DE60122818T2

DE60122818T2 - Selbstkorrektur von Bewegungsartefakten in MR-Projektionsbildern

Info

Publication number: DE60122818T2
Application number: DE60122818T
Authority: DE
Inventors: P. Kiaran Rochester McGee; Joel Rochester Felmlee; Richard Rochester Ehmann; Armando Rochester Manduca
Original assignee: Mayo Foundation for Medical Education and Research; Mayo Clinic in Florida
Current assignee: Mayo Foundation for Medical Education and Research; Mayo Clinic in Florida
Priority date: 2000-03-30
Filing date: 2001-03-16
Publication date: 2006-12-28
Anticipated expiration: 2021-03-17
Also published as: US6647134B1; EP1148343B1; JP3556176B2; DE60122818D1; JP2001309903A; EP1148343A3; EP1148343A2

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Das Gebiet der Erfindung betrifft Magnetkernresonanzabbildungsverfahren und -systeme. Insbesondere betrifft die Erfindung die Korrektur von Bewegungsartefakten in MR-Bildern.
Wenn eine Substanz, wie etwa menschliches Gewebe, einem gleichmäßigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt wird, versuchen die einzelnen Magnetmomente der Spins in dem Gewebe, sich zu dem Polarisationsfeld auszurichten, präzessieren jedoch in zufälliger Abfolge mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wenn die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Erregungsfeld B₁) ausgesetzt wird, das in der x-y-Ebene sowie in der Nähe der Larmorfrequenz liegt, kann das Nettoausrichtungsmoment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein Nettoquermagnetmoment M_t zu erzeugen. Ein Signal wird durch erregte Spins emittiert, nachdem das Erregungssignal B₁ beendet ist, wobei dieses Signal empfangen und verarbeitet werden kann, um ein Bild auszubilden.
Wenn diese Signale zur Erzeugung von Bildern herangezogen werden, werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich durch eine Sequenz von Messzyklen abgetastet, indem diese Gradienten in Übereinstimmung mit dem speziellen, eingesetzten Lokalisierungsverfahren variieren. Der resultierende Satz von empfangenen NMR-Signalen wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Nutzung von einer von zahlreichen, an sich bekannten Rekonstruktionsverfahren zu rekonstruieren.
Eine Objektbewegung während der Erfassung von NMR-Bilddaten erzeugt sowohl Verwischen wie "Geister" in der phasencodierten Richtung. Geister fallen besonders auf, wenn die Bewegung periodisch oder nahezu periodisch verläuft. Für die meisten physiologischen Bewegungen wird jede Ansicht des NMR-Signals in einer Periode erfasst, die kurz genug ist, damit das Objekt während des Erfassungsfensters stationär berücksichtigt wird. In einem derartigen Fall beruhen Verschmieren und Geisterbildung auf einem inkonsistenten Aussehen des Objekts von Ansicht zu Ansicht. Eine Bewegung, die das Aussehen zwischen Ansichten ändert, wie etwa diejenige, die durch eine Patientenbewegung hervorgerufen wird, durch Atmung oder durch den Herzzyklus oder durch Peristaltik, wird nachfolgend als "ansichtweise Bewegung" bezeichnet. Eine Bewegung kann auch die Amplitude und Phase des NMR-Signals ändern, während die Impulssequenz fortschreitet, und auf diese Bewegung wird nachfolgend als "Bewegung in der Ansicht" Bezug genommen.
Sowohl Verwischen wie Geisterbildung können verringert werden, wenn die Datenerfassung mit dem funktionellen Zyklus des Objekts synchronisiert wird, um eine ansichtweise Bewegung zu reduzieren. Dieses Verfahren ist als torgesteuerte NMR-Abtastung bekannt, und ihr Ziel besteht darin, NMR-Daten im selben Punkt während aufeinander folgender funktioneller Zyklen, so dass das Objekt in jeder Ansicht gleich "aussieht". Der Nachteil der Torsteuerung besteht darin, dass NMR-Daten nur während eines kleinen Bruchteils des Funktionszyklus des Objekts erfasst werden können, und selbst dann, wenn die kürzeste akzeptable Impulssequenz verwendet wird, kann die Torsteuerungstechnik die Datenerfassung signifikant in die Länge ziehen.
