DE60209141T2

DE60209141T2 - Methode zur kompensation von bewegungsartefakten in magnetresonanzbildern durch prediktion von phasenlinie

Info

Publication number: DE60209141T2
Application number: DE60209141T
Authority: DE
Inventors: Peter Norman Robertson Stoyle
Original assignee: Qinetiq Ltd
Current assignee: Qinetiq Ltd
Priority date: 2001-12-08
Filing date: 2002-12-05
Publication date: 2006-10-26
Anticipated expiration: 2022-12-06
Also published as: WO2003050761A2; US20030130574A1; WO2003050761A3; GB0129465D0; JP2005511224A; EP1451777A2; DE60209141D1; CA2469031A1; EP1451777B1; ATE317576T1; AU2002347356A1; JP4481648B2; US6777933B2; AU2002347356A8

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Reduzieren der Bewegungseffekte von Objekten in einem Bild und insbesondere auf ein Verfahren zum Reduzieren von Bewegungseffekten bei der Magnetresonanz-Bilderzeugung. Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf ein Verfahren zum Kompensieren der Bewegung eines Patienten, um ein fokussiertes Bild zu erzeugen.
Die Magnetresonanz-Bilderzeugung oder MRI ist eine wohl bekannte medizinische bildgebende Technik. Die Technik beruht im Wesentlichen auf der Reaktion der magnetischen Momente bestimmter Atomkerne auf angelegte Magnetfelder. Protonen und Neutronen, die Grundbestandteile von Atomkernen, besitzen Magnetfelder. In Atomkernen mit einer geraden Anzahl von Protonen und einer geraden Anzahl von Neutronen gibt es im Endeffekt kein magnetisches Restmoment. Jedoch weisen Atomkerne mit einer ungeraden Ordnungszahl (oder einer ungeraden Massenzahl) einen magnetischen Nettodipol und daher ein magnetisches Moment auf. Bei Raumtemperatur in Abwesenheit eines äußeren Magnetfeldes wird erwartet, dass in einem Medium eine zufällige Orientierung der magnetischen Momente zu finden ist.
In einem bildgebenden MRI-System wird ein starkes Magnetfeld an das abzubildende Gebiet angelegt. Dieses Feld wird in einer Richtung angelegt, die herkömmlich als die z-Richtung bezeichnet wird. Die Wirkung des angelegten Feldes besteht darin, dass die magnetischen Dipole in dem Gegenstand, der abgebildet wird, ausgerichtet werden. Allerdings richten sich die Dipole nicht alle in genau der gleichen Weise aus. Die Dipole neigen dazu, entweder eine als parallel bezeichnete Orientierung, die in derselben Richtung wie das Feld ausgerichtet ist, oder eine Orientierung, wobei sich die Dipole entgegen gesetzt der Feldrichtung ausrichten, die antiparallele Orientierung, anzunehmen. Weil der parallele Zustand energetisch etwas günstiger ist, neigen bei Raumtemperatur etwas mehr Atomkerne dazu, die parallele Konfiguration anzunehmen als die antiparallele Konfiguration. Dies führt zu einem magnetischen Nettogesamtmoment für das Medium parallel zu dem angelegten Feld.
Die Kopplungseffekte des magnetischen Moments der Atomkerne mit dem angelegten Feld bewirken keine exakte Ausrichtung des Kernmoments mit dem angelegten Feld. Stattdessen präzediert das magnetische Moment um das angelegte Feld. Die als Larmorfrequenz bezeichnete Präzessionsfrequenz ist proportional zu der Stärke des angelegten Feldes. Je stärker das angelegte Feld ist, desto höher ist die Präzessionsgeschwindigkeit.
Praktisch kann angenommen werden, dass sich die Dipolmomente der Atomkerne so ausrichten, dass es eine Komponente des Moments in der z-Richtung und eine in der x-y-Ebene mit der Larmorfrequenz rotierende Komponente gibt. Wie erwähnt ist, gibt es durch das ganze Objekt, das abzubilden ist, eine größere Komponente parallel zu der z-Richtung als antiparallel, so dass es ein Nettomoment für das Objekt gibt. Allerdings sind die Komponenten in der x-y-Ebene beim Vorhandensein eines einzigen Feldes noch zufällig angeordnet, so dass es in der x-y-Ebene kein Nettomoment gibt.
Das Anlegen eines HF-Magnetfeldes mit der Larmorfrequenz senkrecht zu dem angelegten Feld bewirkt, dass die Dipole in die Quer- oder x-y-Ebene kippen. Es bewirkt ferner die Ausrichtung der Dipole. Das Endergebnis ist dann ein mit der Larmorfrequenz rotierendes magnetisches Nettomoment in der x-y-Ebene.
Wenn das HF-Feld entfernt wird, kann dieses magnetische Nettomoment infolge der in den Empfängerspulen bewirkten Induktion gemessen werden. Wenn das HF-Feld entfernt wird, beginnt natürlich die Nettomagnetisierung des Gegenstands, der abgebildet wird, zu ihrem vorherigen Zustand zurückzukehren, da die magnetischen Momente der Atomkerne beginnen, sich in der z-Richtung auszurichten.
Es gibt zwei getrennte Abklingvorgänge, die stattfinden. Der erste ist die Vergrößerung der z-Komponente des magnetischen Gesamtmoments. Dies wird gelegentlich als Längs- oder Spin-Axenrelaxation bezeichnet und erfolgt wegen der Energieübertragung zwischen angeregten Atomkernen und dem Gitter oder nahe gelegenen Makromolekülen. Der zweite Vorgang, der von dem ersten unabhängig ist, besteht darin, dass die Präzession der Momente der Atomkerne, die durch das transversale HF-Feld in Phase gebracht worden ist, beginnt, außer Phase zu gelangen, was die x-y-Komponente reduziert. Der Dephasierungsvorgang, der als Querrelaxation oder Spin-Spin-Wechselwirkung bekannt ist, erfolgt infolge der Energieübertragung zwischen Atomkernen in verschiedenen Zuständen und ferner aus Magnetfeldinhomogenitäten. Bei beiden Abklingvorgängen beeinflussen die verschiedenen in einem Objekt vorhandenen Materialarten, d. h. die sich unterscheidenden Gewebearten in einem Patienten, die Relaxationsvorgänge. Daher lässt ein Messen der sich unterscheidenden Signalstärken, die durch die verschiedenen Gewebearten empfangen werden, in einem Bild einen Kontrast erkennen.
Um ein Bild zu erzeugen, ist es notwendig, die Dipole der Signale zu codieren, die von den Atomkernen emittiert werden, so dass danach die Magnetisierung Informationen in Bezug auf die örtliche Positio nierung dieser Atomkerne aufweist. Die bildgebenden Vorgänge können normalerweise in folgender Hinsicht beschrieben werden. Am Anfang steht der Schritt der Auswahl einer Bildschicht, d. h. eines kleinen abzubildenden Volumens, und danach der Ortscodierung des Magnetresonanzsignals, das von dieser Schicht ausgeht. Die Grundlage dafür besteht darin, dass die Frequenz, bei der ein Atomkern in Resonanz tritt, seine Larmorfrequenz, eine Funktion der Stärke des statischen Magnetfelds ist, in dem er sich befindet. Durch Ändern der Stärke des Magnetfelds in Abhängigkeit von der Position, d. h. durch Einbringen eines Magnetfeldgradienten, verändert sich deshalb auch die Larmorfrequenz in Abhängigkeit von der Position.
