DE102010041125A1

DE102010041125A1 - Verfahren zur Erzeugung einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen und Magnetresonanzanlage

Info

Publication number: DE102010041125A1
Application number: DE102010041125A
Authority: DE
Inventors: Thorsten Feiweier
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2010-09-21
Filing date: 2010-09-21
Publication date: 2012-03-22
Anticipated expiration: 2030-09-22
Also published as: US8638098B2; DE102010041125B4; US20120068702A1

Abstract

Es wird ein Verfahren zu Erzeugung einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen (MPi, MPi+1) eines Untersuchungsobjekts (12) angegeben, welches folgende Schritte aufweist: – Durchführen mehrerer erster Messungen (Di) unter Variation eines Messparameters (MPi, MPi+1), welcher einen Kontrast eines bei den ersten Messungen (Di) angeregten ersten Materialtyps stark beeinflusst, – Durchführung mehrerer zweiter Messungen (Ji), bei denen selektiv im Wesentlichen ein zweiter Materialtyp abgebildet wird, der bezüglich dieses Messparameters (MPi, MPi+1) weniger kontrastabhängig ist, – Berechnung von räumlichen Korrekturwerten (KW) für Bilddaten (BD) der ersten Messungen (Di) auf der Grundlage von räumlichen Differenzen zwischen Bilddaten (BJ) von verschiedenen zweiten Messungen (Ji), – räumliche Korrektur von Bilddaten (BD) der ersten Messungen (Di) und/oder Registrierung von Bilddaten (BD) verschiedener erster Messungen (Di) aufeinander auf Basis der Korrekturwerte (KW). Darüber hinaus wird eine Magnetresonanzanlage (1) angegeben, mit der ein solches Verfahren durchführbar ist.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts, bei dem mehrere erste Messungen unter Variation eines Messparameters durchgeführt werden, der einen Kontrast eines bei den ersten Messungen angeregten ersten Materialtyps stark beeinflusst. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine Magnetresonanzanlage (im Folgenden auch „MR-Anlage” genannt), mit der ein solches Verfahren durchführbar ist.
Bei der Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen wird der zu untersuchende Körper einem relativ hohen Grundmagnetfeld, beispielsweise von 1,5 Tesla, 3 Tesla, oder bei neueren Hochmagnetfeldanlagen sogar von 7 Tesla, ausgesetzt. Es wird dann mit einer geeigneten Antenneneinrichtung ein hochfrequentes Anregungssignal ausgesendet, welches dazu führt, dass die Kernspins bestimmter durch dieses Hochfrequenzfeld in dem gegebenen Magnetfeld resonant angeregter Atome um einen bestimmten Flipwinkel gegenüber den Magnetfeldlinien des Grundmagnetfelds verkippt werden. Das bei der Relaxation der Kernspins abgestrahlte Hochfrequenzsignal, das sog. Magnetresonanzsignal, wird dann mit geeigneten Antenneneinrichtungen, welche auch identisch mit der Sendeantenneneinrichtung sein können, aufgefangen. Die so akquirierten Rohdaten werden schließlich genutzt, um die gewünschten Bilddaten zu rekonstruieren. Zur Ortskodierung werden dem Grundmagnetfeld während des Sendens und des Auslesens bzw. Empfangens der Hochfrequenzsignale jeweils definierte Magnetfeldgradienten überlagert.
Üblicherweise setzt hat sich eine Magnetresonanzaufnahme aus einer Vielzahl von einzelnen Teilmessungen zusammen, bei denen Rohdaten aus verschiedenen Schichten des Untersuchungsobjekts aufgenommen werden, um daraus anschließend Volumenbilddaten zu rekonstruieren. Darüber hinaus ist es aber bei vielen Untersuchungen auch notwendig, mehrere, d. h. eine ganze Serie von Magnetresonanzaufnahmen des Untersuchungsobjekts, durchzuführen, wobei ein bestimmter Messparameter variiert wird. Anhand der Messungen wird die Wirkung dieses Messparameters auf das Untersuchungsobjekt beobachtet, um daraus dann später diagnostische Schlüsse zu ziehen. Unter einer Serie sind dabei im Sinne dieser Erfindung zumindest zwei, in der Regel aber mehr als zwei Magnetresonanzaufnahmen zu verstehen. Sinnvollerweise wird dabei ein Messparameter so variiert, dass der Kontrast eines bei den Messungen angeregten bestimmten Materialtyps, beispielsweise eines Gewebetyps des Untersuchungsobjekts oder eines chemischen Stoffes, der signifikant für die meisten bzw. bestimmte Gewebetypen ist, wie z. B. Wasser, durch die Variation des Messparameters möglichst stark beeinflusst wird. Dies sorgt dafür, dass die Wirkung des Messparameters auf das Untersuchungsobjekt besonders gut sichtbar ist.
Ein typisches Beispiel für eine solche Serie von Magnetresonanzaufnahmen sind Kontrastmitteluntersuchungen, insbesondere so genannte Perfusionsmessungen. Hierbei wird dem Patienten zu einem bestimmten Startzeitpunkt ein magnetresonanzwirksames Kontrastmittel, z. B. basierend auf die Relaxation fördernden Gadoliniumkomplexen, verabreicht und dann mit Hilfe einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen das Anfluten und das Auswaschen des Kontrastmittels in einem bestimmten Volumen des Untersuchungsobjekts beobachtet und dokumentiert. Die Bilder vor, während und/oder nach Gabe des Kontrastmittels können dabei auch miteinander verrechnet werden. Bei Perfusionsmessungen im Gehirn werden beispielsweise kontinuierlich im Abstand von wenigen Sekunden bis zu 100 Bilder oder mehr des identischen Volumens aufgenommen und die Kontrastmittelverteilung gemessen. In Abhängigkeit von der zeitlichen und räumlichen Verteilung des Kontrastmittels beobachtet man regional unterschiedliche Intensitäts-Zeit-Verläufe in der Bilderserie, die mit entsprechenden Modellen in Perfusionskarten umgerechnet werden können.