Ein weiteres vorgeschlagenes Verfahren zum Beseitigen von Geistartefakten ist im US-Patent Nr. 4567893, erteilt am 4. Februar 1986, offenbart. Dieses ältere Patent lehrt, dass die Distanz in dem Bild zwischen den Geistern und dem Objekt, das abgebildet wird, maximal gemacht wird, wenn die NMR-Impulssequenzwiederholungszeit ein ungerades Vielfaches von einem Viertel der Dauer der periodischen Signalveränderung ist. Dies kann genutzt werden, um Geister auf Grund von Atmungsbewegung zu vermeiden. Während dieses Verfahren tatsächlich die Bildqualität verbessert, stellt es eine Beschränkung der NMR-Impulssequenzwiederholungszeit dar und resultiert häufig in einer längeren Gesamtabtastzeit. Ferner setzt es voraus, dass die Bewegung periodisch verläuft.
Ein noch weiteres Verfahren zum Reduzieren unerwünschter Effekte auf Grund periodischer Signalveränderungen ist im US-Patent 4706026, erteilt am 10. November 1987, mit dem Titel "A Method For Reducing Image Artifacts Due To Periodic Variations In NMR Imaging" offenbart. Gemäß einer Ausführungsform dieses Verfahrens wird eine Annahme bezüglich der Signalveränderungsperiode (beispielsweise auf Grund der Patientenatmung) gemacht, und die Ansichtabfolge wird von einem üblicherweise monoton wachsenden Phasencodiergradienten zu einer vorab gewählten Abfolge geändert. Für eine gegebene Signalveränderungsperiode wird eine Ansichtabfolge derart gewählt, dass die NMR-Signalveränderung eine Funktion der Phasencodierungsamplitude bei einer gewünschten Frequenz ist. Gemäß einer Ausführungsform wird die Ansichtabfolge derart gewählt, dass die Veränderungsperiode gleich der gesamten NMR-Abtastzeit (Niederfrequenz) erscheint, so dass die Geistartefakte so nahe wie möglich an das abgebildete Objekt gebracht werden. Gemäß einer weiteren Ausführungsform (Hochfrequenz) wird die Ansichtabfolge derart gewählt, dass die Verände rungsperiode so kurz wie möglich erscheint, um die Geistartefakte so weit weg vom Objekt wie möglich zu verschieben.
Dieses Verfahren gemäß dem Stand der Technik ist effektiv beim Verringern von Artefakten, und es ist in bestimmtem Hinblick ideal, wenn die Veränderung eher regelmäßig und mit einer bekannten Frequenz erfolgt. Andererseits ist das Verfahren nicht sehr robust, wenn die Annahme, die in Bezug auf die Bewegungszeitperiode gemacht wird, nicht zutrifft (beispielsweise, weil sich das Atmungsmuster des Patienten ändert oder unregelmäßig ist). Wenn dies der Fall ist, verliert das Verfahren im bestimmen Umfang an Wirksamkeit, weil die Fokussieung der Geister, entweder nahestmöglich am Objekt oder so weite weg von diesem wie möglich, verwischt wird. Eine Lösung für dieses Problem ist im US-Patent Nr. 4663591 offenbart, das den Titel trägt "A Method For Deducing Image Artifacts Due To Periodic Signal Variations in NMR Imaging". In diesem Verfahren wird die nicht monotone Betrachtungsabfolge ermittelt, wenn die Abtastung ausgeführt wird und es ist empfindlich auf Änderungen der Periode, so dass eine gewünschte Beziehung (niederfrequent oder hochfrequent) zwischen den Signalveränderungen und dem Gradientenparameter erzeugt wird. Die Wirksamkeit dieses Verfahrens hängt selbstverständlich von der Genauigkeit der Mittel ab, die eingesetzt werden, um die Patientenbewegung zu erfassen, und insbesondere von jeglicher Veränderung der Periodizität dieser Bewegung.
Ein noch weiteres Verfahren zum Verringern von Bewegungsartefakten in NMR-Bildern wird als "Gradientmomentausnullung" bezeichnet. Dieses Verfahren erfordert das Hinzufügen von Gradientenimpulsen zu der Impulsfrequenz, die ausgelöscht oder zu null gemacht werden soll, wobei die Wirkung der NMR-Signalphase, hervorgerufen durch Spins, die sich in den Gra dienten bewegen, für die Positionscodierung genutzt wird. Eine derartige Lösung ist beispielsweise im US-Patent Nr. 4731583 mit dem Titel "Method For Reduction of NMR Image Artifacts Due To Flowing Nuclei By Gradient Moment Nulling" offenbart.
Das erfolgreichste Verfahren zum Korrigieren von MR-Bildern in Bezug auf Bewegungsartefakte verwendet Navigatorsignale, die während der Abtastung erfasst werden. Wie im US-Patent Nr. 4937526 erläutert, werden derartige Navigatorsignale während der Abtastung periodisch erfasst und die Information in diesen Signalen kann genutzt werden, die Bilddaten in Bezug auf die Patientenbewegung zu korrigieren. Unglücklicherweise führt die Erfassung der Navigatorsignale zu einer Erhöhung der Abtastzeit.
