DE10319037A1

DE10319037A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Korrektur von Bildverzerrungen bei der Magnetresonanztomografie

Info

Publication number: DE10319037A1
Application number: DE2003119037
Authority: DE
Inventors: Nikolaus Weiskopf; Klaus Mathiak; Uwe Klose
Original assignee: Eberhard Karls Universitaet Tuebingen; Universitaetsklinikum Tuebingen
Current assignee: Eberhard Karls Universitaet Tuebingen; Universitaetsklinikum Tuebingen
Priority date: 2003-04-25
Filing date: 2003-04-25
Publication date: 2004-11-11

Abstract

Es wird ein Verfahren zur Korrektur von Bildverzerrung bei der Magnetresonanztomographie vorgeschlagen, bei dem wenigstens zwei, mit unterschiedlichen Bildverzerrungen aufgenommene Bilder ausgewertet und eine Bildkorrektur auf der Grundlage dieser Auswertung vorgenommen wird. Das erfindungsgemäße Verfahren bzw. die erfindungsgemäße Vorrichtung sollen eine schnelle Akquisition der zur Korrektur der Bildverzerrungen erforderlichen Daten ermöglichen, so dass die Empfindlichkeit gegenüber Bewegungen deutlich reduziert wird und somit eine zeitliche Auflösung der Feldimmonogenitätsmessung und Verzerrungskorrektur möglich ist. Dies wird erfindungsgemäß dadurch erreicht, dass wenigstens zwei mit einem Anregungsimpuls (1) zu unterschiedlichen Echozeiten aufgenommene Bilder (15, 16, 17) als Korrekturbilder von Bildverzerrungen verwendet werden bzw. die Steuerung einer entsprechenden Vorrichtung entsprechend ausgebildet werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Korrektur von Bildverzerrungen bei der Magnetresonanztomographie.
Bei der Magnetresonanztomographie unter Einsatz bildgebender Sequenzen mit geringer spektraler Bandbreite kommt es durch Inhomogenitäten bzw. Magnetfeldgradienten im statischen Magnetfeld zu geometrischen Verzerrungen im Bild. Diese Feldinhomogenitäten treten insbesondere im Bereich von Gewebe- und Luft-Gewebe-Übergängen auf (z.B. Bereich der Stirnhöhlen). Verfahren der schnellen Bildgebung, wie z.B. Echo-Planar Imaging (EPI) erlauben die schnelle Messung einzelner Schichten (40 ms) und die Messung von Momentaufnahmen, haben aber eine niedrige spektrale Bandbreite entlang einer Richtung (z.B. der Phasenkodierrichtung), so dass es zu Verzerrungen entlang dieser Richtung kommt. Diese Messverfahren finden z.B. Anwendung in der Diffusionsbildgebung und der funktionellen Bildgebung. Es ist gezeigt worden, dass z.B. die Mittelung über mehrere Probanden besser gelingt, wenn die geometrischen Verzerrungen zuvor korrigiert worden sind (vgl. Cusack R, Brett M, Osswald K (2003) An evaluation of the use of magnetic field maps to undistort echo-planar images. Neuroimage 18: 127–42).
Bislang wurden bereits verschiedene Methoden angewandt, um Verzerrungen aufgrund von Feldinhomogenitäten zu korrigieren. Im sogenannten Shim-Verfahren (vgl. Morrell G, Spielman D (1997) Dynamic shimming for multi-slice magnetic resonance imaging. Magn Reson Med 38: 477–83. Blamire AM, Rothman DL, Nixon (1996) Dynamic shim updating: a new approach towards optimised whole brain shimming. Magn Reson Med. 36: 159–65. Jaffer FA, Wen H, Balaban RS, Wolff S (1996) A method to improve the B0 homogeneity of the heart in vivo. Magn Reson Med 36: 357–83) wird vor oder zwischen der eigentlichen bildgebenden Messung die Magnetfeldverteilung gemessen und mit Hilfe zusätzlicher sogenannter Shim-Spulen räumlich möglichst konstant gemacht, d.h. solche Inhomogenitäten werden soweit als möglich kompensiert.
Weiterhin wurde die sogenannte Field-Mapping-Methode angewandt, d.h. zusätzlich zur Bildgebung werden Phasenbilder mit verschiedenen Echozeiten aufgenommen, aus denen die Feldverteilung innerhalb des Objekts geschätzt werden kann (vgl. Reber PJ, Wong EC, Buxton RB, Frank LR (1998) Correction of off resonance-related distortion in echo-planar imaging using EPI-based field maps. Magn Reson Med 39: 328–30). Diese Phasenbilder können auch aus den zur Bildgebung aufgenommenen Bilder generiert werden, so dass die Information für die Verzerrungskorrektur auch direkt aus der Bildgebung gewonnen werden kann (vgl. Hutton C, Bork A, Josephs O, Deichmann R, Ashburner J, Turner R (2002) Image distortion correction in fMRI: a quantitative evaluation. Neuroimage 16: 217–240). In beiden Fällen erfolgt eine Berechnung der Feldinhomogenitäten aus diesen sogenannten Phasenbildern.