Ein weiteres typisches Beispiel für Serien von Magnetresonanzaufnahmen unter der Variation eines den Kontrast stark beeinflussenden Messparameters sind so genannte Diffusionsbildgebungsverfahren. Bei der Diffusionsbildgebung werden in der Regel mehrere Bilder mit unterschiedlichen Diffusionsrichtungen und -gewichtungen aufgenommen und miteinander kombiniert. Die Stärke der Diffusionswichtung wird meist durch den so genannten „b-Wert” definiert. Die Diffusionsbilder mit unterschiedlichen Diffusionsrichtungen und -gewichtungen bzw. die daraus kombinierten Bilder können dann zu diagnostischen Zwecken verwendet werden. So können durch geeignete Kombinationen der aufgenommenen diffusionsgewichteten Bilder Parameterkarten mit besonderer diagnostischer Aussagekraft erzeugt werden, wie beispielsweise Karten, die den „Apparent Diffusion Coefficient (ADC)” oder die „Fractional Anisotropy (FA)” wiedergeben.
Da bei all diesen Verfahren immer mehrere, zumindest zwei sukzessiv aufgenommene Bilder miteinander in Beziehung gesetzt werden (im einfachsten Fall z. B. eine Subtraktion der Bilder), können relative Abweichungen in der Bildgeometrie zu Artefakten führen. Daher ist es in der MR-Bildgebung besonders bei der Auswertung solcher Serien von Magnetresonanzaufnahmen von großer Bedeutung, die Bilder in korrekter Weise aufeinander registrieren zu können. Unter einer Registrierung ist dabei eine räumliche Zuordnung der Bildpixel oder -voxel zweier Bilder zu verstehen.
Bei Perfusionsmessungen oder anderen Kontrastmitteluntersuchung stimmt die räumliche Zuordnung in den aufeinander folgenden Aufnahmen nicht mehr, wenn sich der Patient während der Messung bewegt. Dies kann zu Fehlern in der Auswertung führen. Bei Aufnahmen des Gehirns lässt sich die Präzision der Auswertung prinzipiell durch Registrierung der einzelnen Volumendaten unter Annahme einer Starrkörperbewegung deutlich verbessern.
Bei einer Diffusionsbildgebung findet man auch ohne Bewegung des Patienten, die zusätzlich eine Rolle spielen kann, in den diffusionsgewichteten Bildern aufgrund von residuellen Wirbelstromfeldern Verzerrungen, die von der Richtung und der Stärke der Diffusionswichtung abhängen. Diese Verzerrungen können zu Fehlern in den ausgewerteten Diffusionskarten führen. Die Präzision der Auswertung lässt sich prinzipiell durch Registrierung der einzelnen Bilder aufeinander, unter Annahme einer affinen oder einer komplexeren räumlichen Transformation, deutlich verbessern.
Während die Registrierung von Bildern mit identischem oder ähnlichem Kontrast mit etablierten Verfahren recht robust möglich ist, stellt jedoch gerade die Registrierung von Bildern mit stark unterschiedlichen Kontrasten nach wie vor eine Herausforderung dar. Bisher existierende Verfahren, mit denen bei Vorliegen von Bildern unterschiedlicher Kontraste eine Registrierung zur Reduktion geometrischer Abweichungen vorgenommen wird, verwenden üblicherweise ein vom Kontrast möglichst unabhängiges Ähnlichkeitsmaß. Dieses Ähnlichkeitsmaß wird dann im Rahmen eines Optimierungsverfahrens, z. B. einer so genannten Simplex-Optimierung, verwendet, um die Parameter einer zugrunde liegenden räumlichen Transformation zu ermitteln. Ein gängiges Beispiel für ein Ähnlichkeitsmaß mit derartigen Eigenschaften ist die Entropy-basierte „Normalized Mutual Information” (NMI). Eine Erläuterung zur „Normalized Mutual Information" (NMI) findet sich in Peter E. Latham and Yasser Roudi (2009), Scholarpedia, 4(1): 1658. Die NMI liefert genau dann ein hohes Ähnlichkeitsmaß zwischen zwei Bildern, wenn möglichst vielen Pixeln oder Voxeln der Intensität I₁ im ersten Bild gleichzeitig eine Intensität I₂ am selben Ort im zweiten Bild zugeordnet ist. Als Transformation kommen beispielsweise Starrkörperbewegung, wie Translation und Rotation, affine Transformationen, d. h. Transformationen mit einer Skalierung, einer Scherung und einer Verschiebung bzw. Translation, aber auch Transformationen komplexerer Geometrie in Betracht. Verfahren zur Registrierung von verschiedenen Bildern im Rahmen von Diffusionsmessungen mit Hilfe solcher Optimierungsverfahren werden beispielsweise in der DE 10 2010 001 577 , der DE 10 2010 013 605 oder der US 2010/0171498 A1 beschrieben.
Obwohl es mit Ähnlichkeitsmaßen wie der NMI bereits möglich ist, Bilder unterschiedlicher Kontraste miteinander zu vergleichen und aufeinander zu registrieren, gibt es immer noch Fälle, in denen die Präzision bzw. Robustheit der Registrierung unzureichend ist. Insbesondere bei starken Variationen des Kontrasts, gegebenenfalls einhergehend mit einer fast vollständigen Unterdrückung gewisser Gewebetypen in einem der Bilder, kommt es bei existierenden Verfahren zu residuellen Fehlern. Derartig starke Kontrastvariationen treten aber gerade beispielsweise bei der Gabe von Kontrastmitteln wie den genannten Perfusionsmessungen oder bei diffusionsgewichteten Bildgebungen auf.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein verbessertes Verfahren zur Aufnahme einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen zu erzeugen, um einen besseren Vergleich von verschiedenen Aufnahmen der Serie untereinander bei einem stark variierenden Kontrast zu ermöglichen. Außerdem soll eine hierfür nutzbare Magnetresonanzanlage angegeben werden.