Typischerweise wird deshalb das statische Hauptfeld mit einem schwachen Magnetfeld überlagert, das sich linear mit der Position ändert, so dass entlang der z-Richtung ein Magnetfeldgradient erzeugt wird. Danach wird ein HF-Impuls mit einem schmalen Frequenzbereich transversal angelegt. Lediglich jene Atomkerne, deren Larmorfrequenz mit der Frequenz des angelegten HF-Impulses übereinstimmt, absorbieren tatsächlich die HF-Energie und erfahren die oben beschriebene Kippung und Ausrichtung. Durch eine sorgfältige Wahl der HF-Frequenz wird deshalb lediglich ein schmaler Streifen oder eine schmale Schicht des Objekts, das abgebildet wird, angeregt.
Nachdem eine Schicht des abzubildenden Objekts wahlweise angeregt wurde, ist es notwendig, eine Ortsauflösung innen in einer Schicht zu erreichen. Eine Ortsauflösung in einer Dimension, z. B. der x-Richtung, kann durch die Verwendung eines Frequenzcodierungsgradienten erreicht werden. Unmittelbar nach dem HF-Anregungsimpuls präzedieren alle Spins der interessierenden Atomkerne in der ausgewählten Schicht mit derselben Frequenz. Die Anwendung eines zusätzlichen Gradienten orthogonal zu der z-Richtung ergibt eine Ortsauflösung in einer Dimension. Dieser zusätzliche Gradient, der als ein Frequenzcodierungsgradient bekannt ist, ändert die Larmorfrequenz der Spin-Präzession quer über der Schicht und ermöglicht eine Ortsauflösung.
Es wird angemerkt, dass für die medizinische MRI der Atomkern von Interesse fast ausschließlich der Wasserstoffkern ist. Allerdings können bei bestimmten Anwendungen andere Kernarten von Interesse sein.
Um eine zweidimensionale Auflösung quer über die Schicht zu erhalten, ist es erforderlich, außerdem einen Phasencodierungsschritt zu verwenden. Hier wird nach dem HF-Anregungsimpuls ein Phasencodierungsgradient für eine kurze Zeitdauer in der y-Richtung angelegt. Es wird daran erinnert, dass unmittelbar nach dem HF-Anregungsimpuls alle Spins in der ausgewählten Schicht in Phase sind und mit derselben Frequenz präzedieren. Falls ein Phasencodierungsgradient in der y-Richtung angelegt wird, ändern die Spins ihre Resonanzfrequenzen und daher die Präzessionsgeschwindigkeit entsprechend ihrer Position längs der y-Richtung. Wenn der Phasencodierungsgradient entfernt wird, werden alle Atomkerne in der Schicht wieder derselben statischen Feldstärke ausgesetzt, wobei die Spins daher wieder anfangen, mit derselben Frequenz zu präzedieren. Die Wirkung des Phasencodierungsgradienten besteht darin, dass die Phase der Spins entsprechend ihrer Position längs der y-Achse in bekannter Weise geändert wird. Der Frequenzcodierungsgradient kann daraufhin erneut angelegt werden.
Das bei einer bestimmten Frequenz (und deshalb einer Position längs der x-Achse) gemessene Signal ist die Summe aller Vektorbeiträge aus einer Reihe von Spins in der y-Richtung. Das tatsächliche gemessene Signal ist natürlich ein Gemisch aller Frequenzkomponenten längs der x-Achse.
Um während der Zeitdauer, die der Frequenzcodierungsgradient angelegt ist, ein Bild zu erzeugen, wird das Signal N_x-mal abgetastet, wobei sich eine "pe-Linie" ergibt, die ein Datenvektor oder eine Datenlinie mit N_x Punkten ist. Ein N_y-maliges Wiederholen der Messungen für sich unterscheidende Werte des y-Gradienten ergibt eine Matrix mit N_x × N_y Amplitudenpunkten. Um im Allgemeinen ein Endbild aus N × N Bildpunkten zu erzeugen, muss der Phasencodierungsschritt N-mal mit verschiedenen Werten des Phasencodierungsgradienten wiederholt werden.
Es bestehen weitere Erfassungsschemata für eine Schicht- oder Volumenabbildung, die die Daten auf verschiedene Weisen sammeln, wobei jedoch die Grundprinzipien die gleichen bleiben. Außerdem gibt es eine Anzahl verschiedener Abbildungssequenzen, die angewendet werden können. In allen Fällen jedoch bestehen die gesammelten Rohdaten in dem, was als k-Raum bezeichnet wird.
Um das Bild zu erhalten, wird eine Fourier-Transformation sowohl längs der x-Achse als auch der y-Achse ausgeführt, um ein 2D-Spektrum von Datenpunkten zu erzeugen, dessen Intensität repräsentativ für die Signalverteilung in der bildgebenden Schicht ist.
Die Bewegung eines Patienten während der Erfassung von MRI-Bildern führt zu einer Verschlechterung der Bilder, die die klinisch rele vanten Informationen verdecken kann. Jede Auslesezeit, d. h. das Auslesen der Reihe von N_x Datenpunkten (die als eine Phasencodierungslinie bekannt ist), dauert wenige Millisekunden, während das Zeitintervall zwischen den Auslesungen, d. h. dem nächsten Wert eines Phasencodierungsgradienten, zwischen 100 und 4000 ms betragen kann. Die Mehrheit der Unschärfe- und Geisterbildartefakte, die durch die Bewegung eines Patienten verursachten werden, treten eher wegen einer Bewegung zwischen zwei Linien im k-Raum als durch eine Bewegung während eines einzelnen Auslesens auf.
Eine Bewegung führt zu Fehlern zwischen den Linien des k-Raums, die in dem resultierenden Bild als Unschärfe und Geisterbilder erscheinen, die in den Richtungen der Phasencodierung (pe) und Frequenzcodierung (fe) auftreten können. Diese Fehler können aus Translationsbewegungen in der pe- und der fe-Richtung sowie außerdem aus Drehbewegungen resultieren. Translationen des Patienten in der Ausleserichtung führen zu einer frequenzabhängigen Phasenverschiebung in jeder k-Raum-Line. Drehungen im Ortsbereich sind auch Drehungen im k-Raum und haben k-Raum-Änderungen zur Folge, die eine kompliziertere Funktion der Position im k-Raum sind.
Verschiedene Techniken sind verwendet worden, um zu versuchen, durch Bewegung in ein Bild eingefügte Bildartefakte zu korrigieren. Allerdings umfassen die meisten zur Korrektur der Bewegung eines Patienten bekannten Techniken eine abgewandelte Signalerfassungstechnik, die zusätzliche Abtastungen oder auch zusätzliche Geräte umfassen kann.
Die internationale Patentanmeldung WO98/01828 offenbart eine Technik zur Reduzierung der Wirkung bewegungsinduzierter Arte fakte in einem Bild unter Verwendung reiner Datenerfassungs-Signalnachverarbeitungseffekte. In der darin beschriebenen Technik werden die Daten so manipuliert, dass sie möglichen bewegungsinduzierten Artefakten entgegenwirken, wobei die manipulierten Daten unter Verwendung einer Fokusbedingung verglichen werden, um zu erkennen, ob die Bildqualität verbessert ist. Diese Technik kann wegen der Notwendigkeit der Durchführung einer hochdimensionalen Suche im Bewegungsparameterraum einen großen Verarbeitungsaufwand erfordern. Außerdem kann das Verfahren die Gruppierung von k-Raum-Linien einbeziehen, um Bewegungsparameter genauer zu bestimmen, auch wenn dieses Gruppieren die Zeitauflösung der gefundenen Bewegung verringert.