Ein automatisches Korrekturverfahren ist durch D. Atkinson et al. mit dem Titel "Information Processing in Medical Imaging", Seite 341–354, 1997, offenbart, demnach die Entropie des rekonstruierten Bilds als Fokuskriterium untersucht wird, durch das Bewegungsabschätzungen iterativ eingestellt werden. Dieses Verfahren gemäß dem Stand der Technik arbeitet auf Grund der Eigenschaften der Entropie hauptsächlich dadurch, dass dunkle Bereiche so dunkel wie möglich gemacht werden (wodurch Geisterbildung beseitigt wird); es nutzt jedoch nicht viel Information aus den hellen Bereichen des Bilds. Während dieses Verfahren bei einfachen Testbildern funktioniert, werden klinische MR-Bilder häufig nicht so scharf, wie sie sein sollten, und die Verarbeitungszeit kann sehr lang werden.
Wie in der gleichzeitig anhängigen WO 9953444 mit dem Titel "Autocorrection of MR Images for Motion Artifacts" offenbart, sind Verbesserungen bei dem Selbstkorrekturprozess gemacht worden, die dazu führen, dass dieser zu einem klinisch nützlichen Verfahren zum Korrigieren medizinischer Bilder wird. Dieses Selbstkorrekturverfahren stellt einen iterativen Prozess dar, in dem Phasenkorrekturen an erfassten NMR-Daten vorgenommen werden, wobei ein Bild aus den korrigierten Daten rekonstruiert wird, und wobei die Qualität des Bilds unter Nutzung einer gewählten Metrik evaluiert wird. Dieser Prozess läuft wiederholt ab, bis die Korrekturen die Bildqualität auf ein vorab festgelegtes Niveau verbessert haben.
MacGee K. P. et al: "Image metric-based correction (autocorrection) of motion effects: analysis of image metric", Journal of Magnetic Resonance Imaging: JMRI, Febr. 2000, Band 11, Nr. 2, Februar 2000 (2000-02), Seiten 174–181, XP002276109, ISSN: 1053–1807, nutzen ebenfalls diese Art eines Selbstkorrekturprozesses und sie verwenden mehrere unterschiedliche Metren zum Evaluieren der Bildqualität. In einem Beispiel der Untersuchung werden 3D-Daten unter Nutzung der Entropie des Gradienten als Bildmetrik selbst korrigiert. Eine maximale Projektion (MIP) wird daraufhin aus dem selbst korrigierten Datensatz erzeugt.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Korrigieren von Bildern, die aus Bilddaten gewonnen werden, die durch ein MRI-System erfasst werden, um einen k-Raum-Bilddatensatz zu bilden; umfassend die Schritte: Rekonstruieren eines Bilds aus dem k-Raum-Bilddatensatz; Erzeugen eines derivativen Bilds durch Verarbeiten des rekonstruieren Bilds; Evaluieren der Qualität des derivativen Bilds durch Berechnen einer Kostenfunktion auf Grundlage des derivativen Bilds; und Minimieren der Kostenfunktion, indem an den k-Raum-Ansichten Korrekturen vorgenommen werden, und Wiederholen der Schritte.
Eine allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht darin, den Selbstkorrekturprozess zum Korrigieren von Bildern zu erweitern, die aus erfassten MRI-Daten gewonnen werden. Das Erzeugen klinisch nützlicher Bilder aus einem rekonstruierten MR-Bild erfordert eine zusätzliche Verarbeitung, die in einem derivativen Bild resultieren kann, das linear oder nicht linear in Beziehung zu dem erfassten MR-Bild steht. Es wurde herausgefunden, dass der Selbstkorrekturprozess erweitert werden kann, um das endgültige, gewonnene Bild zu evaluieren.
Eine spezifischere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, zweidimensionale Projektionsbilder zu korrigieren, die aus erfassten dreidimensionalen MR-Daten erzeugt werden. Der Projektionsprozess erzeugt ein zweidimensionales Bild, das zu den erfassten MR-Daten in linearer Beziehung steht. Dessen ungeachtet konvergiert der Selbstkorrekturprozess in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung in einem Bild, das im Wesentlichen Bewegungsartefakte reduziert.
Gelöst werden die vorstehend genannten Aufgaben durch das Verfahren, das in Anspruch 1 festgelegt ist. Ein zweidimensionales Projektionsbild, das sich in nicht linearer Beziehung zu den erfassten MR-Daten befindet, wird deshalb vor Evaluieren einer Kostenfunktion auf Grundlage eines zweidimensionalen Projektionsbilds gebildet.