Der Begriff „stark variierender Kontrast” ist dabei im Sinne der Erfindung so zu verstehen, dass der Einfluss des Messparameters auf den Bildkontrast für den Betrachter signifikant ist, im Gegensatz zu anderen Gewebetypen, auf die ein solcher Messparameter kaum Einfluss hat. Beispielsweise machen sich bestimmte Kontrastmittel besonders gut mit einem deutlichen Kontrastunterschied in stark durchblutetem Gewebe, nicht aber in Fett- oder Knochengewebe bemerkbar.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 sowie durch eine Magnetresonanzanlage gemäß Patentanspruch 15 gelöst.
Im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens werden also mehrere erste Messungen unter Variation des gewünschten Messparameters, beispielsweise eine Kontrastmittelkonzentration bei einer Perfusionsmessung oder eine Diffusionsgewichtung bei einer Diffusionsbildgebung, durchgeführt, wobei der Kontrast des bei diesen ersten Messungen angeregten ersten Materialtyps stark beeinflusst wird. Erfindungsgemäß werden aber zusätzlich auch mehrere zweite Messungen durchgeführt, bei denen selektiv im Wesentlichen ein zweiter Materialtyp abgebildet, z. B. angeregt wird, der bezüglich dieses Messparameters weniger – bevorzugt nahezu gar nicht – kontrastabhängig ist. „Im Wesentlichen” heißt dabei, dass in den bei den zweiten Messungen erzeugten Bilddaten der zweite Materialtyp signifikant hervortritt und deutlich als solcher gegenüber anderen Materialien bzw. Gewebe zu erkennen ist. Es können dann auf Basis von räumlichen Differenzen, beispielsweise Verzerrungen oder Verschiebungen, zwischen den Bilddaten von mehreren (mindestens zwei) der zweiten Messungen räumliche Korrekturwerte für die Bilddaten der ersten Messungen berechnet werden. Anschließend können die Bilddaten der ersten Messungen auf Basis der Korrekturwerte räumlich korrigiert werden oder Bilddaten verschiedener erster Messungen aufeinander registriert bzw. miteinander verglichen werden.
Die Berechnung der Korrekturparameter zur Korrektur bzw. Entzerrung und/oder Registrierung der Bilddaten der Nutzmessungen kann in bekannter Weise, z. B. mit einem iterativen Optimierungsverfahren auf Basis einer Ähnlichkeitsfunktion bzw. eines Ähnlichkeitsmaßes erfolgen.
Da die zweiten Messungen im erfindungsgemäßen Verfahren immer als eine Art Justagemessungen verwendet werden, werden sie nachfolgend auch als „Justagemessungen” bezeichnet, auch wenn nicht ausgeschlossen ist, dass diese Bilder zusätzlich zu diagnostischen Zwecken herangezogen werden. Im Gegensatz dazu werden die ersten Messungen als „Nutzmessungen” oder „diagnostische Messungen” bezeichnet, da diese Messungen ja später auf jeden Fall herangezogen werden sollen, um eine diagnostische Fragestellung zu klären.
Der Erfindung liegt also die Beobachtung zugrunde, dass bestimmte Gewebetypen in bestimmten Anwendungen keine Kontrastvariationen oder zumindest nahezu keine Kontrastvariationen erfahren. Hinzu kommt, dass einige dieser Gewebetypen in der MR-Bildgebung ganz gezielt angeregt und damit abgebildet werden können. Werden gemäß der Erfindung diese selektiv angeregten Bilder für die Registrierung verwendet, entfallen die Schwierigkeiten der Registrierung mit unterschiedlichem Kontrast, was letztlich zu einer verbesserten, nämlich präziseren und robusteren Registrierung der Bilder führt. Dabei ist lediglich sicherzustellen, dass diese selektiv angeregten Bilder aus den Justagemessungen hinsichtlich ihrer geometrischen Eigenschaften ausreichend repräsentativ für die Bilder aus den diagnostischen Messungen sind.
Eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage benötigt neben einer Bildaufnahmeeinheit zur Erzeugung einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts und zum Durchführen mehrerer erster Messungen unter Variation eines Messparameters, welcher einen Kontrast eines bei den ersten Messungen angeregten ersten Materialtyps stark beeinflusst, und mehrerer zweiter Messungen, bei denen selektiv im Wesentlichen ein zweiter Materialtyp angeregt wird, der bezüglich dieses Messparameters weniger kontrastabhängig ist, eine Korrekturparameter-Ermittlungseinheit. Diese Korrekturparameter-Ermittlungseinheit ist so ausgebildet, dass sie im Betrieb räumliche Korrekturwerte für Bilddaten der ersten Messungen auf der Grundlage von räumlichen Differenzen zwischen Bilddaten von mehreren zweiten Messungen berechnet. Außerdem besitzt die erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage eine Bildbearbeitungseinheit, beispielsweise eine Bildkorrektureinheit, zur räumlichen Korrektur von Bilddaten der ersten Messungen und/oder zur Registrierung von Bilddaten verschiedener erster Messungen aufeinander auf Basis der Korrekturwerte.
Die Korrekturparameter-Ermittlungseinheit und die Bildbearbeitungseinheit können dabei in einer zentralen Steuerung der Magnetresonanzanlage angeordnet sein oder in einer nachgeschalteten separaten Bildbearbeitungseinheit, z. B. einer als Bildbetrachtungs- und -bearbeitungseinheit dienenden Workstation, an die z. B. die Bilddaten aus den Nutzmessungen und den Justagemessung nach der Rekonstruktion übermittelt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren bzw. die erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage haben also den Vorteil, dass auf Basis der Bilddaten aus den Justagemessungen eine präzise und robuste Registrierung trotz stark unterschiedlicher Kontraste der diagnostischen Bilder möglich ist. Dadurch können Artefakte in den letztlich auszuwertenden kombinierten Bildern besser vermieden und somit die Untersuchungsergebnisse sicherer gemacht werden.
Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten jeweils besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung, wobei insbesondere die erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage auch analog zu den Merkmalen der abhängigen Verfahrensansprüche weitergebildet sein kann. Zudem können im Rahmen der Erfindung auch die verschiedenen Merkmale unterschiedlicher Ausführungsbeispiele zu neuen Ausführungsbeispielen kombiniert werden.
