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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Korrektur von Bildverzerrungen,
die bei Aufnahmen von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildern
(MR-Bildern) von einem Untersuchungsobjekt auftreten, sowie eine
Magnetresonanzanlage (MR-Anlage)
hierfür.
Die Erfindung findet insbesondere bei der Korrektur von diffusionsgewichteten Bildgebungen
Anwendung, die mit Hilfe der Echoplanartechnik (EPI) aufgenommen
wurden. Bei der Echoplanarbildgebung werden nach einem einzigen HF-Anregungspuls mit
einer Serie von Echos im Auslesegradienten Signale erzeugt, die
durch eine Modulierung des Phasenkodiergradienten in dem k-Raum
verschiedenen Zeilen zugeordnet werden können. In der diffusionsgewichteten
EPI-Bildgebung stellen wirbelstrombedingte Verzerrungen eine große Herausforderung
dar, da hohe Gradientenamplituden für die Diffusionsbildgebung,
die so genannten Diffusionsgradienten, in Kombination mit einer
großen Empfindlichkeit
in Phasenkodierrichtung verwendet werden, die zu den Verzerrungen
führen.
In Phasenkodierrichtung beträgt
die Auflösung
bei derartigen EPI-Bildern üblicherweise
ca. 10 Hz pro Pixel.
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Bei
der Diffusionsbildgebung werden zumeist mehrere MR-Bilder mit unterschiedlichen
Diffusionsrichtungen und Diffusionswichtungen aufgenommen und miteinander
kombiniert, um beispielsweise Parameterkarten für Diffusionskoeffizienten wie
beispielsweise ADC (Apparent Diffusion Coefficient) oder FA (Fractional
Anisotropy) zu berechnen. Die Diffusionswichtung wird durch einen
b-Wert beschrieben, der von der Stärke der angewendeten Diffusionsgradienten
abhängt
und in Sekunden pro Quadratmillimeter gemessen wird. Diese Diffusionsbilder
mit unterschiedlichen Diffusionsrichtungen und -wichtungen können dann
zu diagnostischen Zwecken verwendet werden. Hierbei führen jedoch
von den Diffusionsgradienten generierte Wirbelstromfelder zu Bildverzerrungen,
deren Erscheinungsbild so wohl von der Amplitude der Gradienten,
d. h. der Diffusionswichtung, als auch von deren Richtung abhängt. In
guter Näherung
können
die Verzerrungen beschrieben werden als einfache affine Transformation
mit der Skalierung M, der Scherung S und der Verschiebung bzw. Translation
T. Werden die aufgenommenen Einzelbilder unkorrigiert miteinander kombiniert,
führen
die für
jedes Bild unterschiedlichen Verzerrungen zu fehlerhaften Zuordnungen
von Pixelinformationen und damit zu Fehlern oder zumindest zu einer
reduzierten Präzision
der berechneten Parameter.
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Im
Stand der Technik sind mehrere bildbasierte Verfahren zur Korrektur
von wirbelstrombedingten Verzerrungen in der Diffusionsbildgebung bekannt.
Beispielsweise wird in Haselgrove et al. in MRM 36: s. 960-964,
1996 beschrieben, dass ein MR-Bild mit b = 0, d. h. ein unverzerrtes
Bild, aufgenommen wird, welches als Referenzbild dient. Weiterhin
wird eine weitere Justagemessung mit geringer Diffusionswichtung
für die
zu korrigierende Richtung aufgenommen, wobei eine geringe Diffusionsrichtung
beispielsweise einen b-Wert von 150 s/mm2 bedeutet.
Die mit diesen Messungen bestimmten Verzerrungsparameter M, S und
T werden unter Verwendung einer Extrapolationsbeziehung für die Korrektur
der eigentlichen diffusionsgewichteten MR-Bilder, bei denen der b-Wert beispielsweise
1000 s/mm2 beträgt, verwendet.