Diese Phasenbilder müssen jedoch zusätzlich zu den an sich gewünschten Bildern aufgenommen werden.
Weiterhin wurde eine Korrekturmethode bei der Echo-Planaren-Bildgebung bekannt, indem man die EPI-Bilder mit entgegengesetzter Phasenkodierrichtung akquiriert. Somit erhält man Bilder mit entgegengesetzter Verzerrung. Aus den zwei Bildern mit entgegengesetzter Verzerrung lässt sich dann ein entzerrtes Bild berechnen (vgl. Bowtell R, Mc Intyre DJO, Commandre M-J, Glover PM, Mansfield P (1994) Correction of geometric distortion in echo planar images. Proc. SMR, 2^nd.Annual Meeting, p.+11. Andersson JLR, Skare S (2002) How to obtain distortion-free spin-echo EPI images: application to diffusion tensor imaging (DTI). Abstract at HBM 2002).
Um diese beiden Bilder mit vergleichbarem Kontrast zu erhalten, sind jedoch zwei Bildsequenzen erforderlich.
Die Verzerrungen und Magnetfeldinhomogenitäten sind zeitlich variabel, da sie, z.B. bei. der Bildgebung des Kopfes, von dessen Lage im Tomographen abhängen. Die bisher existierenden Verfahren benötigen jedoch alle mehrfache Hochfrequenzpulsanregungen bei der Datenakquisition, um die Bilder und Information über die Verzerrungen zu gewinnen. Hieraus ergeben sich verschiedene Nachteile.
Es ergibt sich eine längere Messzeit, da eine höhere Wiederholungsrate, besonders bei höheren Feldstärken, zu einem beträchtlichen Verlust im Signal-zu-Rauschen-Verhältnis führt, da das Spin-System nicht mehr ausreichend relaxieren kann (T1 Sättigungseffekt). Bei der am meisten verbreiteten Technik, dem Field-Mapping, wird im Allgemeinen eine Messung von mehreren Minuten Dauer durchgeführt.
Weiterhin führt die längere Messzeit zur Empfindlichkeit gegenüber Bewegungen des Bildobjekts, da zwischen der Messung der Verzerrung und der Bildgebung eine relativ große Zeitspanne bis zu der Größenordnung von Stunden verstreichen kann.
Dementsprechend erlauben diese verfahren eine nur geringe oder überhaupt keine zeitliche Auflösung bei der Messung variabler Verzerrungen. Dadurch können zeitabhängige Variationen nur unvollständig erfasst und korrigiert werden.
Die Erfindung hat demgegenüber die Aufgabe, ein Verfahren und eine Vorrichtung vorzuschlagen, bei der die Akquisition der zur Korrektur von Bildverzerrungen erforderlichen Daten schnell erfolgen kann, so dass die Empfindlichkeit gegenüber Bewegungen deutlich reduziert wird und somit eine zeitliche Auflösung der Feldinhomogenitätsmessung und Verzerrungskorrektur möglich ist.
Diese Aufgabe wird ausgehend von dem einleitend genannten Stand der Technik durch die kennzeichnenden Merkmale des Anspruchs 1 gelöst.
Durch die in den Unteransprüchen genannten Maßnahmen sind vorteilhafte Ausführungen und Weiterbildungen der Erfindung möglich.
Dementsprechend zeichnet sich die Erfindung dadurch aus, dass wenigstens zwei mit einem Anregungsimpuls zu unterschiedlichen Echozeiten aufgenommene Bilder als Korrekturbilder zur Korrektur von Bildverzerrungen verwendet werden. Es können hierbei Bilder als Korrekturbilder verwendet werden, die ohnehin als gewünschte Bildaufnahmen vorgesehen sind. Es sind demnach keine zusätzlichen Bildaufnahmen zur Korrektur von Bildverzerrungen notwendig. Die Aufnahme der Korrekturbilder erfolgt vielmehr zugleich mit der gewünschten Bilddatenakquisition, so dass die Bildkorrektur auf Echtzeitdaten beruhen kann.
