos, die nach einem Anregungspuls erzeugt werden) im Allgemeinen keinen zusammenhängenden Bereich im k-Raum. Vielmehr wählt man ein verschachteltes (engl. interleaved) Akquisitionsschema, bei dem entsprechende Echos verschiedener Echo-Züge benachbarte Zeilen im k-Raum kodieren. Der Grund ist der unvermeidliche T2-induzierte Amplitudezerfall entlang des Echo-Zuges. Der zeitliche Abstand zwischen Echo-Zügen (bei T2-gewichteter Bildgebung zwischen 2000 ms und 20000 ms) ist nun um Größenordungen länger als der zeitliche Abstand zweier aufeinanderfolgender Echos innerhalb eines Echo-Zuges (4–20 ms). Bei kontinuierlicher Tischbewegung entlang der z-Achse der MR-Anlage während der Aufnahme besteht nun ein linearer Zusammenhang zwischen der Zeit, die zwischen der Aufnahme zweier k-Raum-Zeilen vergeht, und dem räumlichen Abstand der Positionen innerhalb der MR-Anlage, an denen die k-Raum-Zeilen akquiriert werden. Je größer der zeitliche Abstand desto größer der Verfahrweg der Patientenliege und desto größer sind im Allgemeinen die Inkonsistenzen, deren Ursache in der Imperfektion der realen MR-Anlage liegen (z. B. Nichtlinearitäten der Gradientenspule). Bei dem verschachtelten Akquisitionsschema der konventionellen T2-Bildgebung führen diese nun zu einer periodischen Modulation des k-Raums. Diese führen wiederum zu mehreren Geistern im Bildraum. Bei der PROPELLER-Bildgebung füllt man dagegen mit einem Echo-Zug ein zusammenhängendes Segment im k-Raum. Verschiedene Echo-Züge füllen verschiedene Segmente, die alle das k-Raum-Zentrum enthalten und gegeneinander rotiert sind. Bei kontinuierlicher Tischbewegung führen die Imperfektionen der MR-Anlage in erster Linie zu Inkonsistenzen zwischen den Segmenten. Die Inkonsistenzen zwischen den Zeilen eines Segments sind dagegen klein und variieren kontinuierlich entlang der Phasenkodierrichtung des Segments. Die Inkonsistenzen zwischen den Segmenten führen, sofern sie nicht korrigiert werden, im Bildraum zu einem „Verschmieren” (engl. blurring) und damit zu einem Auflösungsverlust. Dieser erschwert aber die Diagnose im Allgemeinen weit weniger als die Geister in der konventionellen Bildgebung.
Die Erfindung betrifft weiterhin eine Vorrichtung zur Korrektur von Verzeichnungen, deren Ursache die Datenaufnahme an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage ist. Die MR-Anlage ist mit einer Pulssequenzsteuereinheit zum Aufnehmen der MR-Rohdaten mit der radialen Aufnahmetechnik des k-Raums in mehreren Segmenten ausgestattet und mit einem Bildrechner zum Bestimmen eines Überschneidungsbereichs im k-Raum-Zentrum, der von mehreren Segmenten bei der Aufnahme von Rohdaten abgedeckt wird, wobei auf Grundlage des Überschneidungsbereichs der Bildrechner Korrekturmasse berechnet. Die Vorrichtung und insbesondere der Bildrechner arbeitet wie oben im Detail genauer beschrieben.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigen:
1 schematisch eine MR-Anlage, bei der eine Korrektur der Verzeichnungen deren Ursache die Datenaufnahme an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage möglich ist,
2 die Abdeckung des k-Raums in verschiedenen Segmenten bei der PROPELLER-Technik,
3 ein Flussdiagramm zur Erstellung von MR-Bildern mit der PROPELLER-Technik und der Korrektur von Verzeichnungen,
4 ein Flussdiagramm mit den Schritten zur Korrektur der anlagebedingten Verzeichnungen,
5 MR-Bilder eines Phantoms mit und ohne Korrektur der Verzeichnungen,
6 einen Graph, der den mit dem Verfahren berechneten Skalierungsfaktor in Abhängigkeit von dem Segmentindex zeigt, und
7 einen Graph, der das Korrelationsmaß in Abhängigkeit des Skalierungsfaktor zeigt.
