Im klinischen Einsatz kommt zur Messung des Blutflusses die 4-dimensionale Phasenkontrast Magnetresonanz-Bildgebung (4D PC-MRI) in Frage. Diese ermöglicht die Darstellung und Analyse der Hämodynamik in den Messvolumina. Die Phasenkontrast-Technik erfordert für die Überführung der gemessenen Phasenwinkel (−π bis +π) in Geschwindigkeitsvektoren einen Parameter, der die Geschwindigkeitssensitivität angibt (venc, velocity encoding). Überschreiten die Flussgeschwindigkeiten diesen Wert, so treten Phasensprünge auf, welche zu Problemen in der Beurteilung der Messdaten führen und eine Analyse erschweren oder verhindern können. Zur Korrektur dieser Phasensprünge existieren eine Reihe von Techniken, welche jedoch meist die Messzeit verlängern. Hier wird ein einfaches bildbasiertes Korrekturverfahren mittels Referenzmessung benutzt und systematisch an Hand von Phantom-Daten untersucht, inwieweit eine Verkürzung der zusätzlichen Messzeiten durch Reduktion der räumlichen und zeitlichen Auflösung möglich ist.
Die dreidimensionale und zeitlich aufgelöste Messung des in vivo Blutflusses mittels Magnetresonanz-Bildgebung (MRI) ermöglicht es, Veränderungen in der Hämodynamik z.B. in zerebralen Gefäßen oder in der Aorta und den Karotiden qualitativ und quantitativ zu beurteilen. Die dabei benutzte Technik der 4dimensionalen Phasenkontrast MRI (4D PC-MRI) erhält die Informationen über die Flusseigenschaften aus dem Phasenteil des MR-Signals [1,2]. Die Flussempfindlichkeit der Phasendaten wird durch die Anwendung von speziellen Kodiergradienten erreicht. Um die gemessenen Phasenwinkel (−π bis +π) aus den Flussdaten in Geschwindigkeitsvektoren zu überführen ist die Angabe eines Flusskodierparameters (venc, velocity encoding) nötig. Dieser sollte der maximal zu erwartenden Flussgeschwindigkeit entsprechen, da ein Überschreiten dieses Wertes aliasing Artefakte durch Phasensprünge verursacht. Ein höherer venc-Wert geht jedoch mit einer Verringerung des Geschwindigkeit-zu-Rauschen-Verhältnisses (VNR) einher, was nicht erwünscht ist. Des Weiteren ist es nicht immer möglich, eine korrekte Abschätzung der maximal auftretenden Geschwindigkeiten zu geben. Pathologische Veränderungen der Gefäße können zu komplexen Flussmustern und unerwarteten Blutflussgeschwindigkeiten führen.
Ein manuelles Suchen und Entfernen der durch Phasensprünge verursachten Artefakte ist zwar möglich, in Anbetracht der enormen Datenmengen jedoch nicht praktikabel. Es existieren bereits verschiedene automatische Methoden: Ein Ansatz ist, große Phasenunterschiede benachbarter Voxel zu finden und so Phasensprünge zu identifizieren und zu korrigieren. Diese Techniken lassen sich auch um die zeitliche Dimension erweitern [3,4]. Des Weiteren ist es möglich, die MR-Messung mit erweiterten Geschwindigkeitskodierschemata durchzuführen [5]. Ein einfacheres Verfahren ist, eine zusätzliche Referenzmessung mit einem ausreichend großen venc-Wert durchzuführen [6], und diese Informationen zu benutzen, die mit Artefakten behaftete Messung zu korrigieren. Hierbei sind zusätzliche Messzeiten erforderlich, welche jedoch auf verschiedene Weise minimiert werden können.
Ziel der vorliegenden Arbeit ist, den Einfluss von räumlicher und zeitlicher Auflösung der Referenzmessung auf die Ergebnisse dieses einfachen Korrekturverfahrens anhand von Phantom-Messdaten zu untersuchen.
Im Folgenden wird beschrieben, mit welchen Mitteln die MR-Daten aufgenommen und mit welchen Verfahren Korrektur und Ergebnisanalyse mit Matlab in der Version 2008a vorgenommen wurden. Bei den Flussmessungen werden für jede räumliche Schicht (hier 60 Schichten) und für jede zeitliche Phase (hier 20 Phasen) jeweils die drei Komponenten der Flussgeschwindigkeitsvektoren (v x ,v y ,v z ) und zusätzlich jeweils ein Magnitudenbild als eigenes Schnittbild erzeugt. So ergeben sich für jede der beiden Flussmessungen 60 × 20 × 4 = 4800 Einzelbilder.