In einer vorteilhaften Ausführung der Erfindung wird das Verfahren mit einer Phasenkodierung mittels eines Gradientenfeldes während des Auslesens der Korrekturbilder angewandt, wobei die Richtung des Gradientenfeldes für wenigstens zwei Korrekturbilder entgegengesetzt ausgerichtet wird. Auf diese Weise ergibt sich für die beiden Korrekturbilder eine Verzerrung in jeweils entgegengesetzter Richtung, was die Bestimmung einer Korrekturfunktion bzw. von Korrekturwerten zum Ausgleich der Bildverzerrungen erleichtert.
Vorzugsweise wird eine Bilderserie mit einem Anregungsimpuls aufgenommen, wobei die Richtung des Gradientenfeldes zur Phasenkodierung alternierend, d.h. jeweils zum vorhergehenden Bild entgegengesetzt, ausgebildet wird. Dies ermöglicht die Aufnahme mehrerer als Korrekturbilder verwendbaren Bilder mit entgegengesetzten, alternierenden Verzerrungsrichtungen.
In einer vorteilhaften Ausführungsform werden wenigstens drei Korrekturbilder mit einem Anregungsimpuls aufgenommen und zur Korrektur der Bildverzerrungen ausgewertet. Hierdurch wird beispielsweise eine nachfolgend beschriebene Korrektur von Bildverzerrungen möglich.
Dabei wird vorteilhafterweise vor der Korrektur der Bildverzerrungen ein Kontrastausgleich vorgenommen. Durch die Bildakquisition in einer Bildsequenz mit einem Anregungsimpuls verändern sich die Kontraste aufgrund unterschiedlicher Echozeiten von Bild zu Bild. Um nun zwei Bilder zur Korrektur von Bildverzerrungen miteinander zu vergleichen, empfiehlt es sich, zuvor einen Kontrastausgleich vorzunehmen, um gewissermaßen in Bezug auf den Kontrast vergleichbare Bilder mit unterschiedlichen Verzerrungen zur Korrektur heranzuziehen.
Hierbei hat es sich bewährt, ein sogenanntes Pseudobild durch Kontrastausgleich zwischen zwei Korrekturbildern mit gleichgerichteter Verzerrung zu berechnen. Es handelt sich bei dem Pseudobild demnach nicht um ein gemessenes Bild, sondern um ein rechnerisch zu Zwecken des Kontrastausgleichs erstelltes Bild.
Vorzugsweise werden zur Gewinnung eines solchen Pseudobildes zur anschließenden Korrektur von Bildverzerrungen drei Korrekturbilder in gleichen Zeitabständen untereinander gewonnen. Somit stehen zwei gemessene Korrekturbilder zur Erzeugung eines Pseudobildes sowie ein weiteres gemessenes Korrekturbild zum Vergleich mit dem Pseudobild zur Verfügung.
Bevorzugt wird das Pseudobild durch eine Mittelung zwischen den Messwerten von zwei Korrekturbildern gewonnen. Ein solches Pseudobild kann beispielsweise durch das geometrische Mittel der Bilddaten der beiden Korrekturbilder erstellt werden, wodurch sich zugleich ein Kontrastausgleich ergibt.
In einer anderen Ausführung der Erfindung werden die Korrekturbilder in unterschiedlichen Zeitabständen gewonnen und ein Pseudobild durch entsprechend gewichtete Mittelung – auch hier insbesondere das gewichtete geometrische Mittel – der Bilddaten erstellt. Auch hierdurch ist es möglich, ein Pseudobild mit gewünschtem Kontrast rechnerisch zu ermitteln.
Wie bereits oben angedeutet, werden bevorzugt zwei oder mehrere Bilder mit im Wesentlichen gleichen Kontrasten zur Korrektur der Bildverzerrung verwendet. Hierbei können beispielsweise ein oder mehrere Pseudobilder zur Korrektur der Bildverzerrung einbezogen werden. Bevorzugt wird jedoch wenigstens ein gemessenes Korrekturbild zur Korrektur der Bildverzerrung verwendet. Auf diese Weise ist ein Vergleich zweier Bilder mit dem wesentlichen gleichen Kontrasten möglich, wobei diese Bilder in unmittelbarer zeitlicher Nachbarschaft aufgenommen werden können.
So wird beispielsweise in einer besonders vorteilhaften Ausführungsform ein gemessenes Korrekturbild und ein aus zwei zu diesem Korrekturbild zeitlich benachbarten Korrekturbildern gewonnenes, im Wesentlichen kontrastgleiches Pseudobild zur Korrektur der Bildverzerrung verwendet. Auf diese Weise liegen alle Messungen, die zum Erhalt einer Korrekturfunktion bzw. von Korrekturwerten für die Bildverzerrungen benötigt werden, in unmittelbarer zeitlicher Nachbarschaft, so dass Bewegungen bzw. zeitliche Veränderungen der Feldinhomogenitäten insgesamt eine weniger störende Rolle spielen.
