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|title=Bildbasierte Korrektur von Phasensprüngen in 4D PC-MRI Flussdaten
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==Bildbasierte Korrektur von Phasensprüngen in 4D PC-MRI Flussdaten==
https://ceur-ws.org/Vol-715/bvm2011_87.pdf
Bildbasierte Korrektur von Phasensprüngen in
4D PC-MRI Flussdaten
Daniel Stucht1 , Rocco Gasteiger2 , Steffen Serowy3,4 , Michael Markl5 ,
Bernhard Preim2 , Oliver Speck1
1
Biomedizinische Magnetresonanz, IEP, Otto-von-Guericke-Universität Magdeburg
2
Institut für Simulation und Graphik, Otto-von-Guericke-Universität Magdeburg
3
Lehrstuhl für Medizinische Telematik und Medizintechnik,
Otto-von-Guericke-Universität Magdeburg
4
Institut für Neuroradiologie, Otto-von-Guericke-Universität Magdeburg
5
Radiologische Klinik - Medizin Physik, Universitätsklinikum Freiburg
daniel.stucht@ovgu.de
Kurzfassung. Im klinischen Einsatz kommt zur Messung des Blutflus-
ses 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 erfor-
dert für die Überführung der gemessenen Phasenwinkel (−π bis +π)
in Geschwindigkeitsvektoren einen Parameter, der die Geschwindigkeits-
sensitivität angibt (venc, velocity encoding). Überschreiten die Fluss-
geschwindigkeiten 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 Phasensprün-
ge existieren eine Reihe von Techniken, welche jedoch meist die Messzeit
verlängern. Hier wird ein einfaches bildbasiertes Korrekturverfahren mit-
tels 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.
1 Einleitung
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 Karoti-
den qualitativ und quantitativ zu beurteilen. Die dabei benutzte Technik der 4-
dimensionalen Phasenkontrast MRI (4D PC-MRI) erhält die Informationen über
die Flusseigenschaften aus dem Phasenteil des MR-Signals [1, 2]. Die Flussemp-
findlichkeit der Phasendaten wird durch die Anwendung von speziellen Kodier-
gradienten erreicht. Um die gemessenen Phasenwinkel (−π bis +π) aus den
Flussdaten in Geschwindigkeitsvektoren zu überführen ist die Angabe eines Flus-
skodierparameters (venc, velocity encoding) nötig. Dieser sollte der maximal zu
erwartenden Flussgeschwindigkeit entsprechen, da ein Überschreiten dieses Wer-
tes aliasing Artefakte durch Phasensprünge verursacht. Ein höherer venc-Wert
Korrektur von Phasensprüngen in 4D MRI 425
geht jedoch mit einer Verringerung des Geschwindigkeit-zu-Rauschen-Verhält-
nisses (VNR) einher, was nicht erwünscht ist. Des Weiteren ist es nicht immer
möglich, eine korrekte Abschätzung der maximal auftretenden Geschwindigkei-
ten 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 durchzufüh-
ren [5]. Ein einfacheres Verfahren ist, eine zusätzliche Referenzmessung mit ei-
nem 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 mini-
miert werden können.
Ziel der vorliegenden Arbeit ist, den Einfluss von räumlicher und zeitlicher
Auflösung der Referenzmessung auf die Ergebnisse dieses einfachen Korrektur-
verfahrens anhand von Phantom-Messdaten zu untersuchen.
2 Material und Methoden
Im Folgenden wird beschrieben, mit welchen Mitteln die MR-Daten aufgenom-
men und mit welchen Verfahren Korrektur und Ergebnisanalyse mit Matlab in
der Version 2008a vorgenommen wurden.
2.1 MR-Bildgebung
Die MR-Daten wurden an einem 7 Tesla Ganzkörper-Scanner (MAGNETOM
7T, Siemens Medical Solutions, Erlangen, Deutschland) in einer 24-Kanal-Spule
(Nova Medical, Wilmington MA, USA) aufgenommen.
Die Aufnahme der Flussdaten erfolgte mittels flussempfindlicher 4D (zeitauf-
gelöst und 3D) Phasenkontrast MR-Bildgebung, welche auf einer getriggerten
Gradientechosequenz mit RF-spoiling basiert. Die Messungen wurden in coro-
naler Schnittführung mit den folgenden Parametern durchgeführt: Bildmatrix
= 72 × 128 × 60, Field of View (FoV) = 72 × 128 × 60 mm, 1.0 x 1.0 x 1.0
mm Voxelgröße, Repititions- und Echozeit (TR/TE)=92.8 ms/2.771 ms, Paral-
lel Imaging (GRAPPA) Faktor 2, Flipwinkel α = 15◦ , Empfangsbandbreite 360
Hz/Px bzw. Hz/mm.