Eine besonders bevorzugte Möglichkeit, einen zweiten Materialtyp selektiv anzuregen, besteht darin, den zweiten Materialtypen so auszuwählen, dass er eine andere Magnetresonanzfrequenz aufweist als der erste Materialtyp. Insbesondere, wenn der erste Materialtyp Wasser ist, d. h. dass für die Nutzmessungen in üblicher Weise eine Wasseranregung genutzt wird, bietet es sich an, als zweiten Materialtyp Fettgewebe zu wählen. Fettgewebe hat den Vorteil, dass es keine wesentlichen Intensitätsvariationen bei einer Gabe einer Vielzahl von Kontrastmitteln zeigt. Ebenso zeigt die Intensität von Fettgewebe keine starke Abhängigkeit von der Diffusionswichtung. Darüber hinaus ist es möglich, Fettgewebe aufgrund seiner sich vom Wasser unterscheidenden Resonanzfrequenz, der so genannten „chemischen Verschiebung”, gezielt mit gängigen Verfahren selektiv abzubilden, indem z. B. eine reine Fettanregung oder eine Wasserunterdrückung erfolgt. Damit lassen sich Justagemessungen durchführen, deren Bilddaten nahezu nur Fettgewebe abbilden, welche nicht stark von dem kontrastvariierenden Messparameter abhängen und sich dementsprechend sehr präzise aufeinander registrieren lassen bzw. anhand derer sich dann entsprechend präzise Korrekturparameter ermitteln lassen.
Neben Fett können prinzipiell auch andere Material- bzw. Gewebetypen genutzt werden, die sich gezielt abbilden lassen. Hierunter fallen beispielsweise spektroskopische Metaboliten wie z. B. Cholin, Creatin etc.. Ebenso kommen andere MR-bildgebende Kerne wie z. B. ¹³C, ³¹P etc. in Frage. Jedoch hat Fettgewebe den Vorteil, dass es in größeren Mengen im Körper vorkommt und sich daher die damit erzeugten Bilder besser aufeinander registrieren lassen. Zudem ist es für eine Fettbildgebung nicht erforderlich, spezielle HF-Antennen zu verwenden, wie dies gegebenenfalls bei bestimmten anderen MR-bildgebenden Kernen notwendig sein kann.
Wie bereits erwähnt, besteht eine Möglichkeit der Berechnung der Korrekturwerte darin, zunächst eine Registrierung der Bilddaten der Justagemessungen aufeinander durchzuführen. Vorzugsweise können dann die Korrekturwerte Transformationsparameter einer Transformationsfunktion bzw. Entzerrungsfunktion umfassen. Mit dieser Transformationsfunktion können dann nicht nur die Bilder der zweiten Messungen, sondern auch die entsprechenden Bilddaten der ersten Messungen aufeinander registriert werden, indem die gleiche Transformationsfunktion mit den gleichen oder ähnlichen Transformationsparametern wie bei der Registrierung der Bilddaten der Justagemessungen auf die Bilddaten der Nutzmessungen angewendet werden.
Die Berechnung der Transformationsparameter kann in bekannter Weise, z. B. mit einem vorzugsweise iterativen Optimierungsverfahren, besonders bevorzugt mittels Simplex-Maximierung, unter Verwendung einer Ähnlichkeitsfunktion erfolgen. Dabei wird beispielsweise die Ähnlichkeit eines Justagebilds aus der einen Justagemessung mit einem entsprechenden Bild aus der zweiten Justagemessung auf Basis eines Ähnlichkeitsmaßes, besonders bevorzugt auf Basis der NMI, bewertet. In dem iterativen Verfahren werden dann die optimalen Korrekturparameter als Variablen, insbesondere Koeffizienten der Transfomations- bzw. Entzerrungsfunktion, bestimmt.
Wie bereits oben erwähnt, sollten vorzugsweise die Bilddaten des während der Justagemessungen selektiv angeregten zweiten Materialtyps hinsichtlich ihrer geometrischen Eigenschaften repräsentativ für die zu korrigierenden diagnostischen Bilder sein. Um dies zu erreichen, wird bei einer bevorzugten Variante dafür gesorgt, dass immer eine zweite Messung, d. h. eine Justagemessung, in zeitlicher Nähe zu einer ersten Messung, d. h. einer Nutzmessung, durchgeführt wird.
Insbesondere, wenn eine Vielzahl von Nutzmessungen durchgeführt wird, werden die Justagemessungen zumindest teilweise auch zwischen den ersten Messungen durchgeführt. Beispielsweise können die Justagemessungen in geeigneten zeitlichen Abständen zwischen die Nutzmessungen eingeschoben werden. Bei einer besonders bevorzugten Variante werden die Nutzmessungen und die Justagemessungen immer abwechselnd durchgeführt.
Um dabei dafür zu sorgen, dass die zeitliche Auflösung der diagnostischen Messungen allenfalls nur gering reduziert wird, werden die Justagemessungen vorzugsweise mit einer geringeren räumlichen Auflösung aufgenommen. So können die Abtastlücken der Nutzmessungen reduziert werden. Da sich Bewegungen in einer Vielzahl von Bildpixeln bzw. -voxeln bemerkbar machen, genügt in der Regel auch eine geringere räumliche Auflösung für eine präzise Registrierung der Bilddaten der Justagemessungen.
Vorzugsweise kann das Verfahren dann noch verbessert werden, indem für eine Berechnung von Korrekturwerten zwischen den Bilddaten der Justagemessungen interpoliert wird. Dies ist zum einen möglich, wenn mit geringerer Auflösung gemessen wird, d. h. dass eine räumliche Interpolation durchgeführt wird. Insbesondere können Informationen aus Nachbarschichten genutzt werden, um während einer Messung nicht alle Schichten zu messen. Des Weiteren ist aber auch eine zeitliche Interpolation möglich, wenn die Justagemessungen mit größeren zeitlichen Abständen durchgeführt werden als die Nutzmessungen, um so für jede Nutzmessung die passenden Korrekturwerte zu berechnen.