Ein weiteres Verfahren zur Korrektur bewegungsinduzierter Bildartefakte ist das Verfahren der Projektion auf komplexe Mengen (POCS) von M. Hedley, Y. Hong und D. Rosenfeld aus "Motion Artifact Correction in MRI using generalized projections", IEEE Trans. Med. Imag., 10:40–46, 1991. Dies ist ein Verfahren, wobei ein Bild guter Qualität verwendet wird, um eine binäre Maske zu bilden. Die Maske definiert die Gewebe-Luft-Grenze, d. h., dass es außerhalb der Maske kein Signal geben soll. Bewegungsinduzierte Artefakte in dem erfassten Bild bewirken ein scheinbares Signal in der Luft. Das POCS-Verfahren schwärzt in dem erfassten Bild alles außerhalb der Maske. Danach werden die Bilddaten in den k-Raum Fourier-transformiert. Aus dem Modul der gemessenen Daten und der Phase der Schätzung aus dem vorherigen Schritt wird ein neuer komplexer k-Raum gebildet. Dieser neue k-Raum wird in den Bildbereich Fourier-transformiert, wobei der Vorgang iteriert. Das Verfahren bringt einen großen Fourier-Transformationsaufwand mit sich, da der Vorgang iteriert, und hat daher einen großen Rechenaufwand und daher einen großen Zeitaufwand zur Folge. Ferner erfordert das Verfahren vor der Verarbeitung die örtliche Ausrichtung der binären Maske mit dem erfassten Bild, die nicht immer erreicht werden kann.
Die vorliegende Erfindung soll ein alternatives Verfahren zur Korrektur bewegungsinduzierter Artefakte in einem Bild bereitstellen.
Somit wird gemäß der vorliegenden Erfindung ein Verfahren zum Erzeugen eines Bildes eines Objekts aus k-Raum-Daten, die während eines Abtastens des Objekts erfasst werden, bereitgestellt, wobei in dem Bild Artefakte korrigiert werden, die durch eine unerwünschte Bewegung des Objekts während der Abtastung eingeführt werden, umfassend die Schritte, bei denen eine k-Raum-Bilddatenmenge, die eine Anzahl von Datenpunkten enthält, die aus der Objektabtastung abgeleitet werden, extrahiert wird und eine erste Datenmenge aus den k-Raum-Bilddatenpunkten gebildet wird, gekennzeichnet durch Hinzufügen wenigstens eines weiteren Datenpunkts zu der ersten Datenmenge, um eine zweite Datenmenge zu bilden, Vorhersagen des wenigstens einen hinzugefügten Datenpunkts anhand der ersten Datenmenge, Vergleichen des wenigstens einen hinzugefügten Datenpunkts mit dem vorhergesagten wenigstens einen Datenpunkt, um das Ausmaß irgendeiner Bewegung zu bestimmen, und Korrigieren des wenigstens einen hinzugefügten Datenpunkts, um jegliche erfasste Bewegung zu kompensieren.
Ein MRI-Bild, wie es oben erläutert ist, wird im Allgemeinen als eine Matrix von Datenpunkten im k-Raum erhoben. Jeder k-Raum-Datenpunkt trägt zum ganzen Bild bei. Somit kann jede Menge von k-Raum-Datenpunkten, die nicht unterabgetastet ist und eine örtliche Nullfrequenz enthält, verwendet werden, um ein Bild zu erzeugen.
Die Auflösung des Bildes wird vergrößert, da die Anzahl der k-Raum-Datenpunkte, die zum Erzeugen des Bildes verwendet werden, vergrößert wird.
Die vorliegende Erfindung besteht darin, dass ein Bild mit einer niedrigeren Auflösung, das mit einer Untermenge von k-Raum-Datenpunkten erzeugt wird, verwendet werden kann, um vorherzusagen, was ein nächster Datenpunkt oder eine nächste Datenmenge wäre. Ein Datenpunkt oder eine Datenmenge kann zweckmäßig als ein Datenvektor bezeichnet werden. Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung kann deshalb als ein direktes Fokussierungsverfahren bezeichnet werden, bei dem das Ausmaß irgendeiner Bewegung direkt durch eine Berechnung bestimmt werden kann. Dies reduziert stark den erforderten Verarbeitungsaufwand im Vergleich zu Fokussierungsverfahren, die Fokuskriterien verwenden, die das Ausführen großer Anzahlen höherdimensionaler Suchen im Bewegungsparameterraum erfordern. Dies bietet nicht nur bei der Geschwindigkeit Vorteile, sondern schafft außerdem einen größeren Robustheitsgrad in dem Fokussierungsverfahren, dadurch, dass Fokuskriterien verwendende Fokussierungsverfahren zu lokalen anstatt globalen Minima konvergieren können und folglich schlechte Bewegungsschätzungen liefern.
Die Vorhersage kann unter Verwendung der ersten k-Raum-Rohdatenmenge ausgeführt werden. Alternativ kann die Vorhersage im Bildraum unter Verwendung eines aus der ersten Datenmenge erzeugten Bildes ausgeführt werden. Es wird hier angemerkt, dass der Ausdruck Bild verwendet wird, um die komplexe Datenmenge zu bezeichnen, die durch die Ausführung einer zweidimensionalen Fourier-Transformation (FT) an der k-Raum-Datenmenge erhalten wird. Das tatsächlich sichtbare Bild, das verwendet wird, wird über die Amplitude des Realteils dieses Bildes erhalten.
Als eine weitere Alternative kann die Vorhersage im Hybridraum ausgeführt werden. Der Hybridraum wird erhalten, indem die k-Raum-Datenmenge in nur einer Richtung Fourier-transformiert wird. Verschiedene Hybridräume werden erhalten, indem die FT entweder in der Frequenzcodierungsrichtung (FE-Richtung) oder der Phasencodierungsrichtung (PE-Richtung) ausgeführt wird. Ein FE-transformierter Hybridraum kann zweckmäßig verwendet werden.
Das Ausführen der Vorhersage mit den k-Raum-Rohdaten beseitigt die Notwendigkeit, dass irgendwelche Fourier-Transformationen auszuführen sind, und bietet die schnellste Verarbeitung. Allerdings ist eine genaue Vorhersage schwieriger, da sich die k-Raum-Daten in einem größeren Ausmaß verändern als der Bildraum oder der Hybridraum. Der komplexe Bildraum kann verwendet werden, wobei jedoch die Verwendung des Hybridraums eine gute Vorhersagbarkeit ohne übermäßige Verarbeitungsanforderungen bietet.
Da die Auflösung eines Bildes durch Hinzufügen von Datenpunkten zu den k-Raum-Daten vergrößert wird, beruht die Erfindung auf der Tatsache, dass diese neuen Datenpunkte, die hinzugefügt werden, im Wesentlichen aus der Datenmenge vorhersagbar sind, die vor dem Hinzufügen der neuen Datenpunkte vorhanden ist, wobei vorausgesetzt wird, dass keine Bewegung des Patienten erfolgt ist, während die neuen Daten hinzugefügt wurden.