Vorteilhafte Weiterbildungen des Verfahrens sind in den abhängigen Ansprüchen festgelegt.
Die vorstehend genannten sowie weitere Aufgaben und Vorteile der Erfindung erschließen sich aus der nachfolgenden Beschreibung. In der Beschreibung wird auf die anliegenden Zeichnungen Bezug genommen, die einen Teil von ihr bilden, und in denen Zeichnungen ist illustrativ eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung gezeigt. Diese Ausführungsform gibt jedoch nicht notwendigerweise den vollen Umfang der Erfindung wider. Es wird diesbezüglich auf die Ansprüche Bezug genommen, um den Umfang der Erfindung auszulegen.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt ein Blockdiagramm eines MRI-Systems, das die vorliegende Erfindung nutzt;
2 zeigt ein Flussdiagramm des bevorzugten Selbstkorrekturverfahrens, das durch das MRI-System von 1 genutzt wird; und
3 zeigt eine grafische Darstellung einer Impulssequenz, die in dem MRI-System von 1 genutzt wird, um dreidimensionale MRA-Daten zu erfassen.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
In 1 sind die Hauptbestandteile eines bevorzugten MRI-Systems gezeigt, das die vorliegende Erfindung enthält. Der Betrieb des Systems wird durch eine Bedienpersonkonsole 100 gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 sowie eine Anzeige 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem getrennten Computersystem 107, das eine Bedienperson in die Lage versetzt, die Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm 104 zu steuern. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Modulen, die miteinander über eine Backplane kommunizieren. Diese enthält ein Bildprozessormodul 106, ein CPU-Modul 108 und ein Speichermodul 113, das auf diesem Gebiet der Technik als Vollbildpuffer zum Speichern von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einer Plattenspeichereinrichtung 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert mit einer getrennten Systemsteuerung 122 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.
Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Modulen, die durch eine Backplane miteinander verbunden sind. Diese enthalten ein CPU-Modul 119 und ein Impulsgeneratormodul 121, das mit der Bedienpersonkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von der Bedienperson, die die Abtastabfolge bzw. -sequenz anzeigen, die durchgeführt werden soll. Das Impulsgeneratormodul 121 betreibt die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastseguenz. Es erzeugt Daten, die den zeitlichen Ablauf, die Höhe und Form der RF-Impulse anzeigen, die erzeugt werden sollen, und den zeitlichen Ablauf und die Länge des Datenerfassungsfensters. Das Impulsgeneratormodul 121 steht mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127 zur Anzeige des zeitlichen Ablaufs und der Form der Gradientenimpulse in Verbindung, die während der Abtastung erzeugt werden sollen. Das Impulsgeneratormodul 121 empfängt außerdem Patientendaten von einem physiologischen Akquisitionscontroller 129, der Signale von einer Anzahl unterschiedlicher Sensoren empfängt, die mit dem Patienten verbunden sind, wie etwa ECG-Signale von Elektroden oder Atmungssignale oder Beatmungssignale von einem Faltenbalg. Schließlich ist das Impulsgeneratormodul 121 mit einer Ab tastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen Sensoren empfängt, die den Zustand des Patienten zugeordnet sind, und von dem Magnetsystem. Über die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 außerdem Befehle zur Bewegung des Patienten in die gewünschte Position für die Abtastung.
Die Gradientenwellenformen, die durch das Impulsgeneratormodul 121 erzeugt werden, werden an ein Gradientenverstärkersystem 127 angelegt, das aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern besteht. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenwicklung in einem Aufbau, der allgemein mit 139 bezeichnet ist, um die Magnetfeldgradienten zu erzeugen, die für Positionscodierungserfassungssignale genutzt werden. Der Gradientenspulenaufbau 139 bildet Teil eines Magnetaufbaus 141, der einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-RF-Spule 152 enthält, wobei ein Übertragermodul 150 in der Systemsteuerung 122 Impulse erzeugt, die durch einen RF-Verstärker 151 verstärkt werden, und das mit der RF-Spule 152 durch einen Sende/Empfangsschalter 154 verbunden ist. Die resultierenden Signale, die durch den erregten Kern in dem Patienten ausgestrahlt werden, können durch eben diese RF-Spule 152 erfasst und über den Sende/Empfangsschalter 154 zu einem Vorverstärker 153 übertragen werden. Die verstärkten NMR-Signale werden demoduliert, gefiltert und digitalisiert in dem Empfängerabschnitt des Übertragers 150. Der Sende/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von dem Impulsgeneratormodul 121 gesteuert, um den RF-Verstärker 151 elektrisch mit der Wicklung 152 während der Sendebetriebsart zu verbinden, und um den Vorverstärker 153 während der Empfangsbetriebsart zu verbinden. Der Sende/Empfangsschalter 154 ermöglicht außerdem die Nutzung einer getrennten RF-Spule (bei spielsweise einer Kopfspule oder einer Oberflächenspule) in entweder der Sende- oder der Empfangsbetriebsart.