Für die spätere Verwendung wurde eine statische Maske aus den Magnituden berechnet, welche die Geschwindigkeitsinformationen der stark rauschbehafteten Teile außerhalb der Gefäße des Phantomes auf Null setzt. Dazu wurden die Magnitudendaten aller zeitlichen Phasen summiert und mit einem Schwellenwert von 8 % des Maximalwertes gefiltert. Die Phasendaten (−π bis +π) der Flussmessungen wurden mit Hilfe der venc-Parameter in Flussdaten (m/s) überführt.
Zur späteren Beurteilung der Ergebnisse wurde ein Vergleichsdatensatz erstellt. Dieser wurde nach dem beschrieben Verfahren berechnet, ohne dass die räumliche und zeitliche Auflösung des venc 2 -Datensatzes geändert wurde. Da das Rauschen zu fälschlich ermittelten Phasensprüngen führte, wurden hier die Flussdaten aus der venc 2 -Messung zuvor mit einem 3 × 3 Median-Filter schichtweise gefiltert. Auf diese Weise wurden alle Phasensprünge entfernt. An den Rändern der Gefäße treten sehr vereinzelt Voxel auf, die von dem starken Rauschen außerhalb der Gefäße beeinflusst werden.
Am MR-Scanner liefert die Aufnahme eines kleineren k-Raumes in kürzerer Zeit ein Bild mit geringerer Auflösung. Dieses lässt sich durch sogenanntes Zerofilling wieder zur ursprünglichen Größe interpolieren. Dabei werden die Ränder des k-Raumes zur Mitte hin bis zur gewünschten Größe mit Nullen gefüllt, bevor die Daten mittels Fouriertransformation in den Bildraum überführt werden. Um dieses Vorgehen zu simulieren, wurden die Phasen-und Magnitudendaten der venc 2 -Messung als komplexe Daten mittels 3D-FFT in den k-Raum transformiert und dort das beschriebene Zerofilling-Verfahren ausgeführt. Die Phasensprungkorrektur wurde mit Auflösungen des Referenzdatensatzes zwischen 100 % und 3 % seiner ursprünglichen Auflösung getestet. Dabei ist mit einer Auflösung von x % gemeint, dass die Kanten des inneren nicht mit Nullen überschriebenen Teils des k-Raumes jeweils x % ihrer Ursprungslängen aufweisen. Die Reduktion der zeitlichen Auflösung wurde durch einfaches Mitteln von je zwei aufeinanderfolgender Phasen erreicht. Beiden Phasen wurde dann das berechnete Mittel zugeordnet.
Die schrittweise Reduktion der Auflösung und der anschließende Vergleich der Phasensprungkorrektur mit dem Vergleichsdatensatz (Abschn. 2.4) ist in Abbildung 1 dargestellt. Die Berechnungen wurden mit (max. Übereinstimmung bei 46% räumlicher Auflösung) und ohne Änderungen (max. Übereinstimmung bei 43 % räumlicher Auflösung) in der zeitlichen Dimension durchgeführt. Im zweiten Fall wurden stets die gemittelten Phasen zu Grunde gelegt. Abbildung 2 zeigt eine Darstellung des verwendeten Phantoms und die Teilergebnisse einzelner Verarbeitungsschritte.
Vergleichsdaten und Ergebnisdaten im nicht maskierten Bereich bei abnehmender räumlicher Auflösung des Referenzdatensatzes bei vollen 20 zeitlichen Phasen und bei reduzierten 10 Phasen (abweichende Voxel).
Das vorgestelle Verfahren liefert auch bei halbierter räumlicher und zeitlicher Auflösung noch gute Ergebnisse unter Beibehalt des besseren VNR der Messung mit niedrigem venc. Vermutlich werden die höheren Fehlerraten bei geringer Reduktion der Auflösung durch das Rauschen an den Rändern der Gefäße verursacht. Die Fehler rühren meist nicht von Phasensprüngen her, sondern werden durch die nicht perfekte Maskierung verursacht, was eine genauere Segmentierungsmethode statt der Anwendung eines einfachen Schwellenwertes