Insbesondere bevorzugt kann mit Hilfe der Bilddaten aus den zweiten Messungen auch ein Bewegungsschema des Untersuchungsobjekts ermittelt werden. Basierend auf diesem Bewegungsschema können dann die räumlichen Korrekturwerte für Messdaten der Nutzmessungen ermittelt werden.
Wie bereits eingangs erwähnt, gibt es verschiedene Messparameter, die größere Einwirkungen auf den Kontrast des zu untersuchenden Gewebes in den Bilddaten der Nutzmessungen haben. Besonders bevorzugt bietet sich das erfindungsgemäße Verfahren aber bei Kontrastmittelmessungen an, d. h. wenn der zu variierende Messparameter eine Kontrastmittelkonzentration umfasst. Außerdem kann das erfindungsgemäße Verfahren bevorzugt bei den genannten Diffusionsbildgebungsmessungen verwendet werden, bei denen der zu variierende Messparameter dann eine Diffusionsgewichtung umfasst.
Bei bestimmten Messparametern, bei denen die Veränderung des Messparameters auch Einfluss auf die räumliche Verzerrung der Bilddaten hat, wie dies beispielsweise bei Diffusionsgradienten der Fall ist, sollte vorzugsweise darauf geachtet werden, dass verschiedenen Nutzmessungen jeweils eine Justagemessung zugeordnet wird, welche besonders bevorzugt dann auch zeitlich eng aufeinander folgen, die mit einem ähnlichen oder demselben Wert des Messparameters durchgeführt wird wie die der entsprechenden Justagemessung zugeordnete Nutzmessung. Das heißt, bei einer Diffusionsbildgebung sollte bei der einer Nutzmessung zugeordneten Justagemessung zumindest eine ähnliche, bevorzugt aber genau dieselbe Diffusionsgewichtung eingestellt werden wie bei der zugehörigen Nutzmessung. Bei einem Messparameter, der an sich keinen Einfluss auf eine Verzerrung der Bilddaten hat, wie beispielsweise einer Kontrastmittelkonzentration, ist dieses Kriterium nicht so wichtig. Hier ist in erster Linie darauf zu achten, dass die Justagemessungen zeitlich so eng zusammen liegen, dass die durch Bewegungen des Untersuchungsobjekts bedingten räumlichen Verzerrungen oder Verschiebungen gut erfasst werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist aber bei Diffusionsbildgebungen auch dann anwendbar, wenn – wie in der US 2010/0171498 A1 vorgeschlagen – die Justagemessungen komplett vor den Nutzmessungen durchgeführt werden. In diesen Justagemessungen werden die anlagenspezifischen wirbelstrombedingten Verzerrungen für die drei physikalischen Gradientenachsen jeweils repräsentativ für eine bestimmte Amplitude der Diffusionsgradienten ermittelt. Unter Verwendung eines linearen Modells (unabhängige Überlagerung der Verzerrungen der drei Achsen und lineare Skalierung der Verzerrungen mit der Gradientenamplitude) lassen sich damit für beliebige b-Werte und Diffusionsrichtungen der Nutzmessung die notwendigen Korrekturparameter bestimmen. Die Justagemessungen (die in der Regel nicht für diagnostische Zwecke genutzt werden) können dabei vorteilhaft mit dem neuen Ansatz aufgenommen werden, d. h. dass selektiv ein Gewebetyp mit schwacher Abhängigkeit des Kontrasts von der Diffusionswichtung (z. B. Fett) angeregt wird. Zusätzliche Justagemessungen zwischen den Nutzmessungen sind damit für die Korrektur der Wirbelstromverzerrungen nicht mehr notwendig. Vorzugsweise könnten dann zusätzliche Justagemessungen zwischen den Nutzmessungen genutzt werden, um zusätzlich zur Korrektur der Verzerrungen auch Patientenbewegungen zu korrigieren.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer MR-Anlage gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,
2 vier Vergleichsbilder verschiedener, mit unterschiedlichen Diffusionsgradienten durchgeführter Nutzmessungen und Justagemessungen,
3 ein Flussdiagramm eines möglichen Verfahrens zur Korrektur von Bilddaten einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
In 1 ist grob schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage 1 dargestellt. Sie umfasst zum einen den eigentlichen Magnetresonanzscanner 10 mit einem Untersuchungsraum bzw. Patiententunnel, in den auf einer Liege 11 ein Untersuchungsobjekt 12 eingefahren werden kann. Der Magnetresonanzscanner 10 ist in üblicher Weise mit einem Grundfeldmagnetsystem, einem Gradientenspulensystem sowie einem Sende- und Empfangsantennensystem ausgestattet, welches beispielsweise eine im Magnetresonanzscanner 10 fest eingebaute Ganzkörperspule sowie gegebenenfalls weitere, variabel am Untersuchungsobjekt 12 anzuordnende Lokalspulen umfasst (die einzelnen Magnet- und Spulensysteme sind dem Fachmann bekannt und daher in der schematischen Darstellung in 1 nicht gezeigt).
Die MR-Anlage 1 weist weiterhin eine zentrale Steuereinheit 13 auf, die zur Steuerung der gesamten MR-Anlage 1 verwendet wird. Die zentrale Steuereinheit 13 umfasst eine Bildaufnahmeeinheit 14 zur Pulssequenzsteuerung. In dieser werden die Abfolgen von HF-Pulsen und von Gradientenpulsen in Abhängigkeit von einer gewählten Bildgebungssequenz gesteuert. Zur Ausgabe der einzelnen HF-Pulse weist die zentrale Steuereinheit 13 eine HF-Einheit 15 und zur Steuerung der Gradientenspulen eine Gradienteneinheit 16 auf, welche mit der Bildaufnahmeeinheit 14 zur Aussendung der Pulssequenzen entsprechend kommunizieren. Die HF-Einheit 15 umfasst dabei nicht nur ein Sendeteil, um die HF-Pulssequenzen auszusenden, sondern auch ein Empfangsteil, um koordiniert Magnetresonanz-Rohdaten zu akquirieren. Eine Rekonstruktionseinheit 20 übernimmt die akquirierten Rohdaten und rekonstruiert daraus die MR-Bilder. Wie durch ein Einstrahlen von HF-Pulsen und die Erzeugung von Gradientenfeldern geeignete Rohdaten akquiriert und daraus MR-Bilder rekonstruiert werden können, ist dem Fachmann grundsätzlich bekannt und wird hier nicht näher erläutert.