Die durch die RF-Spule 152 abgetasteten NMR-Signale werden durch das Übertragermodul 150 digitalisiert und zu einem Speichermodul 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Wenn die Abtastung beendet und ein vollständiges Datenarray in dem Speichermodul 160 erfasst worden ist, wird der Arrayprozessor 161 so betrieben, dass die Daten in ein Array aus Bilddaten Fourier-transformiert werden. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 zu dem Computersystem 107 überführt, wo sie in dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. In Reaktion auf Befehle, die von der Bedienpersonkonsole 100 empfangen werden, können diese Bilddaten auf dem Plattenlaufwerk 112 archiviert werden, oder sie können weiter verarbeitet werden durch den Bildprozessor 106 und zu der Bedienpersonkonsole 100 übertragen und auf der Anzeige 104 angezeigt werden.
Für eine nähere Erläuterung des Übertragers 150 wird auf die US-Patente Nummern 4952877 und 4992736 verwiesen.
Während die vorliegende Erfindung zur Anwendung auf unterschiedliche Arten von medizinischen Bildern kommen kann, betrifft ihre bevorzugte Anwendung die MR-Angiographie. Die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung nutzt eine 3D-Gradientenwiederaufrufechoimpulssequenz, die in 3 gezeigt ist. Die Impulssequenz "3dfgre" wurde genutzt, die verfügbar ist auf dem General Electric 1.5 Tesla MR-Scanner, der unter dem Handelsnamen "SIGNA" erhältlich ist.
Wie insbesondere in 3 gezeigt, wird ein RF-Erregungsimpuls 220 mit einem Kippwinkel von 60° bei Anwesenheit eines Scheibenwahlgradientenimpulses 222 erzeugt, um in dem interessierenden 3D-Volumen eine Quermagnetisierung zu erzeugen, wie in dem US-Patent Nr. 4431968 gelehrt. Hierauf folgt ein Phasencodierungsgradientenimpuls 224, der entlang der z-Achse gerichtet ist, und ein Phasencodierungsgradientenimpuls 226, der entlang der y-Achse gerichtet ist. Ein Auslesegradientenimpuls 228, der entlang der x-Achse gerichtet ist, folgt, und ein partielles Echo-(60%)-NMR-Signal 230 wird erfasst und digitalisiert, wie vorstehend erläutert. Nach der Erfassung führen Rücksetzergradientenimpulse 232 und 234 zu einem erneuten Einphasen der Magnetisierung, bevor die Impulssequenz wiederholt wird, wie im US-Patent Nr. 4665365 gelehrt.
Wie auf diesem Gebiet der Technik bekannt, wird die Impulssequenz wiederholt und die Phasencodierungsimpulse 224 und 226 werden durch eine Reihe von Werten stufenweise geführt, um den 3D-k-Raum abzutasten. In der bevorzugten Ausführungsform werden sechzehn Phasencodierungen entlang der z-Achse und 128 Phasencodierungen entlang der y-Achse verwendet. Für jede spezielle y-Phasencodierung werden deshalb sechzehn Erfassungsvorgänge mit zwölf unterschiedlichen z-Phasencodierungen durchgeführt, um entlang der k_z-Achse eine vollständige Abtastung durchzuführen. Dies wird 128 mal mit 128 unterschiedlichen y-Phasencodierungen wiederholt, um entlang der k_y-Achse eine vollständige Abtastung durchzuführen.
Eine Abtastung entlang der k_x-Achse wird durchgeführt durch Abtasten des Echosignals 230 in Anwesenheit des ausgelesenen Gradientenimpulses 228 während jeder Impulssequenz. Dem Fachmann auf diesem Gebiet der Technik erschließt sich, dass ausschließlich eine partielle Abtastung entlang der k_x-Achse durchgeführt wird, und dass die fehlenden Daten unter Nutzung einer Homodyne-Rekonstruktion oder Nullauffüllung berechnet werden. Dies ermöglicht es, dass die Echozeit (TE) der Impulssequenz auf weniger als 1,8 bis 2,0 ms verkürzt wird, und dass die Impulswiederholrate (TR) auf weniger als 10,0 msec verkürzt wird.