In 1 ist schematisch eine MR-Anlage gezeigt, mit der die Verzeichnungen korrigiert werden können. Eine auf einem Tisch 10 angeordnete Untersuchungsperson 11 wird in das Isozentrum 12 des Magneten 13 gefahren. Zur Aufnahme von MR-Bildern werden MR-Rohdaten von der Untersuchungsperson 11 aufgenommen, während diese auf dem Tisch 10 liegend kontinuierlich durch den Magneten 13 bzw. das Isozentrum 12 gefahren wird. Die für die Signaldetektion verwendete Spule oder die verwendeten Spulen sind in 1 nicht dargestellt. Das Isozentrum ist der Mittelpunkt des Magneten 13. Durch unvermeidbare Variationen des B₀-Feldes, durch Wirbelströme oder lokale Abschirmungen und Suszeptibilitätseffekte treten dennoch Abweichungen von der Homogenität des B₀-Feldes und Nichtlinearitäten des Gradientenfeldes auf, die bei kontinuierlicher Bewegung des Tischs 10 während der Messung zu Artefakten im Bild führen. Das MR-System ist mit einer zentralen Steuereinheit 15 verbunden, welche zur Steuerung der Bilderzeugung verwendet wird. Die zentrale Steuereinheit weist eine Pulssequenzsteuerung 16 auf, mit der die Abfolge der Schaltung der HF-Pulse und der Gradienten während der Signalaufnahme gesteuert wird. Die Tatsache, wie durch Einstrahlen von HF-Pulsen und das Schalten von Magnetfeldgradienten in drei unterschiedlichen Raumrichtungen und der Signalauslese MR-Bilder erzeugt werden können, ist dem Fachmann geläufig und wird in der vorliegenden Erfindung nicht näher beschrieben. Weiterhin ist ein Bildrechner 17 vorgesehen, der aus den detektierten Rohdaten ein MR-Bild erzeugt. Weiterhin sind eine Speichereinheit 18 und eine Anzeige 19 mit einer Bedieneinheit 20 vorgesehen zur Anzeige der erzeugten MR-Bilder bzw. zur Steuerung der Anlage durch eine Bedienperson. Mit einer zentralen Recheneinheit 21, die beispielsweise ein Prozessor sein kann, werden die verschiedenen Einheiten 16–20 gesteuert. Die Korrektur der Verzeichnungen, welche durch die Inhomogenität des B₀-Feldes und die Nichtlinearität der Gradienten auftreten sowie die Berechnung der Korrekturmaße erfolgt in der Regel mit Hilfe des Bildrechners 17. Wie nachfolgend im weiteren Verlauf erklärt wird, können die Verzeichnungen begründet sein durch eine Nichtlinearität des Gradientenfelds, jedoch können die Verzeichnungen jede andere Ursache haben, wobei eine Kenntnis über die Ursache der Verzeichnungen bei der vorliegenden Erfindung nicht notwendig ist.
In 2 ist beispielhaft die Aufnahme des k-Raums mit einer PROPELLER/BlADE-Technik gezeigt, die in der vorliegenden Erfindung zur Erzeugung der MR-Bilder verwendet werden kann. Der Rohdaten- oder k-Raum wird mit einer radial symmetrischen Aufnahmetechnik in verschiedenen Segmenten 22 aufgenommen, im dargestellten Fall in insgesamt 9 verschiedenen Segmenten, wobei jedes Segment L Phasenkodierschritte hat, im vorliegenden Fall 15. Die Signalauslese erfolgt jeweils über die Länge M. Die einzelnen Segmente 22 werden rotiert, derart, dass einkreisförmiger Bereich des k-Raums durch die Segmente abgedeckt wird. Durch die radiale Aufnahmetechnik mit mehreren Segmenten 22 wird im Inneren ein Überschneidungsbereich 24 gebildet, wobei dieser Überschneidungsbereich, der ebenfalls kreisförmig ist, durch den Bereich gebildet wird, der bei der Aufnahme der verschiedenen Segmente von jedem Segment gemes sen wird. Die in 2 dargestellten Segmente dienen zur Rekonstruktion eines MR-Bildes (bzw. einer Schicht) des Untersuchungsobjektes, wobei jedes Segment wegen der kontinuierliche Bewegung des Tischs an einer anderen Position innerhalb des MR-Magneten gemessen wird. Die Messung an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage führen zu Inkonsistenzen zwischen verschiedenen Segmenten und, sofern diese nicht korrigiert werden, zu Verzeichnungen der erstellten MR-Bilder. Durch Vergleich der MR-Daten innerhalb des Überschneidungsbereichs 24 können nun die Verzeichnungen berechnet werden und somit anschließend bei der Bildrekonstruktion berücksichtigt werden, um die Verzeichnungen im erstellten MR-Bild zu reduzieren.
In 3 sind schematisch die Schritte dargestellt, die zur Rekonstruktion eines MR-Bilds ausgehend von dem in 2 gezeigten Aufnahmeschema verwendet werden können. Nach der Aufnahme der Rohdaten der einzelnen Segmente 22 in Schritt 31 erfolgt optional eine parallele Bildrekonstruktion in Schritt 32, die beispielsweise in der US 2008/0129289 A1 beschrieben ist. Anschließend kann in Schritt 33 eine Phasenkorrektur durchgeführt werden, die näher in „Motion Correction with PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging" von James G. Pipe in Magnetic Resonance in Medicine 42: 963–969, 1999 beschrieben ist. Nachfolgend erfolgt in Schritt 34 eine Korrektur der Verzeichnungen, wie sie unter Bezugnahme auf die 4–7 näher erläutert werden wird. Wie aus der Abfolge der Schritte 33 und 34 zu erkennen ist, erfolgt die Phasenkorrektur vor der Korrektur der Verzeichnungen in Schritt 34. Da, wie im Zusammenhang mit 2 zu erkennen ist, die Daten im k-Raum-Zentrum mit einer größeren Dichte aufgenommen werden als außerhalb des k-Raum-Zentrums, muss in Schritt 35 eine Dichtekompensation vorgenommen werden. Um das finale Bild mit einer schnellen Fourier-Transformation berechnen zu können, müssen die Daten der einzelnen Segmente auf einem kartesischen Gitter interpoliert werden. Ein besonders genaues Interpolationsverfahren, bei dem die Daten eines Segments mit mehreren aufeinander-folgenden „shearing” Operationen rotiert werden, ist beispielsweise in der US-Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer 2006/0264735 beschrieben. Anschließend werden in Schritt 36 die korrigierten und rotierten Segmente überlagert und mit einer schnellen Fourier-Transformation in den Bildraum transformiert. Die so erhaltenen MR-Bilder können entweder dem Benutzer direkt angezeigt werden oder zuvor weiteren Bearbeitungsschritten unterworfen werden.
