DE102004025417B4 - Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen - Google Patents

Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen Download PDF

Info

Publication number
DE102004025417B4
DE102004025417B4 DE102004025417A DE102004025417A DE102004025417B4 DE 102004025417 B4 DE102004025417 B4 DE 102004025417B4 DE 102004025417 A DE102004025417 A DE 102004025417A DE 102004025417 A DE102004025417 A DE 102004025417A DE 102004025417 B4 DE102004025417 B4 DE 102004025417B4
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
image
phase
mip
pixel
sequence
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
DE102004025417A
Other languages
English (en)
Other versions
DE102004025417A1 (de
Inventor
Michael Dr. Deimling
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens Healthcare GmbH
Original Assignee
Siemens AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens AG filed Critical Siemens AG
Priority to DE102004025417A priority Critical patent/DE102004025417B4/de
Priority to US11/134,461 priority patent/US7230423B2/en
Publication of DE102004025417A1 publication Critical patent/DE102004025417A1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE102004025417B4 publication Critical patent/DE102004025417B4/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5613—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH]

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen in der Magnetresonanztomographie, wobei aus den Bilddaten der beteiligten Sequenzen pixelweise sowohl die Quadratsumme (SOS) als auch die Maximale-Intensitäts-Projektion (MIP) berechnet wird und durch pixelweise Kombination von Quadratsummenbild und MIP-Bild ein hinsichtlich der Bildhomogenität optimiertes Ergebnisbild erhalten wird.