Das eingesetzte Selbstkorrekturverfahren dient zum Reduzieren von Bildartefakten in k-Raum-Bilddatensätzen, die mit dem MRI-System von 1 erfasst werden. Wie in 2 gezeigt, wird, nachdem ein dreidimensionaler k-Raum-Bilddatensatz erfasst worden ist, wie im Prozessblock 200 dargestellt, ein Anfangsblock aus k-Raum-Ansitzen für die Korrektur ausgewählt, wie im Prozessblock 202 angezeigt. In der bevorzugten Ausführungsform 64 werden Ansichten in diesem Anfangsblock gewählt. Die Ansichten in diesem Block werden daraufhin phasenverschoben, wie im Prozessblock 204 angezeigt, und zwar auf Grundlage einer Anfangsbewegungsabschätzung.
Der abgeänderte dreidimensionale k-Raum-Bilddatensatz wird daraufhin Fourier-transformiert, wie im Prozessblock 206 angezeigt, um ein dreidimensionales Bild zu erzeugen. Während Bilder einfach durch Auswählen eines Satzes von Datenpunkten erzeugt werden können, die in einem Querschnitt durch einen der 3D-Datenarrays 250–255 zu liegen kommen, besitzen derartige Bilder einen beschränkten diagnostischen Wert. Dies ist deshalb der Fall, weil Blutgefäße üblicherweise nicht in einer einzigen Ebene liegen und derartige Querschnittsbilder lediglich kurze Teile oder Querschnitte zahlreicher Blutgefäße zeigen, die durch die gewählte Ebene laufen können. Diese Bilder sind nützlich, wenn eine spezielle Stelle in einem spezifischen Gefäß untersucht werden soll; sie sind jedoch weniger nützlich als Mittel zum Untersuchen der Gesundheit des vaskularen Systems und zum Identifizieren von Bereichen, die erkrankt sein können.
Zum Bewerten der gesamten Blutgefäßstruktur und Gesundheit ist es nützlich, das 3D-Array von NMR-Daten in ein einziges 2D-Projektionsbild zu projizieren, um ein Angiogramm-artiges Bild des Vaskularsystems zu erzeugen. Die üblicherweise zum Einsatz kommende Technik hierfür besteht darin, einen Strahl für jedes Pixel in dem Projektionsbild durch das Array von Datenpunkten zu projizieren und den Datenpunkt zu wählen, der den maximalen Wert besitzt. Der für jeden Strahl gewählte Wert wird genutzt, um die Helligkeit seines entsprechenden Pixels in dem Projektionsbild zu steuern. Dieses Verfahren, auf das nachfolgend als "Maximalpixeltechnik" Bezug genommen wird, ist sehr einfach implementierbar und ergibt ästhetisch ansprechende Bilder. Es handelt sich hier um das aktuell bevorzugte Verfahren.
Eine weitere Technik, die genutzt werden kann, um ein Projektionsbild auszubilden, und die mehr von der verfügbaren Information enthält, wird als "Integrationsverfahren" bezeichnet. Dieses Projektionsverfahren ist in dem US-Patent Nr. 5204627 mit dem Titel "Adaptive NMR Angiographic Projection Method" erläutert, und mit diesem Verfahren wird die Helligkeit von jedem Projektionsbildpixel durch die Summe sämtlicher Datenpunkte entlang dem Projektionsstrahl ermittelt.
Eine noch weitere Technik, die verwendet wird, Projektionsbilder zu erzeugen, nutzt ein 3D-Bereichswachstumsverfahren. Die Ursprünge der Bereiche in dem 3D-Datensatz, die zum Wachsen gebracht werden sollen, werden durch eine Bedienperson festgelegt. Die gewachsenen Bereiche werden daraufhin verwischt bzw. verschmiert und einer Schwellenwertbildung unterworfen, um eine Maske zu erzeugen, die Voxel unmittelbar außerhalb der Blutgefäßränder enthält, die in dem Bereichs wachstumsprozess weggelassen sein konnten. Dieses Verfahren ergibt eine sehr gleichmäßige Darstellung der Vaskulator, in der Blutgefäßränder beibehalten sind und eine Blutgefäßüberlappung unter Nutzung visueller Markierungen abgeleitet werden kann, die in dem Darstellungsprozess enthalten sind.
Wie im Prozessblock 208 dargestellt, wird daraufhin die Bildmetrik unter Nutzung dieses Projektionsbild und die Entropie der Gradientenmetrik F₁ berechnet.

g_ij = Wert im Bildpixel, das in der Zeile i und der Spalte j zu liegen kommt.