In 4 ist der Schritt 34 aus 3 näher dargestellt, mit dem die Verzeichnungen korrigiert werden können, wenn die MR-Rohdaten mit der PROPELLER-Technik bei kontinuierlicher Verschiebung der Liege aufgenommen werden. Bei der nachfolgend beschriebenen Ausführungsform wird davon ausgegangen, dass die Aufnahme der Segmente an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage zu einer Verzeichnung führen, derart, dass ein MR-Bild, das auf Grundlage der Daten eines Segments berechnet wird, entweder vergrößert oder verkleinert wird, so dass die Daten eines Segments bis auf einen Skalierungsfaktor mit den Daten eines unbekannten idealen Bilds übereinstimmen, wie oben in Gleichung (1) angegeben ist. Dieser Skalierungsfaktor hängt von der z-Position in der MR-Anlage, in der die Daten des Segments akquiriert wurden ab, d. h. von der Indexnummer des Segments. Wenn die Skalierungsfaktoren a_j für alle Segmente bekannt sind, kann ein MR-Bild berechnet werden, bei dem die Verzeichnungen reduziert sind. Dabei nummeriert Index j die Segmente. Ist die Gesamtzahl der Segmente N_B, so nimmt der Index Werte zwischen 1 und N_B an. Das Verfahren von 4 beginnt mit der Aufnahme der einzelnen Rohdaten eines Segments 22 (Schritt 41). S_j(k_x, k_y) sind die k-Raum-Daten eines Segments, wobei I_j(x, y) die diskrete Fourier-Transformation von S_j(k_x, k) ist. In einem Schritt 42 werden die erzeugten Rohdaten dupliziert, wobei eine erste Version der Daten gespeichert wird, um sie im weiteren Verlauf zur Bildberechnung zu verwenden, während die zweite Version der Daten zur Berechnung der Verzeichnungen verwendet wird.
In einem nicht gezeigten Schritt wird ein Segment als Referenzsegment ausgewählt, wobei der Skalierungsfaktor für dieses Referenzsegment beispielsweise auf 1 gesetzt wird. Es ist möglich, jedes beliebige Segment als Referenzsegment auszuwählen, jedoch ist es vorteilhaft, das Segment auszuwählen, das bei einer z-Position der Liege aufgenommen wurde, die den geringsten z-Abstand vom Isozentrum 12 hat. Um die Darstellung einfach zu halten, wird im nachfolgenden Beispiel davon ausgegangen, dass die Anzahl der Segmente N_B gerade ist und dass das Segment mit dem Segmentindex j = N_B/2 als Referenzsegment verwendet wird. Die Schritte 43–46 operieren ausschließlich mit der zweiten Version der Segmentdaten, auch wenn dies nicht explizit erwähnt wird. Ferner wird davon ausgegangen, dass die zweite Version des Referenzsegmentes die Schritte 43–45 bereits durchlaufen hat und das Ergebnis von Schritt 45 gespeichert wurde.
In einem Schritt 43 werden die k-Raum-Daten des Segments mit Index j relativ zu dem Referenzsegment ausgerichtet. Dies kann beispielsweise durch Rotation der Daten um das k-Raum-Zentrum mit dem Winkel
erfolgen. Hierbei ist α_j der bekannte Rotationswinkel des Segments mit dem Segmentindex j bei einer Aufnahme (beispielsweise α_j = (j – 1)·π/N_B) und
ist der bekannte Rotationswinkel des Referenzsegments (im Beispiel:
In einem Schritt 44 werden die k-Raum-Punkte mit einer Filterfunktion multipliziert. Diese Filterfunktion wird derart gewählt, dass Daten außerhalb des Überschneidungsbereich 24 mit Null multipliziert werden. Dies entspricht einer Tiefpassfilterung, die alle Frequenzen außerhalb des Bereichs 24 von 2 blockiert. Die Filterfunktion h(k_x, k_y) erfüllt also h(k_x, k_y) = 0, falls
Nach dieser Tiefpassfilterung liegen nun die beiden Rohdaten zueinander ausgerichtet im k-Raum vor. Diese könnten im k-Raum miteinander verglichen werden. Im vorliegenden Fall erfolgt der Vergleich der Rohdaten jedoch im Ortsraum, so dass in Schritt 45 die gefilterten Rohdaten fouriertransformiert werden, wobei I ~_j(x, y) das Bild darstellt, das von der rotierten und tiefpassgefilterten Rohdaten des Segments mit dem Index j berechnet wurde. Nach Schritt 45 liegen nun ein gefiltertes Frequenzbild und das zuvor gespeicherte gefilterte MR-Bild des Referenzsegmentes vor. Wegen der kontinuierlichen Tischbewegung wurden die beiden Bilder an unterschiedlichen Positionen innerhalb der MR-Anlage aufgenommen. In der hier dargestellten Ausführungsform wird nun angenommen, dass die Unterschiede der beiden Bilder ausschließlich auf die Imperfektion der verwendeten MR-Anlage zurückzuführen sind. Ferner wird angenommen, dass sich diese Bilder nur durch einen Skalierungsfaktor unterscheiden. Dieser wird nun in Schritt 46 bestimmt. Dazu wird ein Skalierungsfaktor an aus einem Suchbereich ausgewählt und durch Interpolation eine um an vergrößertes bzw. verkleinertes Replik von I ~_j(x, y) berechnet
Dieses wird mit dem gefilterten Referenzbild verglichen. Der Vergleich erfolgt beispielsweise durch Bildung eines Korrelationsmaßes
zwischen dem gefilterten Referenzbild und der skalierten Replik
Ein Beispiel für ein derartiges Korrelationsmaß ist die normierte Kreuzkorrelation
Die Teilschritte Auswahl eines Skalierungsfaktors aus dem Suchbereich, Berechnung des skalierten Replik von durch Interpolation und Berechnung des Korrelationsmaßes zwischen dem skalierten Replik und dem gefilterten Referenzbild werden für verschiedene Skalierungsfaktoren aus dem Suchbereich wiederholt und das Korrelationsmaß jeweils gespeichert.