Eine Bedienung der zentralen Steuereinheit 13 kann über eine Terminalschnittstelle 21 mittels einer Eingabeeinheit 24 und einer Anzeigeeinheit 23 erfolgen, über die somit auch die gesamte MR-Anlage 1 durch eine Bedienperson bedient werden kann. Auf der Anzeigeeinheit 23 können auch MR-Bilder angezeigt werden, und mittels der Eingabeeinheit 24 ggf. in Kombination mit der Anzeigeeinheit 23 können Messungen geplant und gestartet werden.
Über eine weitere Peripheriegeräte-Schnittstelle 22 können zusätzliche Geräte von der zentralen Steuereinheit 13 angesteuert und/oder Daten von diesen Geräten ausgelesen werden. Bei dem in 1 dargestellten Aufbau ist hier eine Kontrastmittelpumpe 25 angeschlossen, mit der dem Patienten 12 ein Kontrastmittel verabreicht wird. Der Zeitpunkt, die Dauer und die Dosis der Kontrastmittelgabe können so z. B. von der Bildaufnahmeeinheit 14 mit den MR-Aufnahmen geeignet synchronisiert werden bzw. mittels der Eingabeeinheit 24 gegebenenfalls in Kombination mit der Anzeigeeinheit 23 auch vorab geplant werden. Alternativ kann die Injektion des Kontrastmittels auch manuell von einem Bediener während der laufenden Messungen ausgelöst werden.
Die der Erfindung zugrunde liegende Problematik wird noch einmal anhand von 3 erläutert, in der Messungen aus einer Diffusionsbildgebung eines Gehirns dargestellt sind. Zur Erstellung von diffusionsgewichteten Bildern werden, wie eingangs erläutert, zusätzlich zu den Gradienten für die Ortskodierung während einer Messung so genannte Diffusionsgradienten unterschiedlicher Stärke geschaltet. Die Stärke der Diffusionsgewichtung wird dabei mit dem so genannten b-Wert gemäß S = S₀·e^(–b·ADC) mit der Signalintensität S angegeben. ADC ist hierbei wieder der „scheinbare Diffusionskoeffizient”. Das Prinzip der Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildern ist dem Fachmann aber bekannt und braucht daher nicht im Detail weiter erläutert zu werden.
Die Diffusionsgradienten verändern jedoch nicht nur wie gewünscht den Kontrast, sondern verursachen – unerwünschterweise – auch eine erhebliche Verzerrung in den aufgenommenen Magnetresonanzbildern. Dies wird in 2 aus den beiden oberen Bildern ersichtlich. Dort ist links ein axiales Schnittbild des Wassersignals ohne Diffusionswichtung dargestellt. Rechts daneben ist der gleiche Schnitt mit einer Diffusionswichtung von b = 1000 s/mm² gezeigt. Deutlich sieht man hier die stark unterschiedlichen Gewebeintensitäten und -kontraste sowie eine zusätzliche Geometrieverzerrung, was für herkömmliche Registrierungsverfahren eine Herausforderung darstellt.
In der unteren Reihe ist dagegen links ein Schnitt der gleichen Hirnregion wieder ohne eine Diffusionsgewichtung dargestellt. Allerdings wurde hier im Wesentlichen selektiv das Fettsignal aufgenommen. Das heißt, es wurde eine Magnetresonanzfrequenz von 3,3 ppm unterhalb der Wasser-Magnetresonanzfrequenz gewählt, um möglichst nur das Fettgewebe anzuregen. Rechts daneben sieht man den gleichen Schnitt wieder mit einer Diffusionsgewichtung von b = 1000 s/mm². Der Bildkontrast zwischen diesen beiden unteren Bildern ist absolut identisch, da im Bild nur das subkutane Fett zu sehen ist, was eine Registrierung und somit eine Ermittlung einer Entzerrungsfunktion sehr einfach macht. Dieser Vorteil wird bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ausgenutzt.
3 zeigt schematisch einen möglichen Verfahrensablauf zur Durchführung einer erfindungsgemäßen Messung einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen.
Das Verfahren startet zunächst im Schritt I, indem beispielsweise zunächst ein Messprotokoll aufgerufen wird und dementsprechend alle erforderlichen Parameter so eingestellt werden, wie es für die nachfolgende Messung erforderlich ist. insbesondere kann der zu variierende Messparameter MP_i im Rahmen dieser Messvorbereitung auf einen Startwert gesetzt werden
Im Schritt II wird dann eine Laufvariable i zunächst auf den Startwert 1 gesetzt.
Im Schritt III erfolgt dann die erste Nutzmessung D_i bzw. diagnostische Messung, beispielsweise bei einer Diffusionsbildgebung die erste Referenzmessung ohne Anlegen eines Diffusionsgradienten.
Anschließend erfolgt im Schritt IV eine zugehörige Justagemessung J_i, welche mit dem gleichen Diffusionsgradienten erstellt wird. Hierbei wird jedoch darauf geachtet, einen Material- bzw. Gewebetyp anzuregen, welcher nur geringe Kontraständerungen bei Anlegen eines Diffusionsgradienten zeigt. Beispielsweise wird, wie bei den Messungen in 2, die Nutzmessung D_i mit einer Magnetresonanzfrequenz durchgeführt, welche das Wassersignal anregt, und die Justagemessung J_i mit einer Magnetresonanzfrequenz, die das Fettsignal anregt.
Im Schritt V wird abgefragt, ob die maximale Anzahl der Messungen für die Messserie erreicht ist. Im vorliegenden Fall beträgt die maximale Anzahl N, welche einen Wert von 2 oder auch einen höheren Wert haben kann, je nachdem, wie viele Diffusionsgradientenmessungen angefertigt werden sollen. Wenn die maximale Anzahl N der Messungen noch nicht durchgeführt wurde (Abzweig „n”), so wird im Schritt VI die Laufvariable i um 1 heraufgesetzt und im Schritt VII wird der Messparameter MP_i, im vorliegenden Fall die Diffusionsgewichtung, ebenfalls auf einen neuen Wert (symbolisiert durch den Übergang von MP_i auf MP_i+1) eingestellt, nämlich den Wert, welcher für die zweite Nutzmessung D_i+1 vorgesehen ist.