Die Flussmessung wurde zweimal jeweils mit einem veränderten Flusskodier-
parameter vorgenommen (venc1 =0.75 m/s, venc2 =3.0 m/s). Die übrigen Pa-
rameter blieben unverändert. Die Messung wurde mit einem von der Pumpe
kommenden Triggersignal synchronisiert. Die Pumpe wurde mit 27 Umdrehun-
gen pro Minute betrieben, wobei eine Umdrehung zwei Pumppulse erzeugt. Es
wurden 20 Phasen mit einer zeitlichen Auflösung von 89.6 ms aufgenommen.
426 Stucht et al.
Bei den Flussmessungen werden für jede räumliche Schicht (hier 60 Schich-
ten) und für jede zeitliche Phase (hier 20 Phasen) jeweils die drei Komponenten
der Flussgeschwindigkeitsvektoren (vx ,vy ,vz ) und zusätzlich jeweils ein Magni-
tudenbild als eigenes Schnittbild erzeugt. So ergeben sich für jede der beiden
Flussmessungen 60 × 20 × 4 = 4800 Einzelbilder.
2.2 Vorverarbeitung der MR-Daten
Für die spätere Verwendung wurde eine statische Maske aus den Magnituden
berechnet, welche die Geschwindigkeitsinformationen der stark rauschbehafte-
ten 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 Fluss-
messungen wurden mit Hilfe der venc-Parameter in Flussdaten (m/s) überführt.
2.3 Phasensprungkorrektur
Die Daten in den beiden Flussmessungen unterscheiden sich vor allem durch
die Phasensprünge in der Messung mit dem niedrigerem venc1 (0.75 m/s) und
durch das in der Messung mit größerem venc2 (3.0 m/s) stärkere Rauschen. In
Bereichen mit Phasensprung-Artefakten sollte die Differenz der beiden Messda-
ten ein Vielfaches von 2·venc1 betragen, solange nicht auch in der Messung mit
venc2 (Referenzdatensatz) Phasensprünge auftreten. Durch die Rauschanteile
schwanken die Differenzen jedoch z.T. stark um diesen Wert. Daher wurden die
Differenzwerte, welche zum Auffinden eines Phasensprunges benutzt wurden,
in Bereiche von 2n·venc1 ±venc1 eingeteilt. Die Korrektur fand durch Hinzufü-
gen fehlender bzw. Entfernen überflüssiger Phasen statt. Bei den vorliegenden
Messdaten galt beispielsweise ein Voxel mit einer Flussdifferenzen zwischen 0.75
und 2.25 (1.5 ± 0.75) als mit einem Phasensprung behaftet und wurde durch
Hinzufügen bzw. Subtraktion von 1.5 korrigiert.
2.4 Erstellen des Vergleichsdatensatzes
Zur späteren Beurteilung der Ergebnisse wurde ein Vergleichsdatensatz erstellt.
Dieser wurde nach dem beschrieben Verfahren berechnet, ohne dass die räumli-
che und zeitliche Auflösung des venc2 -Datensatzes geändert wurde. Da das Rau-
schen zu fälschlich ermittelten Phasensprüngen führte, wurden hier die Flussda-
ten aus der venc2 -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 au-
ßerhalb der Gefäße beeinflusst werden.
2.5 Reduktion der räumlichen und zeitlichen Auflösung
Am MR-Scanner liefert die Aufnahme eines kleineren k-Raumes in kürzerer Zeit
ein Bild mit geringerer Auflösung. Dieses lässt sich durch sogenanntes Zerofil-
ling wieder zur ursprünglichen Größe interpolieren. Dabei werden die Ränder
Korrektur von Phasensprüngen in 4D MRI 427
des k-Raumes zur Mitte hin bis zur gewünschten Größe mit Nullen gefüllt, be-
vor die Daten mittels Fouriertransformation in den Bildraum überführt werden.
Um dieses Vorgehen zu simulieren, wurden die Phasen- und Magnitudendaten
der venc2 -Messung als komplexe Daten mittels 3D-FFT in den k-Raum transfor-
miert und dort das beschriebene Zerofilling-Verfahren ausgeführt. Die Phasen-
sprungkorrektur 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 aufeinan-
derfolgender Phasen erreicht. Beiden Phasen wurde dann das berechnete Mittel
zugeordnet.