Wenn die berechnete Metrik F₁ innerhalb einer vorab festgelegten Toleranz liegt, die im Entscheidungsblock 210 festgelegt wird, ist der Block aus 64 Ansichten korrigiert worden und der nächste Block aus 64 Ansichten ist ausgewählt worden, wie im Prozessblock 212 dargestellt, und der Prozess wird wiederholt. Anderweitig wird die Bewegungsabschätzung für diesen Block im Prozessblock 214 eingestellt und der Prozess wird wiederholt, um die Bildmetrik mit der entsprechenden eingestellten Phasenverschiebung zu evaluieren.
Sämtliche Blöcke aus k-Raum-Ansichten werden bezüglich der Phase getrennt eingestellt, beginnend im Zentrum des k-Raums und sich in Auswärtsrichtung weiterarbeitend. Wenn der letzte Block korrigiert worden ist, wie im Entscheidungsblock 216 festgelegt, wird die Blockgröße größenmäßig reduziert, wie im Prozessblock 218 angezeigt, und das System verzweigt zurück zum Prozessblock 202, um die Schritte bezüglich der kleineren Blockgröße zu wiederholen. Der Prozess wird wiederholt und die Blockgröße wird reduziert, bis die minimale Blockgröße verarbeitet worden ist, wie im Entscheidungsblock 220 festgelegt. In der bevorzugten Ausführungsform wird die Blockgröße nach jeder Iteration durch zwei geteilt, und die minimale Blockgröße bildet eine Ansicht. Der korrigierte k-Raum-Datensatz wird daraufhin Fourier-transformiert, um ein optimales Bild zu rekonstruieren, wie im Prozessblock 222 angezeigt.
Es dürfte klar geworden sein, dass das Selbstkorrekturverfahren bezüglich einer, zwei oder drei Bewegungsachsen zur Anwendung gelangen kann. In zahlreichen klinischen Anwendungen des Verfahrens wurde herausgefunden, dass eine Verarbeitung ausschließlich entlang einer Bewegungsachse erforderlich ist. Dies verringert die Verarbeitungszeit beträchtlich. Wenn beispielsweise die Bewegung primär entlang der Phasencodierungsrichtung verläuft, kann eine eindimensionale FFT entlang der ausgelesenen Gradientenrichtung einmal auf dem erfassten k-Raum-Bilddatensatz durchgeführt werden, bevor das Projektions- und Autokorrekturverfahren angewendet wird. Die Phasenkorrekturen im Prozess 204 können auf diesem Hybridraumdatensatz erfolgen, und die Fourier-Transformation im Prozess 206 kann entlang der Phasencodierungsgradientenrichtung als eindimensionaler FFT erfolgen.
In zahlreichen klinischen Anwendungen ist außerdem lediglich ein kleiner Teil des rekonstruierten Bilds klinisch von Bedeutung. Das selbst- bzw. Autokorrekturverfahren kann in die ser Situation modifiziert werden, um die Bildmetrik im Prozessblock 208 ausschließlich in dem interessierenden, gewählten Bereich zu evaluieren. Das heißt, die Bedienperson identifiziert die Pixel in dem interessierenden Bereich, und die Bildmetrik wird ausschließlich auf Grundlage dieser Pixel berechnet. Dies führt zu einer Verringerung der Verarbeitungstechnik und verbessert in einigen Fällen das resultierende Bild in dem kritischen Bereich. Dies erlaubt außerdem die Korrektur von Bildern, in denen die Bewegung in unterschiedlichen Bereichen des Bilds unterschiedlich ist. In derartigen Fällen kann jeder Bereich getrennt unter Nutzung des Autokorrekturverfahrens korrigiert werden. Einfach gesagt können nicht globale Bewegungen dieser Art beispielsweise in der MR-Angiographie korrigiert werden, bei der die Bewegungen nicht komplex sind.
Beispielsweise kann das vollständige Bild 256 Pixelspalten enthalten, die immer dann Fourier-transformiert werden müssen, wenn die Metrik berechnet wird. Wenn sich der durch die Bedienperson gewählte Bereich ausschließlich über 64 Pixelspalten erstreckt, müssen lediglich diese 64 Spalten während jeder Evaluationsiteration transformiert werden. Dies reduziert die Verarbeitungszeit um den Faktor von vier.
Die vorliegende Erfindung kann außerdem genutzt werden, um andere MR-Fehler zu korrigieren. Beispielsweise können Fehler korrigiert werden, die durch Gradientennichtidealitäten in Echo-Planarabbildungs-(EPI)-Akquisitionen oder durch Sättigungsschwankungen auf Grund von Schwankungen bezüglich TR hervorgerufen werden, wenn eine Abbildung bzw. Bildgewinnung unter Nutzung von Herz-Torsteuerung erfolgt.