Der gesuchte Skalierungsfaktor für das Segment j für j ≠ N_B/2 wird gleich dem Skalierungsfaktor gesetzt, der bei der Suche unter allen ausgewählten Skalierungsfaktoren das Korrelationsmaß maximiert
Im einfachsten Fall, der sogenannten erschöpfenden Suche, werden dabei alle Skalierungsfaktoren aus dem Suchbereich ausgewählt. Andere rechnerisch weniger aufwändigen Such- bzw. Auswahlkriterien wurden weiter oben diskutiert. Die Wahl des Suchbereiches richtet sich nach den zu erwarteten Verzerrungen und der gewünschten Güte der Korrektur. Ein Beispiel ist {0.9, 0.9 + 1/256, 0.9 + 2/256, 0.9 + 3/256, ..., 1.1 – 1/256,1.1). In Schritt 47 wird der in Schritt 46 berechnete Skalierungsfaktor auf das in Schritt 42 erzeugte und gespeicherte erste Duplikat des Segments j angewendet. Die Skalierung des ersten Duplikats des Segments j erfolgt dabei wiederum durch Interpolation. Wegen der Skalierungseigenschaft der Fourier-Transformation (engl. fourier scaling property)
können entweder die Rohdaten des Segments direkt mit dem inversen Faktor skaliert werden Order die Interpolation erfolgt nach einer Fourier-Transformation im Ortsraum. Im zweiten Fall werden die Daten nach der Interpolation in den k-Raum mit einer inversen Fourier-Transformation zurücktransformiert. Am Ende von Schritt 47 liegt damit eine korrigierte Version des Segments j vor, dessen Skalierung bzw. Verzeichnung zumindest näherungsweise der des Referenzsegments entspricht. Wie oben ausgeführt zeichnet sich das Referenzsegment, bei bevorzugter Auswahl, durch besonders geringe Verzeichnungen aus. Die korrigierte Version des Segments j wird nun an den nächsten Bearbeitungsschritt der PROPELLER/BLADE Rekonstruktion (Schritt 35 in 3) weitergereicht. In der in den 3 und 4 dargestellten Ausführungsform sind die Schritte 35 und die darauffolgenden Schritte gegenüber der konventionellen PROPELLER/BLADE Rekonstruktion unverändert.
Bei der Berechnung des Skalierungsfaktors in Schritt 46 sowie bei der Korrektur der Segmentdaten in Schritt 47 wird eine Interpolation zwischen Bildpunkten bzw. k-Raum-Punkten benötigt. Für diese Interpolation kann jedes bekannte Interpolationsverfahren, wie beispielsweise die bilineare Interpolation, verwendet werden, welche die vier nächsten Nachbarn zur Berechnung eines Bildpunktwertes an der neuen Bildpunktposition verwendet. Ein weiters Beispiel ist die bikubische (engl. bicubic) Interpolation, bei der die 16 nächsten Nachbarn berücksichtigt werden. Eine besonders genaue Interpolationsmethode ist die sinc-Interpolation. Bei der sinc-Interpolation werden die Daten skaliert durch eine schnelle diskrete Fourier-Transformation und eine schnelle diskrete Inverse Fourier-Transformation mit unterschiedlichen Transformationslängen. Die Sinc-Interpolation ist aber vergleichsweise langsam (d. h. rechnerisch aufwendig). Deshalb verwendet man sie bevorzugt nur in Schritt 47, während man in Schritt 46, in dem die Interpolation wiederholt durchgeführt wird, bevorzugt ein besonders schnelles Verfahren wie die bilineare Interpolation einsetzt.
Der rechenaufwändigste Teil des Korrekturverfahrens (Schritt 34) ist die wiederholte Berechnung des skalierten Bildes und des Korrelationsmaßes während des Schrittes 46. Bei mehreren Empfangskanälen kann der numerische Aufwand durch Kombination der Empfangskanäle zwischen den Schritten 45 und 46 reduziert werden. Die Kombination kann beispielsweise mit dem Summe-der-Quadrate(engl. sum of squares)-Algorithmus berechnet werden
In obiger Gleichung ist N_c die Anzahl der Empfangskanäle und c der Kanalindex, der vorher aus Übersichtlichkeitsgründen nicht angegeben wurde. Da, wie in 3 gezeigt vor der Verzeichniskorrektur (Schritt 34) eine Phasekorrektur (Schritt 33) durchgeführt wurde, wird in Formel 5 bevorzugt der Real teil und nicht der Betrag der komplexen Bildpunkte quadriert und summiert.