Description

  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanz-Tomographie, MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität bei Verwendung von phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen.
  • Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 20 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernseins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese „geordneten" Kernseins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in dem jeweils interessierenden Bereich – auch FOV (engl.: Field-Of-View) genannt – in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden, was im Allgemeinen als „Ortskodierung" bezeichnet wird.
  • Die Aufnahme der Daten in der MRT erfolgt im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die Z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y-Achse).
  • Es wird also zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt. Die Kodierung der Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels dieser beiden bereits erwähnten orthogonalen Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen in x- und y-Richtung erzeugt werden.
  • Eine mögliche Form, die Daten in einem MRT-Experiment aufzunehmen, basiert auf der sogenannten True-FISP-Sequenz, die in 2 dargestellt ist. FISP steht für "Fast Imaging with Steady Precession" und ist die Spezialform einer Gradientenechosequenz.
  • Wie bei den konventionellen Bildgebungssequenzen findet auch hier eine Rephasierung bezüglich eines Schichtselektionsgradienten GS und eine Vordephasierung bezüglich eines Auslesegradienten GR statt. Durch diese Gradientenschaltung wird die durch die Gradienten hervorgerufene Dephasierung der Quermagnetisierung kompensiert, so dass ein Echosignal entsteht, das als Gradientenecho bezeichnet wird. Die Grundidee ist also, dass die transversale Magnetisierung nach der Signalauslese restauriert wird und für den nächsten Sequenzdurchgang genutzt werden kann.
  • Das Echosignal wird ausschließlich durch Gradientenumkehrung generiert.
  • Die Repetitionszeit TR ist die Zeit, nach der ein HF-Anregungsimpuls dem anderen folgt. Nach der Zeit
    Figure 00020001
    ergt das Echosignal und kann mittels Auslesegradient GR akquiriert werden.
  • Das True-FISP-Signal zeichnet sich durch eine völlige Symmetrie im Zeitbereich aus, d.h. die Gradientenzüge sind vollständig balanciert
    Figure 00030001
    Durch die völlige Symmetrie der Gradientenzüge im Zeitbereich werden alle Magnetisierungsanteile wieder refokussiert, so dass nach kurzer Einschwingzeit das ideale Steady State Signal entsteht.
  • Bei der Phasenkodierung wird vor der Akquisition des Steady State Signals und nach der Akquisition für eine feste Zeit ein Gradientenfeld eingeschaltet, dessen Stärke bei jedem Sequenzdurchgang schrittweise um den einen Betrag ΔGP erniedrigt (↓) bzw. erhöht (↑) wird.
  • Die True-FISP-Sequenz kann mit unterschiedlichen HF-Anregungsschemata durchgeführt werden, welche sich in einer unterschiedlichen Phasenlage der abfolgenden Hochfrequenzpulse α unterscheiden. Das einfachste HF-Anregungsschema ist eine HF-Pulsabfolge ohne Phasenunterschied des HF-Pulses: ...α0° – TR – α0° – TR – α0°...
  • Ein weiteres HF-Anregungsschema im Rahmen einer True-FISP-Sequenz stellt eine Phasenalternierung der HF-Pulse dar: ...α0° – TR – α180° – TR – α0°...
  • Eine solche ist beispielsweise in 2 dargestellt, wobei das Alternieren durch positive und negative Amplituden der HF-Pulse symbolisiert ist. HF-Pulse mit einer Phasenlage von 0° sind mit einem Pluszeichen gekennzeichnet (α+), während HF-Pulse mit einer Phasenlage von 180° mit einem Minuszeichen versehen sind (α–). Weitere mögliche HF-Anregungsschemata wären Kombinationen von HF-Pulsen mit Phasenlagen von 0°, 90°, 180°, 270° bzw. beliebig weiteren Werten zwischen 0° und 360° bzw. ganzzahligen Vielfachen davon.
  • Bei komplexeren Kombinationen wird der HF-Puls (Flipwinkel α) mit einem die jeweilige Phasenlage offenbarenden Index versehen, z. B ...α0° – TR – α90° – TR – α180° – TR – α270° – TR – α0° –...
  • True-FISP-Messungen mit unterschiedlichen HF-Anregungspuls-Schemata werden auch als "phasenzyklierte-Steady-State-Sequenzen" bezeichnet und liefern im Allgemeinen unterschiedliche Datensätze.
  • Die unmittelbare Abfolge mehrerer phasenzyklischen Steady-State-Sequenzen wird als CISS-Sequenz bezeichnet (engl.: Constructive Interference in Steady-State). Die CISS-Sequenz wird für hochauflösende T2-Bildgebung benutzt, durch die insbesondere Flüssigkeiten, aufgrund des günstigen kleinen T1/T2-Verhältnisses, mit sehr hoher Intensität gemessen werden können.
  • Allgemein basiert die CISS-Sequenz also auf der n-fachen Messung eines 2D- oder 3D-True-FISP-Datensatzes jeweils mit geändertem HF-Anregungsschema. Derzeit werden maximal vier verschiedene Schemata (n = 4) eingesetzt.
  • Den einfachsten Fall einer CISS-Sequenz stellt die Kombination phasenalternierender HF-Pulse mit nicht-phasenalternierenden HF-Pulsen dar (n = 2). Diese liefert zwei unterschiedliche Datensätze S-plus-minus (Spm) und S-plus-plus (Spp): Spm[ ...α+ – TR – α– – TR – α+ –... ] Spp[ ...α+ – TR – α+ – TR – α+ –... ] wobei jeder dieser Datensätze für sich in der Regel die typischen Bandartefakte (Signalminima) einer True-FISP-Sequenz aufweist.