Bewegungen des Patienten, die während der Erfassung einer neuen Linie von Phasencodierungsdaten erfolgen, wirken sich als Phasen rampen auf diese pe-Linie aus, die in dem Bild oder den Daten im k-Raum oder Hybridraum erkennbar sind. Die vorhergesagten komplexen Daten, die hinzugefügt werden, werden vorzugsweise mit der tatsächlichen Phase der hinzugefügten Daten verglichen, wobei die Differenz zwischen ihnen verwendet wird, um das Ausmaß irgendeiner Bewegung zu bestimmen. Irgendwelche in der Phasencodierungsrichtung vorliegende Verschiebungen können vor der Bestimmung irgendeiner Verschiebung in der Phasencodierungsrichtung bestimmt werden. Zweckmäßigerweise kann dann die Verschiebung in einer Richtung kompensiert werden, bevor das Ausmaß irgendeiner Verschiebung in der anderen Richtung bestimmt wird.
Die vorliegende Erfindung wird vorzugsweise induktiv verwendet. Ein fokussiertes Bild mit niedriger Auflösung wird als die erste Datenmenge verwendet, wobei ihr Datenpunkte hinzugefügt werden, um die zweite Datenmenge zu bilden. Wenn die hinzugefügten Datenpunkte korrigiert worden sind, um irgendwelche erfassten Verschiebungen zu kompensieren, kann die fokussierte zweite Datenmenge in der nächsten Iteration als Anfangspunkt, d. h. als die erste Datenmenge, verwendet werden. Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, dass lediglich eine mit diesen hinzugefügten Punkten verknüpfte Verschiebung berücksichtigt werden muss, da die erste Datenmenge fokussiert ist.
Die erste Datenmenge umfasst vorzugsweise eine Anzahl von Phasencodierungslinien. Eine Phasencodierungslinie stellt eine Reihe von Datenpunkten dar, die ermittelt werden, nachdem ein bestimmter Phasencodierungsgradient angelegt wurde. Da die Datenpunkte, die eine Phasencodierungslinie bilden, typisch in einem Bruchteil einer Sekunde ermittelt werden, gibt es normalerweise keine deutliche Ver zerrung innerhalb einer Linie wegen einer Bewegung des Objekts. Deshalb kann sich rein auf das Bewegungsinkrement zwischen aufeinander folgenden Phasencodierungslinien konzentriert werden, das als nahezu konstant für die ganze Linie angenommen werden kann.
Die Datenpunkte, die zu der ersten Datenmenge hinzugefügt werden, um die zweite Datenmenge zu bilden, werden ebenso zweckmäßig aus einer Anzahl von Phasencodierungslinien gebildet. Wie oben erwähnt ist, kann die Phasencodierungslinie als minimale Bewegungseffekte innerhalb der Linie aufweisend betrachtet werden. Deshalb ist das Hinzufügen einer ganzen pe-Linie oder mehr als einer Linie gleichzeitig, ein zweckmäßiger Weg zum Aufbauen des Bildes mit voller Auflösung. Allerdings kann eine vollständige Menge von Phasencodierungslinien, die alle Ortsfrequenzen in einem Bild abdeckt, einige zehn Sekunden benötigen, um aufgenommen zu werden, was zu der Notwendigkeit führen kann, die Bewegungen des Objekts zwischen den Linien zu kompensieren. Falls es allerdings erforderlich ist, ist es jedoch möglich, kleinere Gruppen von Datenpunkten oder auch einen Datenpunkt auf einmal hinzuzufügen.
Um die Vorhersage zu vereinfachen und die Genauigkeit zu maximieren, werden die Phasencodierungslinien vorzugsweise eine nach der anderen hinzugefügt.
Wenn die erste Datenmenge nur sehr wenige Phasencodierungslinien enthält, ist es schwieriger, vorherzusagen, welche die hinzuzufügenden Datenpunkte sein können, da es weniger Informationen für die Vorhersage gibt. Deshalb kann eine erste Datenmenge, die eine bestimmte Anzahl von Phasencodierungslinien enthält, z. B. 8 oder 10, als die beginnende erste Datenmenge ermittelt werden, wobei Pha sencodierungslinien einzeln oder paarweise symmetrisch über DC hinzugefügt werden, um ein Bild mit voller Auflösung aufzubauen. Dieses Bild der beginnenden ersten Datenmenge kann zu Beginn unter Verwendung einiger weiterer Mittel wie etwa ein Fokuskriterium fokussiert werden. Die beginnende erste Datenmenge wird vorzugsweise so gewählt, dass sie symmetrisch über DC ist. Die zusätzlichen Phasencodierungslinien können daraufhin aufeinander folgend abwechselnd auf jeder Seite von DC hinzugefügt werden. DC ist ein Punkt, der keinem angelegten Phasencodierungsgradienten und keinem Frequenzcodierungsgradienten entspricht, d. h. der Null- oder Mittelpunkt im k-Raum. Er entspricht der örtlichen Nullfrequenz in der PE- und der FE-Richtung in dem Rohdatenraum. Es wird natürlich angemerkt, dass die Phasencodierungslinien im Laufe der Zeit nicht aufeinander folgen erfasst zu werden brauchen. Es ist jedoch am Besten, wenn das Bild hinsichtlich der k-Raum-Linien der Reihe nach aufgebaut wird, da "Löcher" in dem Block aus k-Raum-Linien ähnlich zu einer unterabgetasteten Datenmenge wären und zu einem Artefakt im Bild führen können.
Der Ausdruck Phasencodierungslinien ist hier nicht als einschränkend anzusehen. Dem Fachmann auf dem Gebiet ist klar, dass die Methodik ebenso auf nichtkartesische Datenmengen wie etwa die bei Polar-Erfassungen erzeugten anwendbar ist. Mit dem Ausdruck Phasencodierungslinie ist einfach eine Menge von Datenpunkten gemeint, die bei einem bestimmten Wert des Phasencodierungsgradienten ermittelt werden.
Eine Möglichkeit zur Bestimmung von Verschiebungen in der Frequenzcodierungsrichtung ist das Ausführen einer 1D-Fourier-Transformation in der Frequenzcodierungsrichtung an der k-Raum-Daten menge, um eine Hybridraum-Datenmenge zu erzeugen. Die Hybridraum-Datenmenge wird danach analysiert, um vorherzusagen, welche die nächste Linie von Hybridraum-Daten wäre. Daraufhin werden der Hybridraum-Daten zusammen mit den vorhergesagten Daten in den k-Raum zurück transformiert, um eine vorhergesagte Linie im k-Raum zu schaffen. Hierauf wird ein punktweises Verhältnis der vorhergesagten k-Raum-Linie zu der tatsächlichen k-Raum-Linie, die hinzugefügt wurde, gebildet, wobei das Ausmaß einer linearen Phasenveränderung als eine Schätzung der Verschiebung in FE-Richtung verwendet wird. Die hinzugefügten Daten werden danach korrigiert, um die bestimmte FE-Verschiebung zu korrigieren. Alternativ wird das Vektorverhältnis der vorhergesagten k-Raum-Line und der tatsächlichen hinzugefügten Linie Fourier-transformiert, wobei die Position des spektralen Frequenzcodierungsmaximums relativ zu DC verwendet wird, um eine Schätzung der Verschiebung in der FE-Richtung anzugeben.