Mit den in 5 dargestellten Bildern eines Phantoms wird die Effizienz der erfindungsgemäßen Methode gezeigt. In 5a ist das MR-Bild eines Phantoms gezeigt, das bei einer festen Tischposition mit einer Turbo-Spin-Echo-Sequenz aufgenommen wurde. Dieses dient als Referenz für die bestmögliche erreichbare Bildqualität. In 5b ist ein MR-Bild dargestellt, das bei sich kontinuierlich bewegendem Tisch mit der PROPELLER/BLADE Technik aufgenommen wurde. In 5b wurde die oben beschriebene erfindungsgemäße Verzeichniskorrektur nicht durchgeführt, d. h. während der Bildrekonstruktion wurde der Schritt 34 aus 3 ausgelassen. Das Bild in 5d wurde mit einer herkömmlichen Turbo-Spin-Echo-Sequenz bei bewegtem Tisch wiederum ohne Korrektur aufgenommen. Alle weiteren Sequenzparameter wurden soweit möglich identisch oder entsprechend wie bei der PROPELLER/BLADE Sequenz gewählt. Das Bild 5c wurde bei kontinuierlichem Tischvorschub mit der PROPELLER-Technik aufgenommene und bei der Bildrekonstruktion wurde die erfindungsgemäße Verzeichniskorrektur, wie in 3 und 4 beschrieben, durchgeführt. Bild 5b ist im Vergleich zu Bild 5a unschärfer. Bild 5d ist im Vergleich zu Bild 5a durch mehrere „Geister” überlagert. Der Vergleich der 5b und 5d zeigt, dass allein durch Einsatz der PROPELLER/BLADE-Technik bei Messung mit kontinuierlichem Tischvorschub gutmütigere bzw. den Bildeindruck weniger störende Artefakte erzeugt werden. Der Vergleich der 5b und 5c zeigt, dass sich mit der erfindungsgemäßen Verzeichniskorrektur die Artefakte/Verschmierungen, deren Ursache die Aufnahme an verschieden Orten innerhalb der MR-Anlage ist, deutlich reduzieren lassen und nahezu die Bildqualität bei stehendem Tisch aus 5a erreicht wird.
Bei einem typischen Verlauf der Bildaufnahme mit kontinuierlicher Verschiebung des Tischs in z-Richtung wird ein Schichtstapel wiederholt aufgenommen. Hierbei wird üblicherweise ein bestimmtes Segment einer Schicht des Stapels bei der gleichen z-Position bei allen Wiederholungen aufgenommen, wobei sich die Position innerhalb der Untersuchungsperson aufgrund der Tischbewegung ändert. Falls der Skalierungsfaktor hauptsächlich von der Position innerhalb der MR Anlage abhängt und nicht von der Last, ist es ausreichend, nur einen Skalierungsfaktor pro Schicht und Segment z. B. bei der ersten Wiederholung zu berechnen und diesen Skalierungsfaktor auch zur Korrektur der Segmente der weiteren Wiederholungen, die bei der gleichen z-Position innerhalb der MR-Anlage akquiriert wurden, zu verwenden.
Die Rauten in 6 zeigen den berechneten Skalierungsfaktor für das Bild von 5c in Abhängigkeit von dem Segmentindex. Insgesamt wurden N_B = 12 Segmente akquiriert. Das sechste Segment wurde als Referenzsegment verwendet und ihm daher der Skalierungsfaktor 1 zugewiesen. Die anderen Segmente wurden mit den jeweils dargestellten Skalierungsfaktoren skaliert, um die Verzeichnungen im MR-Bild zu reduzieren.
In 7 ist das Korrelationsmaß zwischen der skalierten Replik von dem gefilterten Bild des Segments mit Index 12 und dem gefilterten Bild des Referenzsegmentes als Funktion des Skalierungsfaktors dargestellt. Die in 7 dargestellten Rauten markieren die Skalierungsfaktoren, für die das Korrelationsmaß in Schritt 46 der Verzeichniskorrektur berechnet wurde. Wie aus 7 zu erkennen ist, häufen sich die Rauten um das Maximum. Der Grund ist, dass ein Suchverfahren mit kleiner werdender Schrittweite verwendet wurde, um die benötigten Rechenkapazitäten zu reduzieren. In dem ersten Iterationsschritt des Verfahrens wird jedes m-te Element des gewählten Suchraums ausgewählt, wobei
die Schrittweite der ersten Iteration ist und N_Iterationen die Anzahl der Iterationen ist. In jedem weiteren Iterationsschritt wird die Schrittweite gegenüber dem vorangegangenen Iterationsschritt verfeinert (im Beispiel halbiert) und der Suchbereich um die lokalen Maxima der früheren Iterationsschritte eingeschränkt. In 7 beinhaltet der Suchraum Skalierungsfaktoren zwischen 0,9 und 1,02.