Die vorliegende Erfindung erlaubt ferner, dass die Autokorrekturen lokal, anstatt global im gesamten Bild angewendet werden. Lokale Bereiche in dem Bild können deshalb getrennt korrigiert werden, um Verarbeitungszeit zusätzlich zu reduzieren und die Korrektur auf die spezielle Bewegung in diesem Bereich zuzuschneiden.
Während die vorliegende Erfindung speziell anwendbar ist zum Korrigieren von Projektions-MR-Angiogrammen, ist sie auch anwendbar auf andere klinische MRI-Anwendungen, bei denen sich das endgültige Bild von dem erfassten Bild unterscheidet.
Beispielsweise können zahlreiche unterschiedliche Bilder aus erfassten MR-Elastografie-Bilddaten erzeugt werden, wie in dem US-Patenten Nummern 5592085 und 5825186 offenbart. Funktionelle MR-Bilder können aus erfassten MR-Bilddaten erzeugt werden, wie im US-Patent Nr. 5603323 erläutert, und diffusionsgerichtete Bilder können aus erfassten MR-Bilddaten erzeugt werden, wie im US-Patent Nr. 4609872 erläutert. Diese sowie weitere Verfahren erzeugen ein endgültiges Bild, das sich von dem Bild unterscheidet, das aus den erfassten MR-Daten rekonstruiert wird, und eine Lehre der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass die Kostenfunktion, die in dem Autokorrekturprozess verwendet wird, auf Grundlage dieses endgültigen Bilds berechnet wird. Dies trifft selbst dann zu, wenn das endgültige Bild nicht linear in Beziehung zu dem rekonstruierten Bild steht.
Die Erfindung kann wie folgt zusammengefasst werden:
Ein MRA-Bild wird für Bewegungsartefakte unter Nutzung eines iterativen Autokorrekturprozesses korrigiert, in dem Korrekturen versucht werden und die Qualität des resultierenden rekonstruierten Bilds wird gemessen. Korrekturen werden an den erfassten dreidimensionalen Daten durchgeführt, während die Metrik, die die Bildqualität misst, auf ein zweidimensionales Projektionsbild zur Anwendung gelangt.

Claims

Verfahren zum Korrigieren eines MRA-Bilds in Bezug auf Artefakte, aufweisend die Schritte: a) Erfassen einer Reihe von Ansichten unter Nutzung eines Magnetresonanzabbildungssystems, das eine dreidimensionale Abbildungsimpulssequenz durchführt, um einen dreidimensionalen Bilddatensatz zu bilden; b) Rekonstruieren eines dreidimensionalen Bilds aus dem erfassten dreidimensionalen Bilddatensatz und optionales Wählen eines kleineren Bereichs in dem Bild, der korrigiert werden soll; c) Projizieren des Bilds oder ausschließlich des Bereichs auf eine zweidimensionale Projektionsebene zur Bildung eines zweidimensionalen Projektionsbilds; d) Evaluieren der Qualität des rekonstruierten Bilds durch Berechnen einer Kostenfunktion auf Grundlage des zweidimensionalen Projektionsbilds; und e) iteratives Minimieren der Kostenfunktion, indem Korrekturen für Ansichten in dem dreidimensionalen Bilddatensatz ausgeführt werden, und durch Wiederholen der Schritte b), c) und d), wobei in dem Fall, dass der Bereich ausgewählt ist, ausschließlich ein Teil des dreidimensionalen Bilds, enthaltend diesen Bereich, im Schritt b) rekonstruiert werden kann.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das dreidimensionale Bild durch Durchführen einer Fourier-Transformation rekonstruiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1, aufweisend das Auswählen eines zweiten Bereichs in dem dreidimensionalen Bild, der korrigiert werden soll, und Durchführen der Schritte c), d) und e) bezüglich des zweiten Bereichs.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Kostenfunktion als Entropie des Gradienten des zweidimensionalen Projektionsbilds berechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Kostenfunktion im Schritt e) iterativ minimiert wird durch: i) Ausführen von Korrekturen in jedem von mehreren Blöcken von Ansichten und Wiederholen der Schritte b), c) und d), bis die Kostenfunktion für jeden Block minimiert ist; ii) Verringern der Anzahl von Ansichten in jedem Block und Wiederholen des Schritts e); und iii) Wiederholen des Schritts ii), bis die Anzahl von Ansichten in dem Block ein Minimum erreicht.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei das Minimum eine Ansicht pro Block ist.