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Dieses
Verfahren hat den Nachteil, dass für jede Diffusionsrichtung eine
Justagemessung notwendig ist. Für
eine genaue Aussage über
die Diffusion sind aber beispielsweise auch Aussagen in sehr vielen
verschiedenen Richtungen notwendig, zum Beispiel zwischen 5 und
200 verschiedene Richtungen. Da für jede Diffusionsrichtung eine
Justagemessung notwendig ist, würde
dies zu nicht tolerierbar langen Aufnahmezeiten führen. In
den diffusionsgewichteten Bildern mit b = 150 s/mm2 sind
die Verzerrungen noch nicht sehr stark ausgeprägt, so dass die präzise Bestimmung
der Parameter wie Skalierung, Scherung und Translation schwierig
ist. Durch die Extrapolation dieser Werte auf größere b-Werte werden Fehler
bei der Bestimmung des b150-MR-Bildes verstärkt. Ebenso können Bewegungen
zwischen der Aufnahme des Referenzbilds und der Justagemessung zur
fehlerhaften Bestimmung der Korrekturparameter führen. Weiterhin ist der Kontrast
zwischen den beiden Bildern zwar ähnlich, aber nicht identisch, was
zu einer mangelhaften Robustheit des Verfahrens führt, sobald
Gewebe mit schnell diffundierenden Wassermolekülen im Bild vorhanden ist.
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Weiterhin
ist in Bodammer et al. in MRM 51: s. 188-193, 2004 beschrieben,
dass zwei Bilder mit identischer Diffusionsrichtung und -wichtung,
aber invertierter Polarität
aufgenommen werden. Während der
Diffusionskontrast bei invertierter Polarität unverändert bleibt, wirkt sich die
Inversion auf die Verzerrung als Invertierung aus, was bedeutet,
dass aus einer Streckung eine Stauchung und aus einer positiven
eine negative Scherung und aus einer positiven eine negative Translation
wird. Bei diesem Verfahren müssen
jedoch für
jede Diffusionsrichtung und für jede
Diffusionswichtung jeweils zwei Bilder aufgenommen werden. Außerdem kann
das Signal-zu-Rausch-Verhältnis in
Bildern mit hohen b-Werten extrem klein sein, was die präzise Bestimmung der
Korrekturparameter erschwert. Weiterhin können Kontrastunterschiede aufgrund
von gerichteter Bewegung, wie beispielsweise Fluss oder Pulsatationen,
zu einer mangelnden Robustheit des Verfahrens führen. Weiterhin können Bewegungen
zwischen der Aufnahme der beiden Messungen zu fehlerhaften Bestimmungen
der Korrekturparameter führen.
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Daher
ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein verbessertes
Korrekturverfahren von Bildverzerrungen bei der Aufnahme von diffusionsgewichteten
MR-Bildern und eine korresponderende Vorrichtung bereitzustellen.
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Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den
abhängigen Ansprüchen sind
bevorzugte Ausführungsformen
der Erfindung beschrieben.
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Gemäß einem
ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren bereitgestellt, bei
dem eine erste Justagemessung mit einer ersten Diffusionswichtung durchgeführt wird
sowie eine zweite Justagemessung mit einer zweiten Diffusionswichtung.
Weiterhin werden Korrekturparameter zum Entzerren der diffusionsgewichteten
MR-Bilder auf der Grundlage der beiden Justagemessungen berechnet,
wobei eine der beiden Justagemessungen derart ausgebildet ist, dass
sie mit einer vorbestimmten Diffusionswichtung in drei orthogonalen
Diffusionsrichtungen durchgeführt
wird. Zusätzlich
werden Korrekturparameter für die
drei orthogonalen Diffusionsrichtungen bestimmt. Erfindungsgemäß wird eine
der beiden Justagemessungen nur mit einer Diffusionswichtung und
nur mit drei orthogonalen Diffusionsrichtungen durchgeführt. Hierbei
wird eine Linearität
der Amplitude der Verzerrungen und eine unabhängige lineare Superposition der
orthogonalen Wirbelstromfelder angenommen und es werden die Korrekturparameter
für diffusionsgewichtete
MR-Bilder mit beliebiger Diffusionsrichtung durch Linearkombination
aus den Korrekturparametern für
die drei orthogonalen Diffusionsrichtungen bestimmt. Sind beispielsweise
die Verzerrungsparameter für
die x-Richtung (1, 0, 0), die y-Richtung (0, 1, 0) und die z-Richtung
(0, 0, 1) bekannt, so können
hieraus direkt die für
die Richtung (X, Y, Z) = x·(1, 0,
0) + y·(0,
1, 0) + z·(0,
0, 1) benötigten
Korrekturparameter ermitteln werden, wodurch die Messzeit signifikant
reduziert wird. Jede beliebige Diffusionsrichtung bzw. die Korrekturparameter
für MR-Bilder
mit dieser Diffusionsrichtung können
durch Linearkombination aus den Korrekturparametern berechnet werden,
die für
die drei orthogonalen Diffusionsrichtungen bestimmt werden. Anstelle
von Justagemessungen in 5 bis 200 unterschiedlichen Richtungen sind nur
noch Messungen in drei orthogonalen Diffusionsrichtungen notwendig.