Wie bereits erwähnt, werden vorteilhafterweise eine Korrekturfunktion oder Korrekturwerte aus zwei Bildern unterschiedlicher Verzerrungen ermittelt.
Für die Funktion des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es dabei unerheblich, ob tatsächlich eine kontinuierliche Korrekturfunktion zur Verfügung steht oder ob diskrete Korrekturwerte berechnet werden. In jedem Fall können vorteilhafterweise eine so gewonnene Korrekturfunktion bzw. so gewonnene Korrekturwerte auf weitere, mit dem gleichen Anregungsimpuls gewonnene Bilddaten angewandt werden. Dies ist umso besser möglich, je kürzer der Zeitabstand zwischen den gemessenen Korrekturbildern und den gemessenen zu korrigierenden Bildern ist. In der Regel wird die Anwendung der erfindungsgemäßen Bildkorrektur daher innerhalb einer mit einem Anregungsimpuls erhaltenen Bildsequenz anwendbar sein, zumal bei der nächsten Sequenz ohne Zeitverlust eine erneute erfindungsgemäße Korrektur möglich ist.
Eine solche Korrekturfunktion bzw. solche Korrekturwerte können beispielsweise durch ein Integrationsverfahren über Bildintensitäten in Phasenkodierrichtung gewonnen werden.
Die Vorrichtung zur Durchführung des oben beschriebenen Verfahrens wird bevorzugt mit einer Steuerung versehen, die zur Aufnahme von Korrekturbildern nach einem der vorgenannten Ansprüche ausgebildet ist. Hierbei sind herkömmliche Apparaturen verwendbar, deren Steuerung für die entsprechende Impulsfolge bzw. Gradientenabfolge ausgelegt wird.
Vorzugsweise wird weiterhin eine Auswerteeinheit zur rechnerischen Bestimmung von wenigstens einem Pseudobild vorgesehen. Die Auswerteeinheit kann hierbei zugleich die Steuerung der Apparatur darstellen.
Bevorzugt wird die Auswerteeinheit weiterhin so eingerichtet, dass sie die rechnerischen Auswerte- bzw. Korrekturschritte nach einem der Ansprüche 1 bis 16 vornimmt.
In einer besonders vorteilhaften Ausführungsform wird diese Auswertung unmittelbar im Anschluss an die Bilderfassung vorgenommen, so dass gewissermaßen eine Online-Entzerrung der aufgenommenen Bilder möglich wird.
Verschiedene Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung veranschaulicht und werden anhand der Figuren nachfolgend näher erläutert.
Im Einzelnen zeigen
1 ein Diagramm zur Veranschaulichung der Datenakquisition für ein erfindungsgemäßes Verfahren mit einer sogenannten Single-Shot-Multi-Echo EPI-Sequenz,
2 verschiedene Bildaufnahmen zur Veranschaulichung der erfindungsgemäßen Bildentzerrung,
3 zwei Bilder zur Veranschaulichung der Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens bei einer funktionellen Bildgebung (fMRT) und
4 ein Diagramm zur Veranschaulichung der Datenakquisition im sogenannten Multi-Spin-Echo-Verfahren.
Die verschieden Zeilen gemäß 1 zeigen die zeitliche Abfolge der Bildakquisition.
Die Anregung erfolgt mittels eines Anregungspulses 1. Anschließend wird in dieser Zeile die Akquisition des Signals eines sogenannten Phasen-Navigators 2 schematisch angedeutet.
Mit einer Echo-Zeit TE₁ werden die Signale 3 des ersten Bildes (Echo 1) erfasst. Mit einer Echozeit TE₂ erfolgt die Akquisition 4 der Signale für das zweite Bild (Echo 2). Entsprechend erfolgt mit einer Echozeit TE₃ die Akquisition 5 von Signalen für ein drittes Bild (Echo 3).
In den darunter liegenden Zeilen sind die drei verschiedenen Gradienten G_z in Z-Richtung, G_x in X-Richtung und G_y in Y-Richtung dargestellt. In Z-Richtung wird ein Gradient 6 während des Anregungspulses und einer gewissen zeit danach angelegt. Dieser Gradient wechselt in bekannter Weise seine Polarität, um Dephasierungseffekten entgegenzuwirken.
Mit dem Gradienten 6 wird in Verbindung mit der für den Anregungspuls gewählten Resonanzfrequenz eine Schichtpräparation erzeugt.
Der Gradient 7 in X-Richtung ist ein sogenannter Frequenzkodiergradient für den Phasennavigator 2. Die durch die Akquisition 2 des entsprechenden Antwortsignals aufgenommene Daten dienen zur Korrektur von Artefakten, die durch apparative Imperfektionen und Feldinhomogenitäten auftreten.