Um nun irgendwelche Verschiebungen in der PE-Richtung zu kompensieren, wird die Phase des spektralen Frequenzcodierungsmaximums relativ zu DC als eine Schätzung der Verschiebung in der PE-Richtung verwendet.
Die Objektabtastung wird vorzugsweise mit einem Magnetresonanz-Bilderzeuger ausgeführt.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung wird zweckmäßig als ein Computerprogramm für die automatische Fokussierung eines MRI-Bildes implementiert.
Die Erfindung wird nun lediglich beispielhaft anhand der folgenden Zeichnung beschrieben, in der:
1 einen schematischen Schaltplan eines Magnetresonanz-Bilderzeugungssystems zeigt,
2 ein Funktionsschaltplan der Wirkungsweise des Systems von 1 zeigt,
3 die Wirkung der Bewegung eines Objekts auf ein MRI-Bild mit voller Auflösung zeigt,
4 ein Bild mit niedrigerer Auflösung als das in 3 gezeigte zeigt,
5 die k-Raum-Rohdaten für das in 3 gezeigte Bild zeigt,
6 die Hybridraum-Daten für ein Bild mit niedriger Auflösung zeigt,
7 einen Querschnitt durch den Hybridraum von 6 zeigt, und
8 die fokussierten und vorhergesagten Bilder für ein Bild mit niedriger Auflösung zeigt.
In 1 ist ein schematischer Schaltplan eines Magnetresonanz-Bilderzeugungssystems 10 gezeigt. Das System 10 weist eine Magnetresonanz-Bilderzeugungsabtasteinheit 12 des herkömmlichen Typs auf. Die Abtasteinheit 12 besitzt einen supraleitenden oder einen widerstandsbehafteten Hauptmagnet 20, der ein Magnetfeld erzeugt, das hinreichend stark ist, um eine Nettoausrichtung von Atomkernen in dem Patienten längs der Feldrichtung zu bewirken. Die Abtasteinheit 12 enthält außerdem Shim-Spulen 22, um unerwünschte Inhomogenitäten in dem Magnetfeld des Hauptmagneten 20 zu korrigieren. Das von den Shim-Spulen 22 erzeugte Magnetfeld wird durch eine Shim-Spulen-Stromversorgungseinheit 24 gesteuert.
Die Resonanzfrequenz bestimmter Atomkerne ist charakteristisch für den Atomkern und die Stärke des angelegten Magnetfelds. Um Ortsinformationen bereitzustellen, wird durch Gradientenspulen wie etwa die Spulen 26 ein Magnetfeldgradient erzeugt. Gradientenspulen sind häufig so ausgelegt, dass sie Gradientenfelder in drei orthogonalen Richtungen erzeugen. Die von den Gradientenspulen erzeugten Magnetfelder werden durch eine Gradientenspulen-Stromversorgungseinheit 28 gesteuert. Um ein Signal von den Atomkernen des Patienten zu erzeugen, wird ein Hochfrequenz-Magnetimpuls durch eine Sendespule 30 erzeugt. Dieser Impulse "kippt" den Winkel des Kernspins in einer bestimmten Volumenschicht des Patienten. Diese angeregten Spins oder Magnetisierungen induzieren daraufhin einen Strom in der Empfangsspule, die dieselbe Spule wie die Sendespule 30 sein kann. Die Spule 30 ist mit einer Sendeeinheit 32 und einer Empfangseinheit 34 verbunden, von denen jede außerdem Signale von einer Frequenzquelle 36 empfängt.
Das System 10 umfasst einen Steuercomputer 38, der den Betrieb der Komponenten des Systems 10 steuert. Der Computer 38 steuert die Gradientenspulen-Stromversorgungseinheit 28 in Form eines Gradientenzeitverlaufs, einer Gradienten-Magnetfeldstärke und einer Gradientenorientierungssteuerung. Außerdem empfängt der Computer Signale von der Empfangseinheit 34 zusammen mit Sendezeitverläufen.
Um ein Bild der Organe eines Patienten zu erzeugen, wird der Patient in das System 10 eingeschoben und eine Reihe von Messungen mit verschiedenen Kombinationen statischer und/oder veränderlicher Gradientenfelder durchgeführt. Die Signale von dem Gewebe des Patienten hängen von den Eigenschaften des Gewebes, den Magnetfeldgradientenstärken, den Gradientenorientierungen und -zeitverläufen in Bezug auf die angelegten Hochfrequenzimpulse ab. Die veränderlichen Gradienten codieren die Phase, die Frequenz und die Intensität des empfangenen Signals. Die empfangenen Signale bilden in Abhängigkeit von der Zeit eine geordnete Menge, die im Speicher in dem Computer 38 zur Weiterverarbeitung gespeichert wird.
In einer nachfolgenden Signalverarbeitungsstufe kann eine Fourier-Transformation an der geordneten Menge empfangener Signale ausgeführt werden, wobei der Modul der Transformation verwendet wird, um die Signale einer Grauskala zuzuordnen, um ein Bild zu erzeugen. Die Menge der empfangenen Signale soll im k-Raum liegen.
Falls sich ein Patient bei einer herkömmlichen MRI während der Datenerfassung bewegt, wird das empfangene Signal beeinflusst, wobei eine Teil des k-Raum-Signals durch Phasenfehler verfälscht wird. Wegen der Art der Rekonstruktion des Bildes beeinflusst diese Bewegung das ganze Bild und bewirkt Unschärfe- und/oder Geisterbildartefakte in dem Endbild.
3 zeigt die Wirkung einer Bewegung auf ein Bild. 3a zeigt ein MRI-Bild mit voller Auflösung. 3b zeigt dasselbe Bild, allerdings mit einer eingebauten Verschiebung. Die Verschiebung ist bei Line DC + 18 eingefügt und besteht aus einer Frequenzcodierungsverschie bung von 1 Bildeelement und einer Phasencodierungsverschiebung von –2 Bildelementen. In diesem Beispiel ist 1 Bildelement etwa 2 mm groß. Die Wirkung auf das erzeugte Bild ist ziemlich deutlich, dadurch, dass das. Bild mit einer Verschiebung offensichtlich weniger fokussiert und weniger gut definiert ist. Der klinische Wert eines solchen Bildes ist daher entsprechend reduziert.
Nunmehr in 2 ist ein Funktionsblockschaltplan der Wirkungsweise des Systems 10 gezeigt. Der Computer 38 steuert und empfängt Informationen von der Abtasteinheit 12 und verwendet diese Informationen, um ein Bild auf der Anzeige 50 zu erzeugen. Dieses Bild ist ein rekonstruiertes Anfangsbild. Falls ein Bediener des Systems 10 annimmt, dass das Anfangsbild verfälscht ist, wird eine zusätzliche Signalverarbeitungsroutine ausgewählt. Alternativ kann die Weiterverarbeitung des Signals automatisch erfolgen. In jedem Fall werden die gespeicherten Bilddaten verarbeitet, um die Effekte der Bewegung des Patienten zu reduzieren.
In der vorliegenden Erfindung wird eine Fokussierung durch eine inkrementale Prozedur zum Fokussieren eines Bildes mit niedriger Auflösung ausgeführt, wobei danach zu einer leicht höheren Auflösung übergegangen und sich gerade auf die neuen Bilddaten, die hinzugefügt wurden, konzentriert wird. Das Ausmaß der Bewegung des Patienten wird bestimmt, in dem die hinzugefügten Daten mit den vorhergesagten Daten verglichen werden.