Sofern die Justagemessungen mit einer anderen Diffusionswichtung
als die zu korrigierenden MR-Bilder aufgenommen wurde, kann zusätzlich eine
Extrapolation oder Interpolation der Korrekturparameter vorgenommen
werden.
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Hierbei
entsprechen die drei orthogonalen Diffusionsrichtungen den Richtungen
der drei Magnetfeldgradienten, die bei der Aufnahme der diffusionsgewichteten
MR-Bilder verwendet werden.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der Erfindung wird bei einer der beiden Justagemessungen eine Diffusionswichtung
mit einem Diffusionsfaktor b angewendet, der zwischen 200 und 800
s/mm2, vorzugsweise zwischen 400 und 600
s/mm2, beispielsweise bei 500 s/mm2 liegt. Dies ist ein b-Wert, der erstens
ein ausreichendes Signal-zu-Rausch-Verhältnis für eine präzise Bestimmung der Parameter
garantiert und zweitens bereits hinreichend starke Verzerrungen
generiert, was sich ebenfalls positiv auf die Präzision auswirkt.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der Erfindung wird die Bewegung des Untersuchungsobjekts zwischen
den Justagemessungen detektiert, wobei die Korrekturparameter für die Entzerrung
nur für
die Entzerrung der diffusionsgewichteten MR-Bilder verwendet werden, wenn die Bewegung
geringer als ein vorbestimmter Grenzwert ist. Dies kann bedeuten,
dass Justagemessungen bei Detektion von Bewegungsamplituden oberhalb
des Grenzwerts wiederholt werden. In einem einfachen Fall kann beispielsweise
jede Justagemessung und gegebenenfalls die Referenzmessung mehrmals
durchgeführt und
diese Bilder sukzessive miteinander verglichen werden. Zeigt der
Vergleich eine zu geringe Korrelation der Bilder, wird dies als
Bewegung interpretiert und die Justagemessung kann solange wiederholt werden,
bis die Korrekturparameter frei von Bewegungsartefakten ermittelt
werden können.
Mit dem erfindungsgemäß minimierten
Umfang der notwendigen Justagemessungen wird erstens das Risiko
einer Bewegung aufgrund der kurzen Aufnahmezeit reduziert und zweitens
der zeitliche Nachteil bei einer notwendigen Wiederholung der Justagemessung klein
gehalten.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform wird
die Bewegung zwischen den Justagemessungen durch Berechnung eines
Entro piemaßes
bestimmt. Ein Entropiemaß wie
beispielsweise die „Normalized
Mutual Information” (NMI)
hat den Vorteil, dass sie nicht vom Kontrast der aufgenommenen Bilder
abhängt.
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Weiterhin
können
bei der Berechnung der Korrekturparameter aus den Justagemessungen
nur Signalintensitäten
in den jeweiligen MR-Bildern berücksichtigt
werden, die größer sind
als ein vorbestimmter Schwellwert. Mit einer derartigen Rauscherkennung
kann beispielsweise die Ähnlichkeitsbewertung
zweier Bilder auf die Information tragenden Teile des Bilds begrenzt
werden. Beispielsweise kann die eine oder die andere Justagemessung
zur Generierung einer Maske verwendet werden, wobei nur Bildintensitäten oberhalb
des Schwellwerts verwendet werden. Dieser vorbestimmte Schwellwert
kann fest vorgegeben sein oder dynamisch aus der Bildinformation
ermittelt werden.
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Ebenso
kann als Vorverarbeitung vor der Berechnung der Korrekturparameter
ein Kantendetektionsfilter auf die MR-Bilder angewandt werden, um anschließend die
Korrekturparameter anhand der gefilterten Bilddaten zu berechnen.