Weiterhin kann das oben beschriebene Verfahren zur Korrektur der anlagebedingten Homogenität mit einer Korrektur der Patientenbewegung kombiniert werden. Bei der Aufnahme von MR-Bildern mit der PROPELLER-Technik bei feststehender Tischposition kann der Vergleich der zentralen k-Raum-Daten dazu verwendet werden, die Patientenbewegung in der Ebene zu bestimmen, die zwischen der Akquisition von unterschiedlichen Segmenten auftrat. Bei dem vorliegenden beschriebenen Verfahren mit kontinuierlicher Tischverschiebung wird ein Skalierungsfaktor detektiert. Es ist nun möglich, die Bewegung der Untersuchungsperson und die Skalierung zu berechnen, wobei in diesem Fall der abzusuchende Raum vierdimensional ist (zwei Translationsfreiheitsgrade, ein Rotationsfreiheitsgrad und ein Skalierungsfreiheitsgrad).
Es ist bekannt, dass die PROPELLER/BLADE-Technik bei Aufnahme mit stehender Patientenliege die Bestimmung von Patientenbewegung, die in der Schichtebene erfolgt und zwischen der Akquisition von verschiedenen Segmenten auftritt, erlaubt (siehe James G. Pipe, „Motion Correction with PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardia Imaging", in Magnetic Resonance in Medicine 42: 963–969, 1999). Im vorliegenden Verfahren wird gezeigt, dass bei der Aufnahme mit Tischvorschub Verzeichnungen, deren Ursache die Datenakquisition an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, detektiert und korrigiert werden können. In beiden Fällen werden zur Detektion die Daten im Überschneidungsbereich der Segmente verwendet. Im Folgenden wird gezeigt, wie bei Aufnahme mit Tischvorschub sowohl eine Bewegung des Untersuchungsobjekts, die zwischen der Aufnahme der verschiedenen Segmente auftritt, und die Skalierungsfaktoren effektiv bestimmt werden können. Die gleichzeitige Bestimmung bedeutet beispielsweise, dass neben einem Skalierungsfaktor noch eine zweidimensionale Translation und eine Rotation pro Segment bestimmt wird. Erfolgt die Bestimmung wie oben dargestellt im Bildraum, führt dies zu einem vierdimensionalen Suchbereich (zwei Freiheitsgrade der Translation, ein Rotati onswinkel und ein Skalierungsfaktor). Dies erhöht den numerischen Aufwand des Verfahrens drastisch. Vorteilhafterweise führt man die Suche in diesem Fall direkt auf den gefilterten Rohdaten des Segments im k-Raum durch. Der Betrag der k-Raum-Daten ändert sich beispielsweise bei einer Translationsbewegung des Untersuchungsobjektes nicht (sog. „Fourier shift property). Diese Tatsache kann man ausnutzen um die Rotation von der Translation getrennt zu bestimmen. Dazu bestimmt man zunächst die Rotation aus den k-Raum-Betragsdaten und anschließend die Translation aus den zuvor rotationskorrigierten komplexen k-Raum-Daten. Die getrennte Bestimmung von Rotation und Translation reduziert bereits den numerischen Aufwand signifikant. Ferner kann man die Rotation auf eine numerisch einfacher zu handhabende Verschiebung zurückführen, wenn man die k-Raum-Betragsdaten in Polarkoordinaten darstellt. In dem Artikel "An FFT-Based Technique for Translation, Rotation, and Scale-Invariant Image Registration" von B. Srinivasa Reddy and B. N. Chatterji (IEEE Transactions an Image Processing, VOL. 5, NO. 8, August 1996) wird gezeigt, dass bei einem zusätzlichen Übergang zu logarithmischen Achsen die Skalierung einer Verschiebung der radialen Koordinate entspricht und die Rotation einer Verschiebung der Winkelkoordinate entspricht. Diese Transformation erlaubt es, den Skalierungsfaktor und die Rotation getrennt von der Translation aus den k-Raum-Betragsdaten zu bestimmen. Nachdem der Skalierungsfaktor und der Rotationswinkel des Segments bekannt sind, werden die komplexen Daten des Segments entsprechend korrigiert und danach zur Translationsdetektion verwendet. Auf diese Weise können Skalierung und Bewegung des Untersuchungsobjekts effektiv bestimmt werden.
In der bisher dargestellten Ausführungsform wurde ein einziges Korrekturmaß pro Segment bestimmt. Nimmt man an, dass die Nichtlinearität der Gradientenspule die wesentlichen Ursache der Verzeichnungen ist und nimmt man weiter an, dass die Schichtorientierung axial und der Verfahrweg der Liege in z-Richtung erfolgt (also parallel zur Bildnormale ist), bedeu tet diese Annahme, dass lediglich die Nichtlinearität der Gradientenspule G_z korrigiert wird. Nichtlinearitäten der Gradientenspulen G_x und G_y führen unter den genannten Annahmen zu Verzeichnungen in der Bildebene. Diese können in einer anderen Ausführungsform zumindest teilweise korrigiert werden. Dazu wird die Bildebene des gefilterten Bildes eines Segments in verschiedene Bereiche eingeteilt und für die verschiedenen Bereiche des Bildes jeweils ein Skalierungsfaktor berechnet. Wird der Skalierungsfaktor im Bildbereich berechnet, könnte das Bild beispielsweise in mehrere konzentrische Ringe um das gemeinsame Isozentrum der Gradientenspulen G_x und G_y aufgeteilt werden. Der bestimmte Skalierungsfaktor ist nunmehr eine Funktion des Segmentindex und des Bildbereiches. Um Diskontinuitäten des korrigierten Bildes an den Bereichsgrenzen zu verhindern, wird bei der Korrektur eines bestimmten Bildpunkts des Segments ein Skalierungsfaktor verwendetet, der beispielsweise eine Linearkombination des Skalierungsfaktors, der für den Bildbereich bestimmt wurde, zu dem der Bildpunkt gehört, und dem Skalierungsfaktor, der für einen benachbarten Bildbereich bestimmt wurde, ist.