Für das erste Bild wird ein Frequenzkodiergradient 8, für das zweite Bild ein Frequenzkodiergradient 9 und für das dritte Bild ein Frequenzkodiergradient 10 in x-Richtung angelegt. Hierbei ist erkennbar, dass die Polarität dieser Frequenzkodiergradienten 8, 9, 10 während des Auslesens der Bilddaten oszilliert.
Mit dem Dephasiergradienten 11 in Y-Richtung wird die Phasenkodierung vorbereitet, d.h. eine gezielte Dephasierung eingeleitet. Die sich aus einer solchen Sequenz ergebenden Bilder 15, 16, 17 sind in 1 unterhalb der Diagramme dargestellt.
Während der Frequenzkodiergradient, beispielsweise der Frequenzkodiergradient 8 ein erstes Minimum durchläuft, wird das erste Signal für das Bild 15 akquiriert. Während des Übergangs in das erste Maximum wird ein erster Impuls des Phasenkodiergradienten 12 angelegt, der beim Erreichen des ersten Maximums des Frequenzkodiergradienten 8 wieder ausgeschaltet ist. Während des Durchlaufens des Maximums erfolgt die nächste Signalakquisition 3 für das Bild 15. Die Datenakquisition für das Bild 15 verläuft auf diese Weise fort, bis alle Daten für das Bild 15 erfasst sind. Wie anhand des Diagramms gemäß 1 erkennbar ist, ist der Phasenkodiergradient 12 hierbei stets gleichgerichtet bzw. gleich polarisiert.
Die Bilddaten für das Bild 16 werden entsprechend aufgenommen, wobei hierbei die Polarisierung des Phasenkodiergradienten 13 entgegengesetzt zum Phasenkodiergradienten 12 eingestellt ist. Für die Aufnahme des Bildes 17 wird der Phasenkodiergradient 14 erneut entgegengesetzt ausgerichtet, d.h. die Phasenkodiergradienten 12 und 14 sind gleichgerichtet.
Durch diese Aufeinanderfolge der Gradienten 8, 9, 10 in X-Richtung in Verbindung mit den Phasenkodiergradienten 12, 13, 14 in y-Richtung wird der sogenannte k-Raum für jedes Bild mäanderförmig abgerastert.
Die zu korrigierenden Verzerrungen sind in den Bildern 15, 16, 17 zu sehen. Die waagerechte Richtung stellt hierbei die Richtung der Phasenkodiergradienten 12, 13, 14 dar. Es ist ohne weiteres erkennbar, dass hier eine Verzerrung entlang der Phasenkodiergradienten 12, 13, 14 stattfindet, wobei die Richtung der Verzerrung der Polarität der Phasenkodiergradienten 12, 13, 14 entspricht. Darüber hinaus ist erkennbar, wie die Signalintensitäten mit fortlaufender Messzeit entsprechend der Relaxationszeit T2* der Quermagnetisierung abnehmen, d.h. die Kontraste verschwinden zusehends.
2 veranschaulicht grafisch, wie anhand von drei gemessenen Bildern 18, 19, 20, die den Bildern 15, 16, 17 entsprechen, durch ein erfindungsgemäßes Entzerrungsverfahren entzerrte Bilder 21, 22, 23 entstehen. Die Entzerrung ist in den Bildern 21, 22, 23 deutlich erkennbar.
Zum Vergleich ist mit Bild 24 eine anatomische Aufnahme mit minimalen Verzerrungen dargestellt.
Bild 25 zeigt die Anwendung der anhand der Bilder 18, 19, 20 gewonnenen Entzerrungstransformationen bzw. der oben angegebenen Korrekturfunktion oder Korrekturwerte auf ein äquidistantes Gitter. Der Verlauf der Linien zeigt, dass durch die Entzerrungstransformation bzw. durch die oben angeführte Korrekturfunktion oder -werte eine Verschiebung, vorwiegend des Kleinhirns und Stammhirnbereichs nach links entsprechend Pfeil 27 bzw. Pfeil 26 in dem hierzu identisch nochmals abgebildeten Bild 18 nach links erfolgt, so dass eine weitgehende Übereinstimmung des Bildes 21 mit der anatomischen Aufnahme 24 zustande kommt.
Die Reihenfolge der Datenverarbeitung erfolgt hierbei folgendermaßen.
Nach der Datenakquisition liegen Bilder mit unterschiedlicher Verzerrung sowie unterschiedlichem Kontrast vor. Im Anschluss hieran erfolgt ein Kontrastausgleich, der durch die Relaxationszeit T2* hervorgerufenen unterschiedlichen Kontraste durch Ermittlung eines Pseudobildes.