Durch Berücksichtigung
insbesondere der Kanten in den diffusionsgewichteten MR-Bildern
ist es einfacher und schneller möglich,
unabhängig
von der Signalintensität
des Gewebes Verzerrungen im MR-Diffusionsbild wie Translation, Scherung
oder Vergrößerung bzw.
Verkleinerung zu detektieren.
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In
einer weiteren Ausführungsform
können bei
der Berechnung der Korrekturparameter für Translation, Skalierung und
Scherung iterative Optimierungsverfahren verwendet werden, bei denen gleichzeitig
die gesamte Bildinformation zur Berechnung der Korrekturparameter
berücksichtigt
wird. In den beiden Verfahren des Stands der Technik nach Bodammer
und Haselgrove werden die Bilder zur Berechnung der Korrekturparameter
zeilenweise miteinander verglichen und es wird in einem „Brute Force”-Ansatz
der gesamte sinnvolle Parameterraum ausgewertet, um den optimalen
Parametersatz für Translation,
Scherung und Vergrößerung/Verkleinerung
zu ermitteln. In der hier vorgeschlagenen Ausführungsform wird das komplette
Justagebild schrittweise einer MST-Transformation unterzogen und
der Ähnlichkeitsvergleich
auf dem gesamten Bild und nicht zeilenweise durchgeführt. Obwohl
die einzelnen Schritte längere
Berechnungszeiten erfordern, kann die Zahl der Schritte signifikant
reduziert werden, so dass die gesamte Rechenzeit im Rahmen bleibt. Weiterhin
hat die Verwendung der gesamten Bildinformation den Vorteil, bessere Ähnlichkeitsmaße als die
Kreuzkorrelation zu verwenden, beispielsweise die oben erwähnte Normalized
Mutual Information (NMI). Hier entfällt des Weiteren die Limitierung
auf eine festgelegte Genauigkeit bzw. Schrittweite der Korrekturparameter.
Beispielsweise kann ein Simplexoptimierungsverfahren verwendet werden,
da es lediglich Funktionswerte und keine Gradienten benötigt und
auch in einem Optimierungsraum mit lokalen Minima meistens in der
Lage ist, ein globales Minimum zu finden.
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Die
Erfindung betrifft weiterhin eine MR-Anlage zur Aufnahme der diffusionsgewichteten
MR-Bilder mit einer Bildaufnahmeeinheit zur Aufnahme der diffusionsgewichteten
MR-Bilder und der Justagemessungen mit den verschiedenen Diffusionswichtungen.
Ebenso ist eine Recheneinheit vorgesehen, die die Korrekturparameter
zum Entzerren der diffusionsgewichteten MR-Bilder auf der Grundlage der beiden
Justagemessungen berechnet. Die Bildaufnahmeeinheit führt bei
einer der beiden Justagemessungen eine Diffusionswichtung in drei
orthogonalen Diffusionsrichtungen durch. Die Recheneinheit bestimmt
die Korrekturparameter für
die drei orthogonalen Diffusionsrichtungen. Die MR-Anlage, insbesondere
die Recheneinheit, arbeitet wie oben im Detail näher beschrieben.
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Das
hier beschriebene Verfahren zur Verbesserung der Korrektur von Bildverzerrungen
kann sowohl auf das von Bodammer et al. beschriebene Verfahren angewendet
werden als auch auf das von Haselgrove et al. beschriebene Verfahren.
Bei dem von Haselgrove beschriebenen Verfahren entspricht die erste
Justagemessung mit der ersten Diffusionswichtung der Referenzmessung
ohne Diffusionsgradient. Das heißt in diesem Fall wäre die erste
Diffusionswichtung Null. Die zweite Justagemessung wird dann in
die drei orthogonalen Diffusionsrichtungen mit der vorbestimmten
Diffusionswichtung durchgeführt.
Bei der Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens auf das Verfahren
von Bodammer et al. wäre
die erste Justagemessung mit der ersten Diffusionswichtung die negative
Diffusionswichtung, während
die zweite Justagemessung die Messung mit der gleichen positiven
Diffusionswichtung wäre.
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Die
Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden
Zeichnungen näher
erläutert.