Weiterhin ist die Verwendung des Verfahrens unter der Benutzung von mehreren Empfangsspulen möglich, wobei die verschiedenen Spulen üblicherweise ein sehr geringes sensitives Volumen haben. In einer Ausführungsform kann ein individueller Skalierungsfaktor für jedes Segment und für jeden Empfangskanal der MR-Signal-Detektionseinheit bestimmt werden. Der berechnete Skalierungsfaktor eines Empfangskanal wird dann beispielsweise von der Nichtlinearität der Gradientenspulen im Empfindlichkeitsbereich des Empfangskanal abhängen. Die Bestimmung von verschieden Skalierungsfaktoren für verschiedene Empfangskanäle ist also eine weitere Methode, um Nichtlinearitäten der Gradientenspule in der Bildebene zu berücksichtigen. Die Segmentdaten eines Empfangskanals werden dabei mit ihrem individuellen Skalierungsfaktor vor der Kombination der einzelnen Empfangskanäle korrigiert.
Das oben beschriebene Verfahren beruht auf der Annahme, dass der Verfahrweg des Tisches während der Aufnahme eines Segments klein gegenüber dem Verfahrweg ist, der bei der Aufnahme des ganzen Bildes auftritt. Dies ist jedoch gewährleistet, da für die gesamte Datenaufnahme eines Bildes mehrere Segmente aufgenommen werden, beispielsweise zwischen 2 und 30 Segmente. Bei einer T2 gewichteten Turbo-Spin-Echo-Sequenz wird ein Segment mit einem Echo-Zug, dessen Dauer kleiner als 300 ms ist, aufgenommen. Die Zeit zwischen der Aufnahme zweier aufeinanderfolgender Segmente beträgt dagegen ein TR, also typischerweise zwischen 2000–12000 ms. Aus diesem Grund ist der Verfahrweg des Tisches während der Aufnahme eines Segments und damit die Verzeichnung vernachlässigbar.
Die oben beschriebene Erfindung für die Korrektur der Verzeichnungen bei Messungen während kontinuierlichem Tischvorschub hat gegenüber allen bekannten Verzeichniskorrekturverfahren den Vorteil, dass die Korrekturfaktoren vor der Messung nicht bekannt sein müssen, da sie direkt aus den Bilddaten berechnet werden. Dadurch ist es nicht mehr notwendig, für Gradientensysteme Korrekturkarten zur Korrektur der Nichtlinearitäten zu erstellen, wie es im Stand der Technik notwendig war. Insbesondere ist die Methode damit nicht auf eine bestimmte Bauform der Gradientenspule beschränkt. Weiterhin wird bei dem vorliegenden Verfahren keinerlei Annahme über die Ursache der Verzeichnung gemacht. Die vorliegende Erfindung detektiert und korrigiert damit zuverlässig systembedingte Verzeichnungen, die zu den unterstellten Veränderungen des Segments, wie beispielsweise Vergrößerung oder Verkleinerung, führen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

- US 4591789 [0005, 0005]
- US 6967479 [0005, 0005]
- US 2008/0129289 A1 [0033]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

- „Motion Correction with PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging” von James G. Pipe in Magnetic Resonance in Medicine 42: 963–969, 1999 [0033]
- James G. Pipe, „Motion Correction with PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardia Imaging”, in Magnetic Resonance in Medicine 42: 963–969, 1999 [0049]
- Artikel ”An FFT-Based Technique for Translation, Rotation, and Scale-Invariant Image Registration” von B. Srinivasa Reddy and B. N. Chatterji (IEEE Transactions an Image Processing, VOL. 5, NO. 8, August 1996) [0049]

Claims

Verfahren zur Korrektur von Bildverzeichnungen, die bei der Erstellung von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts, das auf einem Tisch angeordnet ist, der während der Erstellung der MR-Bilder kontinuierlich durch die MR-Anlage gefahren wird, auftreten und deren Ursache die Aufnahme von MR-Daten eines Bildes an verschiedenen Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, mit den folgenden Schritten: – Aufnehmen von MR-Rohdaten mit radialer Aufnahme des k-Raums in mehreren Segmenten, – Bestimmen eines nicht punktförmigen Überschneidungsbereichs im k-Raum-Zentrum, der von mehreren Segmenten bei der Aufnahme der Rohdaten abgedeckt wird, und – Berechnen der Verzeichnungen auf Grundlage des Überschneidungsbereichs von zumindest zwei verschiedenen Segmenten.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein Referenzsegment und zumindest ein weiteres Segment bestimmt werden, wobei die Überschneidungsbereiche des zumindest einen weiteren Segments und des Referenzsegments verglichen werden, wobei aus dem Vergleich auf die Verzeichnung des weiteren Segments relativ zum Referenzsegment geschlossen wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das zumindest eine weitere Segment parallel zu dem Referenzsegment ausgerichtet wird, und der Überschneidungsbereich des Referenzsegments mit dem Überschneidungsbereich des zumindest einen weiteren ausgerichteten Segments verglichen wird, wobei aus dem Vergleich ein Korrekturmaß berechnet wird, mit dem das zumindest eine weitere Segment korrigiert wird.