Anschließend wird das Verfahren wieder im Schritt III fortgesetzt, indem mit dem neuen Messparameterwert die Nutzmessung D_i+1 durchgeführt wird, um dann wieder im Schritt IV die zugehörige Justagemessung J_i+1 mit dem gleichen Messparameterwert durchzuführen.
Diese Schleife wird so lange fortgesetzt, bis im Schritt V festgestellt wird, dass alle Messungen durchgeführt wurden und die Laufvariable der maximalen Anzahl N der geplanten Messungen entspricht (Abzweig „y”). Danach werden im Schritt VIII aus den Messdaten bzw. Rohdaten der Nutzmessungen D_i und Justagemessungen J_i (i = 1, ..., N) die Bilddaten BD, BJ für diese Messungen rekonstruiert.
Eine solche Rekonstruktion kann selbstverständlich auch schon parallel zu den Messungen der Serie durchgeführt werden, sobald eine Messung komplettiert wurde, um insgesamt die Mess- und Berechnungszeit so gering wie möglich zu halten. Ebenso ist die Reihenfolge unerheblich, ob tatsächlich – wie in 3 dargestellt – erst eine Nutzmessung D_i und dann eine Justagemessung J_i erfolgt oder umgekehrt.
Im Schritt IX werden dann auf Basis der Bilddaten BJ der Justagemessungen Korrekturwerte KW ermittelt. Bei einer Diffusionsbildgebung können beispielsweise die in den Justagemessungen mit der Fettbildgebung erzeugten Bilder aufeinander registriert werden. Dies ist, wie ja anhand von 3 verdeutlicht wurde, relativ einfach möglich, da es zwischen den Bildern keine oder nur sehr geringe Kontraständerungen gibt. Hierzu können übliche Registrierungsverfahren genutzt werden, um eine Transformations- bzw. Entzerrungsfunktion zu finden, wie sie beispielsweise in der DE 10 2010 001 577 , der DE 10 2010 013 605 und der US 2010/0171498 A1 , insbesondere im Zusammenhang mit den in diesen Schriften zitierten Publikationen von Bodammer et al. (in MRM 51: 188–193, 2004) sowie Haselgrove et al. (in MRM 36: 960–964, 1996) durchgeführt werden, deren Inhalte insoweit hier inkorporiert werden.
Dabei werden also als Korrekturwerte die Transformationsfunktionen bzw. Entzerrungsfunktionen mit zugehörigen Transformationsparametern, beispielsweise den Koeffizienten der Transformationsfunktionen, ermittelt. Dies kann z. B. in einer Korrekturparameter-Ermittlungseinheit 17 der zentralen Steuereinheit 13 bei dem in 1 dargestellten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Magnetresonanzgeräts erfolgen.
Diese Korrekturwerte können an eine Bildbearbeitungseinheit 18 übergeben werden, welche dann im Schritt X die Korrekturwerte nutzt, um auf dieser Basis die Bilddaten BD der Nutzmessungen D_i zu korrigieren bzw. verschiedene Bilder der Nutzmessungen D_i unmittelbar aufeinander zu registrieren und ggf. in weiterer Weise auszuwerten, beispielsweise Differenzbilder zu erzeugen.
Ebenso kann bei den Justagemessungen die Bewegung des Untersuchungsobjekts detektiert werden, wobei z. B. die Korrekturparameter nur für die Entzerrung der diffusionsgewichteten MR-Bilder verwendet werden, wenn die Bewegung geringer als ein vorbestimmter Grenzwert ist. Für die Details der vorgenannten Verfahren wird wieder auf die US 2010/0171498 verwiesen.
In ähnlicher Weise, wie dies in 3 dargestellt ist, lässt sich das Verfahren auch für die Registrierung von Bildern einer Aufnahmeserie während einer Kontrastmittelmessung, beispielsweise Perfusionsmessung, nutzen. Bei der Kontrastmittelgabe reduziert sich die Gewebeintensität im Bild meist regional stark unterschiedlich, was bedeutet, dass sich mit fortlaufender Zeit der Bildkontrast schnell in erheblichem Maße ändert, was die Registrierung dann schwierig macht, wenn sich der Patient zwischen den Messungen bewegt. Auch in diesem Fall kann das Verfahren gemäß 3 angewendet werden, wobei beispielsweise jedes Mal vor oder nach einer Nutzmessung wieder eine Justagemessung durchgeführt wird. Allerdings kann hier auf den Schritt VII in der Regel verzichtet werden, da ja meist nur zu Anfang einmal Kontrastmittel gegeben wird und sich der Messparameter MP_i, nämlich hier die Kontrastmittelkonzentration, ohnehin mit der Zeit fortlaufend ändert. Insofern ist es bei einer solchen Kontrastmittelmessung umso wichtiger, dass die Nutzmessung und die zugehörige Justagemessung möglichst nah beieinander liegen oder eine zeitliche Interpolation zwischen den Bilddaten BJ der Justagemessungen J_i durchgeführt wird. Wenn es sich zudem bei den räumlichen Verschiebungen um reine Kopfbewegungen handelt, ist es im Schritt IX nicht nötig, dass eine aufwändige Entzerrungsfunktion berechnet wird, sondern es reicht dann beispielsweise aus, auf Basis der Bilddaten BJ der Justagemessungen J_i Korrekturwerte zu ermitteln, die für eine Starrkörpertransformation genutzt werden können, die die Bewegung des Kopfes repräsentiert.