Hierbei zeigen:
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1 schematisch
eine MR-Anlage nach dem Stand der Technik mit der Verzerrungen bei
diffusionsgewichteten MR-Bildgebungen korrigiert werden können,
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2 ein
Flussdiagramm mit den hauptsächlichen
Schritten des erfindungsgemäßen Verfahrens
zur Korrektur von Verzerrungen, und
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3 ein
Flussdiagramm zu einem weiteren Verfahren zur Korrektur von Verzerrungen
bei der MR-Diffusionsbildgebung.
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In 1 ist
eine an sich bekannte MR-Anlage dargestellt, mit der diffusionsgewichtete
MR-Bilder mit Hilfe der Echoplanartechnik aufgenommen werden können und
mit der wirbelstrombedingte Verzerrungen in den Diffusionsbildern
vermindert werden können.
Die MR-Anlage weist einen Magneten 10 auf, in den auf einer
Liege 11 eine Untersuchungsperson 12 eingefahren
wird, um in der Mitte des Magneten MR-Bilder der Untersuchungsperson 12 aufzunehmen.
Die MR-Anlage weist weiterhin eine zentrale Steuereinheit 13 auf,
die zur Steuerung der MR-Anlage verwendet wird. Die zentrale Steuereinheit 13 weist
eine Bildaufnahmeeinheit 14 zur Pulssequenzsteuerung auf,
in der die Abfolge der HF-Pulse und die Abfolge der Gradientenschaltungen
in Abhängigkeit
von der gewählten
Bildgebungssequenz gesteuert werden. Wie durch Einstrahlen von HF-Pulsen
und der Erzeugung von Gradientenfeldern MR-Bilder erzeugt werden
können,
ist dem Fachmann grundsätzlich
bekannt und wird hier nicht näher
erläutert.
Die zentrale Steuereinheit weist wei terhin eine HF-Einheit 15 zur
Steuerung der HF-Pulse und eine Gradienteneinheit 16 zur
Steuerung der Magnetfeldgradienten auf, die während der Bildgebung geschaltet
werden. Zur Erstellung von diffusionsgewichteten Bildern werden
zusätzlich
zu den Gradienten für
die Ortskodierung Diffusionsgradienten unterschiedlicher Stärke geschaltet.
Bei der Erstellung von diffusionsgewichteten MR-Bildern mit Hilfe
der EPI-Technik sind aufgrund der geringen Frequenzunterschiede
in Phasenkodierrichtung die Bilder verzerrt. Insbesondere Wirbelströme führen zu signifikanten
Verzerrungen in der Phasenkodierrichtung. So führt beispielsweise ein verbleibender
Gradient in Schichtselektionsrichtung (z-Richtung) bei der Aufnahme
von diffusionsgewichteten MR-Bildern mit der EPI-Technik zu einer
einheitlichen Translation jedes Pixels in die Phasenkodierrichtung
y. Ein Gradient in Frequenzkodierrichtung x erzeugt ein sich mit x
linear änderndes
Feld. Hierbei wird jede Spalte, d. h. jeder Bildpunkt, mit einer
vorbestimmten y-Koordinate
linear mit x verschoben, was zu einer Scherung des gesamten Bilds
parallel zur y-Richtung führt.
Ein Restgradient in Phasenkodierrichtung y, der zu einem sich linear ändernden
Feld in Abhängigkeit
von y führt,
bedeutet, dass jeder Bildpunkt in y-Richtung um einen Betrag verschoben
wird, der linear mit der y-Position in Verbindung steht. Dies bedeutet
eine Größenänderung,
Vergrößerung oder
Verkleinerung in y-Richtung. Diese Vergrößerung ist unabhängig von
x.
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Wie
im Stand der Technik in Haselgrove et al. oder Bodammer et al. näher beschrieben
ist, können Korrekturparameter
für die
Translation T, für
die Scherung S und für
die Vergrößerung/Verkleinerung M
berechnet werden. Hierzu ist in der Vorrichtung von 1 eine
Recheneinheit 17 vorgesehen, die aus Justagemessungen die
Korrekturparameter berechnet, die zur Entzerrung von diffusionsgewichteten
MR-Bildern mit der EPI-Technik
notwendig sind. Weiterhin sind eine Eingabeeinheit 18 und
eine Anzeigeeinheit 19 vorgesehen, mit deren Hilfe die MR-Anlage
durch eine Bedienperson bedient und auf der MR-Bilder angezeigt bzw. Messungen geplant werden
können.