Das Pseudobild wird beispielsweise nach einer Datenakquisition gemäß 1 anhand der Bilder 15 und 17 mit gleichgerichtetem Phasenkodiergradienten und dementsprechend gleichgerichteter Verzerrung, vorliegend z.B. durch geometrische Mittelung bestimmt.
Anschließend erfolgt aus der Auswertung dieses Pseudobildes sowie des zeitlich dazwischen liegenden gemessenen Korrekturbildes 16 mit vergleichbarem Kontrast eine Bestimmung einer mathematischen Transformation bzw. Korrekturfunktion oder Korrekturwerte. Gegebenenfalls kann zuvor das Pseudobild und das gemessene Korrekturbild 16 noch einer Glättung unterzogen werden. Anschließend können die gemessenen Bilder 15, 16, 17 entzerrt werden.
Die entzerrten Einzelbilder können sodann beliebig ausgewertet, z.B. kombiniert werden. Möglich ist beispielsweise eine gewichtete Mittelung der Bilder zur Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses oder des Kontrast-Rausch-Verhältnisses.
Die Berechnung der Pseudobilder sowie der Transformation bzw. Korrekturfunktion wird nachfolgend erläutert.
Berechnung der Pseudobilder:
Bei EPI oder Spin-Echo EPI kann näherungsweise von einem monoexponentiellen Signalabfall mit der Echozeit ausgegangen werden. Aus den Intensitäten I₁, I₃ des 1. und 3. Bild mit den Echozeiten TE₁, TE₃ wird die Intensität ρ₁* eines Pseudobilds berechnet, das im Kontrast dem 2. Bild mit der Echozeit TE₂ ähnlich ist.
Integrationsmethode zur Verzerrungskorrektur:

1. Intensitäten der Pseudobilder mit entgegengesetzter Verzerrung: ρ₁*(x), ρ₂*(x)
2. Pseudobilder werden in der Schichtebene zur Verbesserung des Signal-zu-Rausch Verhältnis räumlich geglättet: ρ_i = Smoothing (ρ_i*)
3. Unter der Annahme, dass die Verzerrungen ausschließlich in Phasenkodierrichtung auftreten, kann das Problem für jede Phasenkodierzeile separat gelöst werden. Für die Transformation zwischen den Koordinaten x₁, x₂ der Pseudobilder und der Koordinate x des entzerrten („wahren") Bilds gilt: x1 = T1(x) = x + δx, x2 = T2(x) = x – δx
4. Die Integrale über die Signalintensitäten werden normiert, so dass gilt:
5. T₁ und T₂ werden so gewählt, dass für die Integrale über die Signalintensitäten gilt:
6. Für die Signalintensitäten ρ -_i der korrigierten Bilder gilt dann:
7. Obige Gleichungen gelten für den kontinuierlichen Fall. Sie werden für Bilddaten diskretisiert und Zwischenwerte linear interpoliert.

3 veranschaulicht die Auswirkung einer erfindungsgemäßen Bildentzerrung bei der funktionellen Bildgebung während einer motorischen Aufgabe eines Probanden.
Bild 28 zeigt eine Aktivierungskarte auf der Basis der ersten, nicht entzerrten Bilder. Weiße Bildpunkte zeigen signifikant aktivierte Bereiche im Gehirn bei einer statistischen Schwelle von p < 0,05 (auf multiple Vergleiche korrigiert).
Bild 29 zeigt eine Aktivierungskarte auf der Basis der gemittelten und entzerrten Bilder. Weiße Bildpunkte zeigen signifikant aktivierte Bereiche im Gehirn (gleiche statistische Schwelle wie bei der Aktivierungskarte 28 auf der Basis der ersten unkorrigierten Bilder).
Mit Pfeil 30 ist eine Stelle markiert, aus der eine zusätzliche ipsilaterale Kleinhirnaktivierung durch das erfindungsgemäße Korrektur- und anschließende Mittelungsverfahren detektierbar ist.
Beide Pfeile 30 und 31 zeigen Positionen, anhand derer erkennbar ist, dass die Lage der Aktivierungen besser mit der Anatomie übereinstimmen als in der Aktivierungskarte auf der Basis der nicht entzerrten Bilder. Insbesondere sind die Aktivierungen in Bild 29 gemäß den Pfeilen 30, 31 symmetrisch um die Mittelachse lokalisiert.
4 zeigt ein Diagramm für eine Bildsequenz zur Diffusionsbildgebung mit Verzerrungskorrektur.
Die Bezugsziffern 1 bis 14 entsprechen hierbei den zu 1 verwendeten Begriffen.