Um den Messaufwand zu reduzieren, können wie erwähnt Interpolationsverfahren eingesetzt werden. Insbesondere können hierbei auch Informationen aus Nachbarschichten genutzt werden, um während einer Messung nicht alle Schichten messen zu müssen. Dies wird beispielsweise in der DE 10 2010 013 605 näher erläutert, auf die hier insoweit verwiesen wird. Sofern von vornherein dezidierte Justagemessungen zur Ermittlung der Registrierungsparameter verwendet werden, wie dies beispielsweise in der US 2010/0171498 A1 erläutert wird, welche nicht für die Diagnose genutzt werden, können diese auch direkt als reine Fettbilder aufgenommen werden, so dass kein zusätzlicher Messaufwand entsteht.
Das Verfahren bietet also insgesamt die Möglichkeit einer erheblich präziseren und robusteren Registrierung auch bei unterschiedlichen Kontrasten der diagnostischen Bilder, wobei der Messaufwand für die zusätzlichen Justagemessungen, wenn diese in geeigneter Weise durchgeführt werden, nur gering ist oder, wenn ohnehin aus anderen Gründen Justagemessungen durchgeführt werden müssen, überhaut kein zusätzlicher Messaufwand entsteht.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorbeschriebenen Aufbauten lediglich um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Insbesondere können beispielsweise die oben genannten Verfahren auch kombiniert werden, wobei gegebenfalls auch während einer Aufnahmeserie mehrere Messparameter variiert werden. Vorzugsweise sollte dann jedoch darauf geachtet werden, dass die Justagemessungen so zeitlich gelegt bzw. mit entsprechenden Messparametern bzw. Messparametersätzen durchgeführt werden, so dass sie jeweils hinsichtlich ihrer geometrischen Eigenschaften immer noch repräsentativ für die diagnostischen Bilder sind.
Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit” nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

DE 102010001577 [0009, 0054]
DE 102010013605 [0009, 0054, 0059]
US 2010/0171498 A1 [0009, 0033, 0054, 0059]
US 2010/0171498 [0057]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

„Normalized Mutual Information” (NMI) findet sich in Peter E. Latham and Yasser Roudi (2009), Scholarpedia, 4(1): 1658 [0009]
Bodammer et al. (in MRM 51: 188–193, 2004) [0054]
Haselgrove et al. (in MRM 36: 960–964, 1996) [0054]

Claims

Verfahren zur Erzeugung einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts (12), mit folgenden Schritten: – Durchführen mehrerer erster Messungen (D_i) unter Variation eines Messparameters (MP_i, MP_i+1), welcher einen Kontrast eines bei den ersten Messungen (D_i) angeregten ersten Materialtyps stark beeinflusst, – Durchführung mehrerer zweiter Messungen (J_i), bei denen selektiv im Wesentlichen ein zweiter Materialtyp abgebildet wird, der bezüglich dieses Messparameters (MP_i, MP_i+1) weniger kontrastabhängig ist, – Berechnung von räumlichen Korrekturwerten (KW) für Bilddaten (BD) der ersten Messungen (D_i) auf der Grundlage von räumlichen Differenzen zwischen Bilddaten (BJ) von verschiedenen zweiten Messungen (J_i), – räumliche Korrektur von Bilddaten (BD) der ersten Messungen (D_i) und/oder Registrierung von Bilddaten (BD) verschiedener erster Messungen (D_i) aufeinander auf Basis der Korrekturwerte (KW).
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Materialtyp eine andere Magnetresonanzfrequenz als der erste Materialtyp aufweist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2 dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Materialtyp ein Fettgewebe ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung der Korrekturwerte (KW) Bilddaten (BJ) der zweiten Messungen (J_i) aufeinander registriert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4 dadurch gekennzeichnet, dass die Korrekturwerte (KW) Transformationsparameter einer Transformationsfunktion umfassen.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Transformationsparameter mittels eines Optimierungsverfahrens auf Basis eines Ähnlichkeitsmaßes zwischen den Bilddaten (BJ) verschiedener zweiter Messungen (J_i) ermittelt werden
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass eine zweite Messung (J_i) in zeitlicher Nähe zu einer ersten Messung (D_i) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Messungen (J_i) zumindest teilweise zwischen den ersten Messungen (D_i) durchgeführt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die zweiten Messungen (J_i) mit geringerer Auflösung als die ersten Messungen (D_i) durchgeführt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass für eine Berechnung von Korrekturwerten (KW) zwischen Bilddaten (BJ) von zweiten Messungen (J_i) interpoliert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass mit Hilfe der Bilddaten (BJ) aus den zweiten Messungen (J_i) ein Bewegungsschema des Untersuchungsobjekts (12) ermittelt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Messparameter (MP_i, MP_i+1) eine Kontrastmittelkonzentration umfasst.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Messparameter (MP_i, MP_i+1) eine Diffusionsgewichtung umfasst.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass verschiedenen ersten Messungen (D_i) jeweils eine zweite Messung (J₁) zugeordnet wird, die mit einem ähnlichen oder demselben Wert des Messparameters (MP_i, MP_i+1) durchgeführt wird wie die der zweiten Messung (J_i) zugeordnete erste Messung (D_i).
Magnetresonanzanlage (1) mit – einer Bildaufnahmeeinheit (14) zur Erzeugung einer Serie von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts (12) und zum Durchführen mehrerer erster Messungen (D_i) unter Variation eines Messparameters (MP_i, MP_i+1), welcher einen Kontrast eines bei den ersten Messungen (D_i) angeregten ersten Materialtyps stark beeinflusst, und mehrerer zweiter Messungen (J_i), bei denen selektiv im Wesentlichen ein zweiter Materialtyp abgebildet wird, der bezüglich dieses Messparameters (MP_i, MP_i+1) weniger kontrastabhängig ist, – einer Korrekturparameter-Ermittlungseinheit (17), welche ausgebildet ist, um räumliche Korrekturwerte (KW) für Bilddaten (BD) der ersten Messungen (D_i) auf der Grundlage von räumlichen Differenzen zwischen Bilddaten (BJ) von verschiedenen zweiten Messungen (J_i) zu berechnen, – und mit einer Bildbearbeitungseinheit (18) zur räumlichen Korrektur von Bilddaten (BD) der ersten Messungen (D_i) und/oder Registrierung von Bilddaten (BD) verschiedener erster Messungen (D_i) aufeinander auf Basis der Korrekturwerte (KW).