In einer Ausführungsform der Erfindung wird das Bild mit der leicht höheren Auflösung erzeugt, indem eine zusätzliche Phasencodierungslinie zu dem Bild mit niedriger Auflösung hinzugefügt wird. Mit anderen Worten, es werden 2 m + 1 Phasencodierungslinien, wobei m eine kleine positive Ganzzahl ist, berücksichtigt, die symmetrisch beiderseits von DC liegen. Diese sind die Phasencodierungs-Ortsfrequenzlinien oder k-Raum-Linien k, wobei –m ≤ k ≤ m mit DC bei k = 0 gilt. Jede Phasencodierungslinie (PE-Linie) besteht aus n_fe Datenpunkten, d. h. den in der Frequenzcodierungsrichtung ermittelten Datenpunkten. Die n_fe Datenpunkte in einer Phasencodierungslinie werden in wenigen Millisekunden erfasst, so dass es normalerweise keine deutliche Bildverzerrung gibt, die durch Bewegungseffekte in einer Phasencodierungslinie entsteht.
Aus dieser ersten Datenmenge von (2 m + 1) mal n_fe Punkten kann in der üblichen Weise durch eine zweidimensionale Fourier-Transformation (FT) ein komplexes MRI-Bild I_2m+1 mit einer niedrigen Auflösung erzeugt werden. 4 zeigt ein auf diese Weise erhaltenes Beispiel eines Bildes mit niedriger Auflösung. Das Bild ist in 4a fokussiert und in 4b defokussiert. Da das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung induktiv ist, wird das Bild mit niedriger Auflösung in einer früheren Stufe des Vorgangs fokussiert. Im Allgemeinen wird es bevorzugt, den Vorgang anzufangen, indem ein Bild mit niedriger Auflösung, das eine bestimmte Anzahl von PE-Linien besitzt, mittels einiger anderer Mittel fokussiert wird, wobei danach das Bild unter Verwendung des Verfahrens der vorliegenden Erfindung, das eine Phasencodierungslinie nach der anderen hinzufügt, aufgebaut wird.
Es wird angenommen, dass aus dem fokussierten Bild I_2m+1 ein (2 m + 1) × n_fe-Bild I_2m+2 mit geringfügig höherer Auflösung als I_2m+1 erzeugt wird. Dieses Bild wird durch eine 2D-FT der k-Raum-Rohdaten erhalten, die aus PE-Linien k bestehen, wobei –m ≤ k ≤ m + 1 gilt. Im Allgemeinen kann es sein, dass dieses Bild nicht fokussiert ist, insbesondere weil eine nicht kompensierte Bewegung des Patienten bei der Linie k = m + 1 aufgetreten sein kann. Da das vorhergehende Bild fokussiert wurde, ist es lediglich nötig, sich auf die neue PE-Linie zu konzentrieren, die hinzugefügt worden ist. Auf diese Art wird das Bild aus Bildern mit niedriger Auflösung zu Bildern mit leicht höherer Auflösung entwickelt, wobei es das Ziel ist, δx (FE-Verschiebung), δy (FE-Verschiebung) und δθ (Winkelrotationsverschiebung des Patienten) für die letzte hinzugefügte Linie zuerst auf der positiven Seite des k-Raums, danach auf der negativen Seite usw., zu schätzen. Die Verschiebungen können ohne Verlust der Allgemeingültigkeit relativ zu irgendeiner "Bezugs"-Position des Patienten auf der DC-Linie im k-Raum berücksichtigt werden. Ferner wird angemerkt, dass die hinzugefügten neuen PE-Linien, während die MRI-Bildauflösung wächst, nicht zwangsläufig im Laufe der Zeit aufeinander folgend erfasst werden, wobei diese jedoch nicht wichtig ist. Irgendeine normale Erfassungssequenz der PE-Linien genügt. Wie für den Fachmann auf dem Gebiet selbstverständlich ist, können, obgleich hier eine kartesische Erfassung beschrieben ist, eine "Halb-Fourier"- oder eine spiralförmig verlaufende Erfassung in ähnlicher Weise mit geeigneten Änderungen eingeschlossen werden.
Das Verfahren fährt auf der Grundlage fort, dass es möglich ist, eine sinnvolle Näherung J_2m+2 für ein fokussiertes Bild I_2m+2 mit 2 m + 2 Linien aus Bilddaten vorherzusagen, die mit dem vorher fokussierten Bild I_2m+1 verknüpft sind. Die Vorhersage kann mit den k-Raum-Rohdaten ausgeführt werden, die mit I_2m+1 verknüpft sind. Wie allerdings in 5 zu erkennen ist, die graphische Darstellungen der Größe und Phase der k-Raum-Daten des Bildes von 3 zeigt, können die k-Raum-Rohdaten eine sich rasch verändernde Struktur aufweisen, die eine Vorhersage erschwert. Ferner beeinflusst jeder Punkt im k- Raum jeden Punkt im Bild.
In der vorliegenden Erfindung wird die Vorhersage über den FE-transformierten Hybridraum, d. h. die k-Raum-Daten, ausgeführt. Die FE-transformierten Hybridraum-Daten H_2m+1 wurden durch die Ausführung einer Fourier-Transformation der k-Raum-Rohdaten längs der FR-Richtung erzeugt. 6 zeigt den mit einer k-Raum-Datenmenge erzeugten Hybridraum, wobei m = 11 ist. Der Hybridraum verändert sich etwas weniger als der k-Raum, so dass es einfacher ist, die hinzugefügten Linien vorherzusagen. Weitere Linien an einer gegebenen FE-Position in diesem FE-transformierten Hybridraum bilden Linien mit demselben FE-Wert in dem Endbild ab, was bedeutet, dass die Veränderung des Hybridraums mehr eindimensional als zweidimensional ist, was ebenfalls die Vorhersage im Hybridraum erleichtert.
Die nächste hinzuzufügende Linie ist die Linie k = m + 1. Für das in 6 gezeigte Beispiel, bei dem m = 11 ist, ist die nächste Linie die Linie + 12, d. h. 12 PE-Linien rechts von der DC-Linie. Die negativste Linie (Linie m = –11, elf Linien links von DC) als eine zählend, ist die nächste hinzuzufügende Linie die Linie (2 m + 2) = 24. Um diese Linie vorherzusagen, wird der Querschnitt durch den Hybridraum bei allen FE-Werten berücksichtigt. 7 zeigt ein Beispiel eines Querschnitts bei einem bestimmten FE-Wert durch den in 6 gezeigten Hybridraum. 7a zeigt den Querschnitt durch den Realteil und 7b den Querschnitt durch den Imaginärteil. Der in beiden Fällen genommene FE-Wert ist FE = 1, d. h., die angenommene FE-Verschiebung beträgt ein Bildelement. Die durchgezogene Linie in beiden Figuren ist der tatsächliche Querschnitt für die fokussierte Version von I_2m+2. Um den neuen Datenpunkt vorherzusagen, wird ein An passungsalgorithmus auf die ersten 23 Punkte angewendet, die mit der ersten Hybriddatenmenge (die bereits fokussiert ist) verknüpft sind und erweitert werden, um den 24-ten vorherzusagen. Die vorhergesagte Anpassung, die durch das Anpassen einer ARMA-Reihe erzielt werden kann, ist durch die gestrichelte Linie gezeigt. Der hier gewählte besondere Anpassungs- und Vorhersagealgorithmus ist der Prony-Algorithmus, der eine autoregressive gleitende Mittelwertreihe (ARMA-Reihe) (d. h. ein lineares Vorhersagefilter) an die ersten 23 Punkte in dem Beispiel anpasst und diese danach zum Punkt 24 extrapoliert. Es wird angemerkt, dass in 7 der tatsächliche 24-te Punkt für einen Vergleich mit dem vorhergesagten Punkt gezeigt ist. Es ist zu erkennen, dass der vorhergesagte Punkt ziemlich nahe bei dem Wert des 24-ten Punktes eines fokussierten Bildes liegt. Obgleich hier ein bestimmter linearer Vorhersagealgorithmus benannt worden ist, gibt es weitere Kandidaten, die noch geeigneter sein können. Außerdem kann auch ein nichtlinearer Prädiktor in Betracht gezogen werden, falls seine Leistungsfähigkeit besser als eine lineare ARMA-Vorhersage ist.