Vorliegend handelt es sich jedoch um eine sogenannte Multi-Spin-Echo-Sequenz.
Für das Spin-Echo-Verfahren wird zwischen der Anregung 1 und der Signalakquisition 3, 4, 5 ein sogenannter 180°-Impuls 32 angelegt.
Durch den 180°-Impuls 32 und die damit verursachte Refokussierung kommt es nach entsprechender Echo-Zeit zu einem sogenannten Spin-Echo. Das Spin-Echo-Verfahren ist in der Literatur hinlänglich beschrieben.
Um eine schichtselektive Refokusierung zu gewährleisten, wird während des 180°-Impulses 32 ein dem Schichtselektionsgradienten 6 entsprechender Schichtselektionsgradient 34 angelegt.
Zwei weitere symmetrisch um den 180°-Impuls 32 angelegten Gradienten 33 dienen zur Generierung eines Diffusionskontrastes in den anschließend aufgenommenen Bildern. Diese Gradienten bewirken, dass tatsächlich nur die Spins refokussiert werden, die links und rechts des 180°-Impulses den Einwirkungen dieser Gradienten 33 symmetrisch, d.h. mit gleicher Feldstärke und gleichen zeitlichen Verlauf unterliegen.
Diffundieren die entsprechenden Teilchen mit Spin (z.B. Protonen) während dieser Zeit, d.h. führen sie eine räumliche Bewegung durch, so unterliegen sie keinem spiegelbildlichen Zeitverlauf der Gradienten 33 und werden demnach nicht zur entsprechenden Echo-Zeit rephasiert. Damit tragen sie keine wesentlichen Beiträge mehr zu den zu diesem Zeitpunkt aufgenommenen Bilddaten bei.
In dem vorliegenden Diagramm sind die Gradienten 33 zur Generierung eines Diffusionskontrastes in alle Richtungen G_z, G_x und G_y gleich ausgebildet.
Durch unterschiedliche Ausbildung der Gradienten 33 in die verschiedenen Richtungen G_z, G_x und G_Y kann gegebenenfalls auch eine Diffusionsrichtung detektiert werden.
Bei dem vorliegenden Verfahren werden mit einem Anregungsimpuls 1 nicht nur ein Bild, sondern wiederum drei Bilder mit den Bilddaten 3, 4, 5 aufgenommen. Nach der Aufnahme des ersten Bildes erfolgt hierzu jeweils ein 180°-Impuls 32 in einem entsprechenden Zeitabstand, die jeweils eine erneute Refokussierung zum Zeitpunkt der Bilderfassung der zwei folgenden Bilder mit den Bilddaten 4 und 5 bewirken.
Die Re- und Dephasiergradienten in Frequenzkodierrichtung 35 sowie in Phasenkodierrichtung 36 dienen dazu, die Phasenlage der Spins vor der Bildaufnahme entsprechend der Ausgangssituation vor der Bildaufnahme des Bildes Echo 1 bzw. vor dem ersten 180°-Impuls wieder einzustellen.
Neben der Besonderheit, dass mit dieser Sequenz mehrere Bilder bei einem Anregungsimpuls 1 im Spin-Echo-Verfahren aufgenommen werden können, geht aus diesem Diagramm gemäß 4 gleichermaßen das anhand von 1 bereits beschriebene Verfahren zur Korrektur von Bildverzerrungen hervor. Dies ist erkennbar anhand den Phasenkodiergradienten 12, 13, 14, die wiederum alternierend jeweils entgegengerichtet sind. Die Form der Frequenzkodiergradienten 8, 9, 10 ist ebenfalls entsprechend ausgebildet, so dass die gleiche Abtastfolge über den k-Raum erfolgt.
Neben den dargestellten verfahren ist eine erfindungsgemäße Bildentzerrung bei einer Vielfalt von weiteren bildgebenden Verfahren bzw. in zugehörigen Bildsequenzen anwendbar.
Beispielhaft wird an dieser Stelle auch auf die sogenannte parallele Bildgebung verwiesen. Auch nicht planare Bildgebungsverfahren können durch das erfindungsgemäße Bildentzerrungsverfahren ergänzt werden.
Darüber hinaus kann das erfindungsgemäße Bildentzerrungsverfahren mit allen Formen anderer Korrekturverfahren (z.B. sogenannten Ghosts und/oder Eddy Currents) ebenso kombiniert werden wie mit unterschiedlichen k-Raumabtastungen (z.B. spiralförmig, kartesisch, Partial Fourier, Key Hole Imaging). Auf die Kombination mit verschiedenen Anregungs- und Gradientenpulsen zur Kontrastvariation wurde bereits hingewiesen.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist ohne weiteres klinisch verwendbar. Es ist schnell, d.h. die Korrekturdaten werden in Echtzeit erfasst, und es lässt sich über eine entsprechend ausgebildete bzw. programmierte Auswerteeinheit unmittelbar in gängige Tomographen implementieren.