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Überschneidungsbereich des Referenzsegments und der Überschneidungsbereich des zumindest einen weiteren Segments fouriertransformiert werden zur Erstellung eines gefilterten Referenzbildes und zumindest eines weiteren gefilterten Bildes, wobei das gefilterte Referenzbild und das zumindest eine weitere gefilterte Bild anschließend im Bildbereich miteinander verglichen werden zur Berechnung des Korrekturmaßes.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass für jedes Segment außer dem Referenzsegment ein Korrekturmaß berechet wird, wobei jedes Segment mit dem für dieses Segment berechnete Korrekturmaß korrigiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die mit zumindest jeweils einem individuellen Korrekturmaß korrigierten weiteren Segmente zu korrigierten MR-Rohdaten zusammengesetzt werden, bei denen die Verzeichnungen, deren Ursache die Datenakquisition an mehreren Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, zumindest teilweise korrigiert wurden, wobei aus diesen korrigierten MR-Rohdaten die MR-Bilder berechnet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Korrekturmaß eines Segments ein Skalierungsfaktor ist, derart, dass ein Bild, das aus den korrigierten Daten des Segments berechnet wird, entweder eine vergrößerte oder verkleinerte Version des Bildes ist, das aus den unkorrigierten Daten des Segments berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung des Skalierungsfaktors mittels Interpolation vergrößerte oder verkleinerte Versionen des Bildes eines Segments berechnet werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die mit dem zumindest einen Korrekturmaß korrigierten weiteren Segmente zu korrigierten MR-Rohdaten zusammengesetzt werden, bei denen die Verzeichnungen korrigiert wurden, wobei aus diesen korrigierten MR-Rohdaten die MR-Bilder berechnet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Segment als Referenzsegment ausgewählt wird, bei dessen Aufnahme der Untersuchungsbereich eine z-Position aufweist, die den geringsten z-Abstand zu dem Isozentrum des Gradientensystems der MR-Anlage hat.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Skalierungsfaktor für jedes Segment durch Berechnen eines Korrelationsmaßes zwischen einem mit dem Skalierungsfaktor skalierten weiteren gefilterten MR-Bild und dem gefilterten Referenzbild bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Skalierungsfaktor für das zumindest eine weitere Segment durch Maximieren des Korrelationsmaßes als Funktion des Skalierungsfaktors bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zusätzlich zu den Verzeichnungen, deren Ursache die Datenakquisition an mehren Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, eine Bewegung des Untersuchungsobjekts zwischen der Aufnahme der verschiedenen Segmente bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass ein separater Skalierungsfaktor für jedes Segment und für jeden Empfangskanal der MR-Anlage bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass für mindestens ein Segment verschiedene Skalierungsfaktoren für verschiedene Bereiche des MR-Bildes dieses Segments berechnet werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, das die radiale Aufnahme des k-Raums mit einer PROPELLER-Technik erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Maximierung des Korrelationsmaßes in einem Iterationsverfahren mit einer enger werdenden Schrittweite der getesteten Skalierungsfaktoren durchgeführt wird.
Vorrichtung zur Korrektur von Bildverzeichnungen, die bei der Erstellung von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts, das auf einem Tisch angeordnet ist, der während der Erstellung der MR-Bildern kontinuierlich durch die MR-Anlage gefahren wird, auftreten und deren Ursache die Aufnahme von MR-Daten eines Bildes an verschieden Positionen innerhalb der MR-Anlage ist, welche aufweist: – eine Pulssequenzsteuereinheit zum Aufnehmen von MR-Rohdaten mit radialer Aufnahme des k-Raums in mehreren Segmenten, – eine Recheneinheit zum Bestimmen eines Überschneidungsbereichs im k-Raum-Zentrum, der von mehreren Segmenten bei der Aufnahme der Rohdaten abgedeckt wird, und zum Berechnen der Verzeichnungen auf Grundlage des Überschneidungsbereichs von zumindest zwei verschiedenen Segmenten.
Verfahren zur Erstellung von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts, das auf einem Tisch angeordnet ist, der während der Erstellung der MR-Bilder kontinuierlich durch die MR-Anlage gefahren wird, wobei bei dem Verfahren die Datenakquisition mit einer k-Raum-Trajektorie erfolgt, die folgende Eigenschaften aufweist: – radiale Aufnahme des k-Raums in mehreren Segmenten, wobei der Überschneidungsbereich von mindestens zwei Segmenten aus einem nicht punktförmigen Bereich um das k-Raum-Zentrum besteht, wobei der Verfahrweg des Tisches während der Aufnahme eines Segments klein gegenüber des Verfahrweges des Tisches während der gesamten Aufnahmezeit eines Bildes ist.