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In 2 sind
die grundlegenden Schritte gezeigt, mit denen systembedingte Verzerrungen
in diffusionsgewichteten MR-Bildern
korrigiert werden können.
Nach dem Start des Verfahrens in Schritt 100 wird in Schritt 110 eine
erste Justagemessung durchgeführt.
Bei der Anwendung des vorliegenden Verfahrens auf das in Haselgrove
et al. beschriebene Verfahren ist die erste Justagemessung eine
Messung ohne Diffusionswichtung, d. h. mit einem Wert b = 0 s/mm2, wodurch ein nicht verzerrtes MR-Bild erhalten
wird, das als Referenz dient zur Berechnung der Verzerrung von diffusionsgewichteten
MR-Bildern mit Diffusionswichtung
b ≠ 0 s/mm2.
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Bei
der Anwendung des vorliegenden Verfahrens von Bodammer et al. ist
die erste Justagemessung eine Messung mit einer vorbestimmten Diffusionswichtung
mit negativer Polarität.
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In
Schritt 120 wird eine zweite Justagemessung durchgeführt. Angewandt
auf das Verfahren von Bodammer et al. ist diese zweite Justagemessung
die Messung mit gleicher Diffusionswichtung, jedoch positiver Polarität. Angewandt
auf das Verfahren von Haselgrove et al. ist die zweite Justagemessung
eine Justagemessung mit einer mittleren Diffusionswichtung mit einem
b-Wert zwischen 200 und 800 s/mm2, beispielsweise
500 s/mm2, um eine gewisse Verzerrung gegenüber dem
unverzerrten Referenzbild zu erhalten, wobei die Diffusionswichtung
jedoch nicht so hoch gewählt
wird, damit das schlechte Signal-zu-Rausch-Verhältnis bei Messungen mit hoher
Diffusionswichtung die nachfolgende Berechnung nicht unnötig erschwert.
In einem Schritt 130 werden dann die Korrekturparameter
für Translation, Scherung
bzw. Skalierung T, M und S berechnet, die zur Korrektur von diffusionsgewichteten
MR-Bildern verwendet
werden können.
Die in den Schritten 110 und 120 durchgeführten Justagemessungen
werden bei Anwendung des Verfahrens auf das Verfahren gemäß Bodammer
et al. in drei orthogonalen Raumrichtungen mit negativer Polarität und mit
drei orthogonalen Raumrichtungen mit positiver Polarität aufgenommen.
Aus den Verzerrungen mit negativer Polarität und den Verzerrungen mit
positiver Polarität können dann
sämtli che
anderen Verzerrungen zu unterschiedlichen Diffusionswichtungen und
-richtungen berechnet werden. Bei der Anwendung des Verfahrens auf
Haselgrove et al. werden in Schritt 120 nur bei der zweiten
Justagemessung Diffusionsgradienten in den drei unterschiedlichen
Raumrichtungen gemessen und hierfür Korrekturparameter M, S und T
berechnet. Mit diesen in den Schritten 110 sowie 120 gemessenen
Justagemessungen können
dann Korrekturparameter für
jede beliebige Raumrichtung durch Superposition bzw. Linearkombination
berechnet werden. Wenn in einem Schritt 140 diffusionsgewichtete
MR-Bilder aufgenommen werden, so führt dies zu verzerrten MR-Bildern,
wobei die Verzerrung von der Stärke
und der Richtung des angelegten Diffusionsgradienten abhängt. In
einem Schritt 150 können
die diffusionsgewichteten MR-Bilder korrigiert werden, wobei diese
Korrektur für
jede beliebige Diffusionsrichtung und -wichtung möglich ist
durch Superposition der Verzerrungen in den drei einzelnen Raumrichtungen
und ggf. Extrapolation oder Interpolation der Korrekturparameter.
Letzere erfolgt wie von Haselgrove beschrieben durch Skalierung
der Parameter mit dem Verhältnis
der Diffusionsgradientenamplituden (d. h. mit dem Verhältnis der
Quadratwurzel der b-Werte). Werden die diffusionsgewichteten MR-Bilder
mit einer bestimmten Diffusionsrichtung aufgenommen, so können die
für diese
Bilder bedingten Verzerrungen berechnet werden und die diffusionsgewichteten
MR-Bilder korrigiert werden. Das Verfahren endet in Schritt 160.