Dieser Vorgang wird für jeden Schnitt durch den Hybridraum an verschiedenen FE-Positionen wiederholt, um eine Linie 2 m + 2 im Hybridraum zu erzeugen, die aus seinen ersten 2 m + 1 PE-Linien vorwärts zu seiner (2 m + 2)-ten Linie vorhergesagt worden ist.
Danach kann eine Fourier-Transformation längs der PE-Richtung ausgeführt werden, um ein "vorhergesagtes" Bild J_2m+2 mit 2 m + 2 Linien zu erzeugen. Ein solches vorhergesagtes Bild ist im Vergleich mit dem tatsächlichen fokussierten Bild, das in 8a gezeigt ist, in 8b gezeigt. Es wird angemerkt, dass das Bild Fourier-verschoben worden ist, so dass es wie vier Viertel erscheint, um die Phasenver änderung im Roh- und Hybridraum zu minimieren. Während die Bilder visuell recht nah beieinander liegend erscheinen, beweist dies nicht, dass sich die Phase des k-Raums des vorhergesagten fokussierten Bildes mit 2 m + 2 Linien gut genug verhalten wird, so dass sie sinnvoll mit der Phase des tatsächlichen Bildes, das möglicherweise auf der Linie 2 m + 2 defokussiert ist, verglichen werden kann. Dennoch ist durch Computersimulation gezeigt worden, dass die Phase für einen solchen Vergleich hinreichend ist.
Genauer wird das vorhergesagte fokussierte komplexe Bild J_2m+2 mittels einer inversen 2D-FT in ein k-Raum-Rohformat J_2m+2raw konvertiert. Das punktweise Verhältnis der tatsächlichen neuen defokussierten Linie, die zum k-Raum hinzugefügt wurde, wird daraufhin mit der entsprechenden Linie in den vorhergesagten k-Raum-Daten J_2m+2raw gebildet. Die letzterwähnte Linie ist eine Vorhersage einer vermutlich fokussierten Linie, während die erste Linie in dem Vektorverhältnis die lineare Phasenveränderung wegen einer FE-Verschiebung aufweist. Falls die Vorhersage hinreichend ist, wird diese lineare Phase deshalb in dem punktweisen Verhältnis der zwei Linien erkennbar sein. Falls das Vektorverhältnis Fourier-transformiert wird, wird die lineare Phase tatsächlich wegen einer Bewegung in der fe-Richtung als ein spektrales Maximum an einer Position (relativ zu DC) erfassbar sein, das das Ausmaß der fe-Verschiebung δx angibt, die auf der Linie +m + 1 auftritt. Das Vorhandensein eines solchen spektralen Maximums, das an der richtigen Stelle auftritt, ist in Simulationen überprüft worden, wobei es von dem Ausmaß der vorliegenden PE-Verschiebung unabhängig ist.
Wenn das Ausmaß irgendeiner Verschiebung in der Frequenzcodierungsrichtung bestimmt worden ist, ist es notwendig, direkt das Aus maß der PE-Verschiebung abzuschätzen. Zuerst werden die k-Raum-Daten für jede gerade bestimmte FE-Verschiebung ausgeglichen. Danach wird auf der neuen pe-Linie bei DC + m + 1 die Phase des Hybridraums für das tatsächliche defokussierte Bild I_2m+2 mit der Phase des vorhergesagten fokussierten Bildes verglichen. Wie bei der Bestimmung von fe-Verschiebungen, wie oben beschrieben ist, wird dieser Vergleich über alle fe-Positionen ausgeführt. Das Ergebnis ist ein Vektor komplexer Zahlen, die nun gemittelt werden, bevor die Phase ermittelt wird, um eine bessere Schätzung des Phasenversatzes wegen der PE-Verschiebung δy zu geben. Wie dem Fachmann auf dem Gebiet wohl bekannt ist und leicht abgeleitet werden kann, ist der Phasenversatz theoretisch durch 2π δy (m + 1)/nPE gegeben, wobei nPE die Anzahl der PE-Linien in dem Bild mit voller Auflösung ist und δy die pe-Verschiebung ist. Folglich kann der Phasenversatz verwendet werden, um das Ausmaß irgendeiner Verschiebung in der PE-Richtung anzugeben. Die k-Raum-Daten können dann für jede derartige Verschiebung ausgeglichen werden, wobei eine Datenmenge für jegliche PE- oder FE-Querverschiebung, die sich ergibt, fokussiert wird.
Als eine Alternative für die Mittelung des komplexen Vektors, um PE-Verschiebungen zu bestimmen, kann die Phase des spektralen FE-Maximums verwendet werden, das wie oben beschrieben erhalten wird. Dies kann wünschenswert sein, wenn es Modulo-2π-Effekte bei der PE-Phase gibt, wie sie bei höheren Ortsfrequenzen vorkommen.
Nachdem die PE- und die FE-Verschiebung bestimmt wurden, kann die Bilddrehung in einem Bild bestimmt werden. Das Ausmaß der Drehung wird zweckmäßig durch einen Vergleich des Bildes, das unter Verwendung der vorhergesagten Datenlinie erzeugt wird, mit dem Bild, das unter Verwendung der tatsächlichen Datenlinie erzeugt wird, bestimmt. Aus einem Vergleich der beiden Bilder kann das Ausmaß der Drehung an einer hinzugefügten Linie bestimmt werden.