3 Ergebnisse
Die schrittweise Reduktion der Auflösung und der anschließende Vergleich der
Phasensprungkorrektur mit dem Vergleichsdatensatz (Abschn. 2.4) ist in Ab-
bildung 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 einzel-
ner Verarbeitungsschritte.
Abb. 1. Übereinstimmung von
Vergleichsdaten und Ergebnis-
daten im nicht maskierten Be-
reich bei abnehmender räumli-
cher Auflösung des Referenzda-
tensatzes bei vollen 20 zeitlichen
Phasen und bei reduzierten 10
Phasen (abweichende Voxel).
4 Diskussion
Das vorgestelle Verfahren liefert auch bei halbierter räumlicher und zeitlicher
Auflösung noch gute Ergebnisse unter Beibehalt des besseren VNR der Mes-
sung mit niedrigem venc. Vermutlich werden die höheren Fehlerraten bei ge-
ringer Reduktion der Auflösung durch das Rauschen an den Rändern der Ge-
fäße verursacht. Die Fehler rühren meist nicht von Phasensprüngen her, son-
dern werden durch die nicht perfekte Maskierung verursacht, was eine genauere
Segmentierungsmethode statt der Anwendung eines einfachen Schwellenwertes
428 Stucht et al.
Abb. 2. Darstellung des Phantoms (a) und Schritte der Phasensprungkorrektur: Mes-
sung mit venc1 =0.75m/s mit Phasensprüngen (b), Messung mit venc1 =3.00m/s (c),
(d) entspricht (c) mit verringerter räumlicher (50%) und zeitlicher Auflösung, (e) zeigt
korrigierte Daten aus (b), (f) entspricht (e) mit Maskierung des Hintergrundes.
(a) (b) (c) (d) (e) (f)
(Abschn. 2.2) verhindern würde. Die Verbesserung der Übereinstimmung mit
zunehmender Auflösungsreduktion bis etwa 45 % wird wahrscheinlich durch die
Minderung des Rauschens durch Glättung und zeitliche Mittelung verursacht.
Erst ab ca. 45 % Reduktion treten Fehler in der Phasensprungkorrektur auf.
Weitere Versuche müssen zeigen, ob es sich dabei um eine absolute Größe oder
um einen relativen Zusammenhang zur Originalgröße der Messdaten handelt. In
dieser Arbeit würde so eine Reduktion der zusätzlichen Messzeit auf 15-20 %
erreicht, durch einen höheren GRAPPA-Beschleunigunsfaktor und die weitere
Reduktion der zeitlichen Phasen wäre vermutlich eine weitere Verringerung mög-
lich. Es ist zu prüfen, in wie weit sich die Ergebnisse dieses Phantom-Tests auf
in vivo Versuche übertragen lassen. Die größeren Messvolumina und das weniger
ausgeprägte Hintergrundrauschen lassen auch hier gute Ergebnisse vermuten.
Danksagung. Dieses Projekt wird unterstützt durch das BMBF INUMAC Pro-
jekt (01EQ0605) und NIDA (1R01DA021146).
Literaturverzeichnis
1. Markl M, Chan FP, Alley MT, et al. Time-resolved three-dimensional phase-contrast
MRI. J Magn Reson Imaging. 2003;17(4):499–506.
2. Markl M, Harloff A, Bley TA, et al. Time-resolved 3D MR velocity mapping at 3T:
improved navigator-gated assessment of vascular anatomy and blood flow. J Magn
Reson Imaging. 2007;25(4):824–31.
3. Salfity MF, Huntley JM, Graves MJ, et al. Extending the dynamic range of phase
contrast magnetic resonance velocity imaging using advanced higher-dimensional
phase unwrapping algorithms. J R Soc Interface. 2006;3(8):415–27.
4. Herment A, Mousseaux E, Jolivet O, et al. Improved estimation of velocity and
flow rate using regularized three-point phase-contrast velocimetry. Magn Reson
Med. 2000;44(1):122–8.
5. Johnson KM, Markl M. Improved SNR in phase contrast velocimetry with five-point
balanced flow encoding. Magn Reson Med. 2010;63(2):349–55.
6. Lee AT, Pike GB, Pelc NJ. Three-point phase-contrast velocity measurements with
increased velocity-to-noise ratio. Magn Reson Med. 1995;33(1):122–6.