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In 3 ist
eine weitere Ausführungsform beschrieben,
die weitere Details des Korrekturverfahrens zeigt unter Berücksichtigung
der Bewegungskorrektur. Nach der Durchführung der beiden Justagemessungen
(Schritt 190), wie zu 2 beschrieben,
kann optional, wie in 3 gezeigt, eine Vorverarbeitung
in Schritt 200 erfolgen. Bei dieser Vorverarbeitung können beispielsweise
die MR-Bilder aus den Justagemessungen derart vorverarbeitet werden,
dass vor der Berechnung der Verzerrungsparameter mit einer Rauscherkennung
nur Bildbereiche mit Intensitäten
oberhalb eines vorbestimmten Schwellwerts berücksichtigt werden. Ebenso kann mit
einem Kantendetektions filter der Umriss des untersuchten Bereichs
verstärkt
werden, um nur anhand des Umrisses die Scherung, Translation und Vergrößerung oder
Verkleinerung zu berechnen. Durch die in diesem Verarbeitungsschritt 200 durchgeführten Änderungen
lässt sich
die Robustheit des Verfahrens signifikant verbessern. Im nächsten Schritt 210 wird
dann eine der beiden Justagemessungen wiederholt, und nach einer
in Schritt 220 wiederholten Vorverarbeitung (ähnlich wie
in Schritt 200) wird dann die wiederholte Justagemessung
mit der entsprechenden Messung von Schritt 190 verglichen, um
zu überprüfen, ob
eine Bewegung zwischen den Untersuchungen stattgefunden hat (Schritt 230).
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Bei
dem Vergleich der wiederholten Justagemessung mit der entsprechenden
Justagemessung aus Schritt 190 kann beispielsweise ein Ähnlichkeitsmaß wie das
NMI verwendet werden, wobei das NMI-Maß den Vorteil hat, dass es
unabhängig
von dem Kontrast in den erzeugten MR-Bildern ist. Ist das Ähnlichkeitsmaß in Schritt 230 zwischen
dem vorverarbeiteten wiederholten Justagebild und dem vorverarbeiteten
Bild der entsprechenden ersten Justagemessung größer als ein Toleranzwert, so
bedeutet dies, dass das Korrelationsmaß groß genug ist, um in einem Schritt 240 die
Transformation bezüglich
M, S und T durchzuführen.
Ist jedoch das Ähnlichkeitsmaß geringer
als der Toleranzwert, so müssen
die Messungen wiederholt werden. In einem Schritt 250 werden
dann die diffusionsgewichteten MR-Bilder aufgenommen, die aufgrund
der Diffusionswichtung verzerrt sind. Diese können in Schritt 260 mit
den in Schritt 240 berechneten Parametern korrigiert werden,
wodurch ein diffusionsgewichtetes MR-Bild erhalten wird, bei dem
die diffusionsgewichtungsbedingte Verzerrung minimiert ist. Die
in Schritt 260 erhaltenen MR-Bilder können dann als Grundlage für weitere
Verarbeitungsschritte 270 verwendet werden.
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Mit
dem minimierten Umfang der notwendigen Justagemessung wird das Risiko
der Bewegung aufgrund des kurzen Aufnahmezeitraums reduziert. Weiterhin
ist der zeitliche Mehraufwand bei einer notwendigen Wiederholung
aufgrund der Messung in den drei orthogonalen Raumrichtungen relativ
gering.
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Falls
in Schritt 260 dieser Toleranzbereich nicht eingehalten
wurde, müssen
die Korrekturparameter in einem Schritt 270 erneuert werden,
d. h. die Justagemessungen müssen
wiederholt werden. Liegt die Entropie im Toleranzbereich, so kann
in Schritt 280 das finale Bild und die finalen Korrekturparameter
identifiziert werden und das finale korrigierte Diffusionsbild zur
Berechnung der Diffusionsgrößen verwendet
werden.
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Das
im Zusammenhang mit 3 beschriebene Verfahren hat
den Vorteil, dass es unempfindlich gegenüber Bewegungen ist, insgesamt
eine kürzere
Messzeit aufgrund der kürzeren
Justagemessungen hat und robust und zuverlässig arbeitet.