Nachdem ein fokussiertes Bild niedriger Auflösung mit 2 m + 2 Linien erreicht wurde, kann dieses Bild als ein Anfangspunkt für das Hinzufügen einer PE-Linie auf der negativen Seite von DC bei k0 = –m – 1 sowie die Ausführung eines analogen Vorhersagevorgangs auf der negativen Seite des k-Raums, d. h. das Einsetzen des neu fokussierten Bildes als die erste Datenmenge, verwendet werden. Nach diesem Schritt kann der gesamte Vorgang erneut wiederholt werden, wobei er jedoch mit einem fokussierten Bild leicht höherer Auflösung mit 2 m + 3 Linien anstatt dem fokussierten Bild mit 2 m + 1 Linien, das der ursprüngliche Anfangspunkt war, beginnt. Das ganze Verfahren wird daher sich induktiv von Bildern mit niedriger Auflösung zur höheren Auflösung vorarbeitend wiederholt.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann das Verfahren daher typisch wie folgt vor sich gehen:

i) Extrahieren einer ersten Datenmenge einer Anzahl von Phasencodierungslinien, die einem fokussierten ersten Bild entspricht,
ii) Hinzufügen einer Linie auf einer Seite der ersten Datenmenge, um eine zweite Datenmenge zu bilden,
iii) Ausführen einer 1D-FT an der ersten Datenmenge, um eine erste Hybridraum-Datenmenge zu bilden,
iv) Ermitteln eines Querschnitts durch die erste Hybridraum-Datenmenge bei einem bestimmten FE-Wert und Verwenden eines Anpassungsalgorithmus, um den nächsten komplexen Datenpunkt, der hinzugefügt wird, vorherzusagen,
v) Wiederholen des Schritts (iv) für alle FE-Werte, um eine vorhergesagte-hinzugefügte Linie im Hybridraum zu erzeugen,
vi) Transformieren der ersten Hybridraum-Datenmenge und der vorhergesagten hinzugefügten Linie, um eine vorhergesagte hinzugefügte k-Raum-Linie zu erzeugen,
vii) Bilden des punktweisen Verhältnisses der vorhergesagten hinzugefügten k-Raum-Linie mit der tatsächlichen hinzugefügten k-Raum-Linie und Bestimmen der linearen Phasenverschiebung,
viii) Korrigieren der tatsächlichen hinzugefügten k-Raum-Linie, um die lineare Phasenverschiebung zu kompensieren,
ix) FT der korrigierten k-Raum-Daten, um eine Hybridraum-Datenmenge zu bilden,
x) Vergleichen der vorhergesagten Linie der Hybridraum-Datenmenge mit der korrigierten hinzugefügten Linie im Hybridraum und Bestimmen des Phasenversatzes,
xi) Korrigieren der k-Raum-Daten, um den bestimmten Phasenversatz zu korrigieren,
xii) Wiederholen der Schritte (i) bis (xi), wobei die vollständig korrigierte k-Raum-Datenmenge als die neue erste Datenmenge extrahiert wird, bis die vollständige Auflösung erreicht ist.

Die vorliegende Erfindung ist oben in Bezug auf ein bestimmtes Erfassungsschema und Vorhersagemittel beschrieben worden. Der Fachmann weiß jedoch, dass weitere Schemata und Vorhersagen verwendet werden können, ohne von dem Wesen der vorliegenden Erfindung abzuweichen.

Claims

Verfahren zum Erzeugen eines Bildes eines Objekts aus k-Raum-Daten, die während eines Abtastens des Objekts erfasst werden, wobei in dem Bild Artefakten korrigiert werden, die durch eine unerwünschte Bewegung des Objekts während der Abtastung eingeführt werden, umfassend die Schritte, bei denen eine k-Raum-Bilddatenmenge, die eine Anzahl von Datenpunkten enthält, die aus der Objektabtastung abgeleitet werden, extrahiert wird und eine erste Datenmenge aus den k-Raum-Bilddatenpunkten gebildet wird, gekennzeichnet durch Hinzufügen wenigstens eines weiteren Datenpunkts zu der ersten Datenmenge, um eine zweite Datenmenge zu bilden, Vorhersagen des wenigstens einen hinzugefügten Datenpunkts anhand der ersten Datenmenge, Vergleichen des wenigstens einen hinzugefügten Datenpunkts mit dem vorhergesagten wenigstens einen Datenpunkt, um das Ausmaß irgendeiner Bewegung zu bestimmen, und Korrigieren des wenigstens einen hinzugefügten Datenpunkts, um jegliche erfasste Bewegung zu kompensieren.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Vorhersage im k-Raum ausgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Vorhersage in einem Bildraum unter Verwendung eines aus der ersten Datenmenge erzeugten Bildes ausgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Vorhersage in einem Hybridraum ausgeführt wird, der durch Ausführen einer Fourier-Transformation der ersten Datenmenge des k-Raums in nur einer Richtung erhalten wird.
Verfahren nach Anspruch 4, bei dem der Hybridraum durch Ausführen einer eindimensionalen Fourier-Transformation des k-Raums in die Frequenzcodierungsrichtung erzeugt wird.
Verfahren nach einem vorhergehenden Anspruch, bei dem die Phase der ersten Datenmenge verwendet wird, um die Phase der hinzugefügten Daten vorherzusagen.
Verfahren nach Anspruch 6, bei dem die vorhergesagte Phase mit der tatsächlichen Phase des hinzugefügten wenigstens einen Datenpunkts verglichen wird und die Differenz zwischen ihnen verwendet wird, um das Ausmaß irgendeiner Bewegung des Objekts zu bestimmen.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem jegliche Bewegung entweder in der Frequenzcodierungsrichtung oder der Phasencodierungsrichtung bestimmt wird, bevor irgendeine Bewegung in der anderen Richtung bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 8, bei der die Bewegung des Objekts in einer Richtung kompensiert wird, bevor das Ausmaß irgendeiner Bewegung des Objekts in der jeweils anderen Richtung bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Verfahren iterativ verwendet wird, wobei eine korrigierte Daten menge als die erste Datenmenge in einer weiteren Iteration verwendet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die erste Datenmenge eine Anzahl von Phasencodierungslinien umfasst.
Verfahren nach einem vorhergehenden Anspruch, bei dem die Datenpunkte, die zu der ersten Datenmenge hinzugefügt werden, um die zweite Datenmenge zu erzeugen, eine Anzahl von Phasencodierungslinien umfassen.
Verfahren nach Anspruch 12, bei dem die Anzahl von Phasencodierungslinien, die zu der ersten Datenmenge hinzugefügt werden, um die zweite Datenmenge zu bilden, eins ist.
Verfahren nach einem vorhergehenden Anspruch, wobei das Verfahren iterativ ausgeführt wird und die erste Datenmenge, mit der begonnen wird, mehrere Phasencodierungslinien enthält, die vorher fokussiert worden sind.
Verfahren nach einem vorhergehenden Anspruch, bei dem jegliche Bewegung des Objekts in der Frequenzcodierungsrichtung durch die folgenden Schritte bestimmt wird: Ausführen einer 1D-Fourier-Transformation in der Frequenzcodierungsrichtung an der k-Raum-Datenmenge, um eine Hybridraum-Datenmenge zu erzeugen, Analysieren der Hybridraum-Datenmenge, um die nächste Linie von Hybridraum-Daten vorherzusagen, Transformieren der Hybridraum-Daten und der vorhergesagten Linie in den k-Raum, um eine vorhergesagte Linie im k-Raum zu schaffen, Bilden eines punktweisen Ver hältnisses der vorhergesagten k-Raum-Linie zu der tatsächlichen k-Raum-Linie, die hinzugefügt wurde, und Bestimmen des Ausmaßes einer linearen Phasenveränderung zwischen der tatsächlichen Linie und der vorhergesagten Linie als eine Bewegungsschätzung in FE-Richtung.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die k-Raum-Daten Daten sind, die aus einer Objektabtastung erhalten werden, die mit einem Magnetresonanz-Bilderzeuger ausgeführt wird.
Computerprogramm für die automatische Fokussierung eines MRI-Bildes, das ein Programm für die Implementierung des Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche enthält.