Claims

Verfahren zur Korrektur von Bildverzerrungen bei der Magnetresonanztomographie, bei dem wenigstens zwei, mit unterschiedlichen Bildverzerrungen aufgenommene Bilder ausgewertet und eine Bildkorrektur auf der Grundlage dieser Auswertung vorgenommen wird, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens zwei mit einem Anregungsimpuls (1) zu unterschiedlichen Echozeiten aufgenommene Bilder (15, 16, 17) als Korrekturbilder von Bildverzerrungen verwendet werden.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein Gradientenfeld zur Phasenkodierung (12, 13, 14) während des Auslesens der Korrekturbilder angelegt wird, wobei die Richtung des Gradientenfeldes (12, 13, 14) für wenigstens zwei Korrekturbilder (15, 16, 17) entgegengesetzt ausgerichtet wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Bilderserie nach einem Anregungsimpuls (1) aufgenommen wird, wobei die Richtung des Gradientenfeldes (12, 13, 14) zur Phasenkodierung alternierend ausgebildet wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens drei Korrekturbilder (15, 16, 17) mit einem Anregungsimpuls (1) zu unterschiedlichen Echozeiten aufgenommen werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Kontrastausgleich wenigstens eines Korrekturbildes vorgenommen wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Pseudobild durch Kontrastausgleich zwischen zwei Korrekturbildern (15, 16) mit gleichgerichteter Verzerrung gewonnen wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die drei Korrekturbilder (15, 16, 17) in gleichen Zeitabständen untereinander gewonnen werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Pseudobild durch Mittelung zwischen zwei Korrekturbildern (15, 17) gewonnen wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Pseudobild durch das geometrische Mittel der Bilddaten erstellt wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Korrekturbilder in unterschiedlichen Zeitabständen aufgenommen werden und ein Pseudobild durch entsprechend gewichtete Mittelung der Bilddaten ermittelt wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwei Bilder mit im Wesentlichen gleichen Kontrasten zur Korrektur der Bildverzerrung verwendet werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein oder mehrere Pseudobilder zur Korrektur der Bildverzerrung verwendet werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens ein Pseudobild und wenigstens ein gemessenes Korrekturbild zur Korrektur der Bildverzerrung verwendet werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Korrekturbild (16) und ein aus zwei zu diesem Korrekturbild zeitlich benachbarten Korrekturbildern (15, 17) gewonnenes, im Wesentlichen kontrastgleiches Pseudobild zur Korrektur der Bildverzerrung verwendet werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Korrekturfunktion oder Korrekturwerte aus zwei Bildern unterschiedlicher Verzerrung ermittelt werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Korrekturfunktion bzw. die Korrekturwerte durch ein Integrationsverfahren über Bildintensitäten wenigstens in Phasenkodierrichtung (G_y) gewonnen werden.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Korrekturfunktion bzw. die Korrekturwerte auf weitere, mit dem gleichen Anregungsimpuls gewonnene Bilder angewendet werden.
verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen dem Anregungsimpuls (1) und dem Auslesen (3, 4, 5) eine Präparation einer Präparationszone durch ein oder mehrere Impulse (32) und/oder ein oder mehrere Gradientenfelder (33, 34) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Bilder nach einem Anregungsimpuls (1) im Spin-Echo-Verfahren unter Zwischenschaltung jeweils eines 180°-Impulses (32) zur Refokussierung zwischen den Bildaufnahmen aufgenommen werden.
Vorrichtung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung eines Gerätes zur Magnetresonanztomografie zur Aufnahme von Korrekturbildern nach einem der vorgenannten Ansprüche ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass eine Auswerteeinheit zur rechnerischen Bestimmung von wenigstens einem Pseudobild vorgesehen ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 20 oder 21, dadurch gekennzeichnet, dass eine Auswerteeinheit zur rechnerischen Bestimmung einer Korrekturfunktion bzw. von Korrekturwerten für die Korrektur der Bildverzerrung ausgehend von zwei im Wesentlichen kontrastgleichen Bildern mit unterschiedlicher Verzerrung vorgesehen ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 20 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass eine Auswerteeinheit zur Anwendung der Korrekturfunktion bzw. der Korrekturwerte auf ein oder mehrere, mit dem gleichen Anregungsimpuls wie die Korrekturbilder gewonnenen Bilder vorgesehen ist.