  • Die True-FISP-Sequenz allein stellt hohe Anforderungen an die Kalibrierung von Hardware und Software. Bereits eine geringe Fehljustage oder aber lokale Bo-Feld-Inhomogenitäten führen zu störenden nicht akzeptablen Interferenzstreifen (Bandarte fakte) im rekonstruierten Bild. Die Interferenzen (Signalauslöschungen) entstehen dadurch, dass an verschiedenen Stellen des Gewebes der Magnetisierungsvektor nach dem Flippen durch den Anregungspuls α während der Repetitionszeit TR im rotierenden Bezugssystem um einen Off-Resonanz-Winkel β präzediert. Je nach HF-Anregungsschema ist der α-Puls in der Lage, den Magnetisierungsvektor so zu flippen, dass der Steady State Zustand erhalten bleibt, oder aber der α-Puls reduziert den Steady State Zustand auf einen sehr kleinen Wert.
  • 3 veranschaulicht diesen Sachverhalt für einen Präzessionswinkel β = 180° (= π). Der Magnetisierungsvektor M ⇀ wird in der x-z-Ebene durch beispielsweise einen α+-Anregungspuls von Punkt A nach Punkt B geflippt. Während der Repetitionszeit präzediert der Magnetisierungsvektor M ⇀ entlang des gepunkteten Kreissegmentes wieder zurück nach A. Der Vektor M ⇀ kann somit in A durch einen neuen nachfolgenden α+-Anregungspuls nach B geflippt werden. Ein α–-Anregungspuls würde den Vektor M ⇀ vom Punkt A auf dem Großkreis zu einer Position C bringen und damit zu einem oszillatorischen Verhalten mit sehr geringer Gleichgewichtsmagnetisierung führen.
  • So muss unterschieden werden:
    Bei einer True-FISP-Sequenz mit Phasenalternierung (...α+ – TR – α– –...) treten Signalauslöschungen an den Stellen i,j auf, wo der Präzessionswinkel der Quermagnetisierung Mxy = B ⇀1 innerhalb der TR-Zeit einen Winkel βij = 2πγ·ΔB0ij·TR = πergibt.
  • Bei einer True-FISP-Sequenz ohne Phasenalternierung (...α+ – TR – α+...) treten Signalauslöschungen an den Stellen i,j auf, wo der Präzessionswinkel der Quermagnetisierung Mxy = B ⇀1 innerhalb der TR-Zeit einen Winkel βij = 2πγ·ΔB0ij·TR = n·2πergibt (mit n = 0, 1, 2, ...).
  • Die Situation ist für beide Fälle in den 4a und 4b dargestellt. 4a zeigt das Interferenzmuster einer True-FISP-Sequenz mit Phasenalternierung, 4b ohne Phasenalternierung. Die negativen Interferenzen (Signalauslöschung schwarz) entstehen durch einen Resonanz-Offset β = nπ bzw. β = n2π (n = 0, 1, 2, ...) relativ zur Resonanzfrequenz im rotierenden Bezugssystem während der Zeit TR aufgrund von Hardware-Imperfektionen und/oder B0-Feldinhomogenitäten. Wie zu sehen ist sind beide Muster relativ zueinander um nπ (n = 0, 1, 2, ...) verschoben.
  • Der Verlauf der Signalintensität in Abhängigkeit von dem Off-Resonanz-Winkel β ist in 5 dargestellt. Die durchgezogene Linie zeigt den Signalverlauf einer True-FISP-Sequenz ohne Phasenalternierung mit Signalauslöschungen bei n2π (n = 0, 1, 2, ...). Die gestrichelte Linie zeigt den Signalverlauf einer True-FISP-Sequenz mit Phasenalternierung, wobei die Signalauslöschungen hier eine Periodizität von nπ (n = 0, 1, 2, ...) aufweisen.
  • Mit Hilfe geeigneter Manipulation der komplexen Rohdaten (beispielsweise komplexe Addition und/oder Subtraktion mit anschließender Fast-Fourier-Transformation FFT, Betragsbildungen und erneute Addition) lassen sich diese "Off-Resonanz-Artefakte" reduzieren.
  • Als einfacher und trotzdem ähnlich effektiv hat sich jedoch die Berechnung der Quadratsumme (engl.: Sum-Of-Square, SOS) aus den jeweiligen Betragsbildern Spp und Spm erwiesen:
    Figure 00060001
  • Eine weitere Methode basiert auf der pixelweisen Berechnung der Maximalen-Intensitäts-Projektion (engl.: Maximum Intensity Projection, MIP) zwischen den beiden Betragsbildern Spp und Spm:
    Figure 00070001
  • Der Intensitätsverlauf der SOSij-Werte ist in 6a, der Intensitätsverlauf der MIPij-Werte ist in 6b dargestellt (Pixelwerte SOSij bzw. MIPij in Abhängigkeit von β).
  • Nichtsdestotrotz bleibt in jedem Fall eine relativ hohe Restwelligkeit bezüglich Amplitude (engl.: ripple Δ) und Ortsvariation δr im jeweiligen Ergebnisbild bestehen.
  • In US 2005/0030023 A1 ist ein Verfahren zur Artefaktreduktion bei SSFP-Sequenzen offenbart, in welchem akquirierte Bilder zuerst unterschiedlich gewichtet und anschließend kombiniert werden.
  • Der Artikel „N.K.Bangerter et al., „Analysis of Multiple-Acquisition SSFP", Magn. Reson. Med. 51 (2004), S.1038–1047" stellt eine Abhandlung über die Reduzierung von Bandartefakten dar, in der diesbezüglich unter anderem ein neuartiges Quadratsummenverfahren beschrieben wird.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren bereitzustellen, durch das die Signalinhomogenität von Bildern aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen weiter verbessert wird.
  • Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
  • Erfindungsgemäß wird ein Verfahren beansprucht zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen in der Magnetresonanztomographie, wobei aus den Bilddaten der beteiligten Sequenzen pixelweise sowohl die Quadratsumme (SOS) als auch die Maximale-Intensitäts-Projektion (MIP) berechnet wird und durch pixelweise Kombination von Quadratsummenbild und MIP-Bild ein hinsichtlich der Bildhomogenität optimiertes Ergebnisbild erhalten wird.
  • Vorteilhafterweise erfolgt die Kombination in Form eines gewichteten bzw. gewogenen Mittels aus Quadratsummenbild und MIP-Bild derart, dass pixelweise der jeweilige mit einem gewählten Faktor p∊[0, 1] multiplizierte SOS-Wert mit dem entsprechenden mit einem Faktor q = 1 – p multiplizierten MIP-Wert addiert wird.
  • Der Faktor p wird vorteilhaft so gewählt, dass die Restwelligkeit des Ergebnisbildes bezüglich Amplituden- und Ortsvariation minimiert wird.
  • In einer möglichen sehr einfachen und daher unkomplizierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden nur zwei phasenzyklierte Steady-State-Sequenzen verwendet.
  • In diesem Falle ist es vorteilhaft mit einer phasenalternierenden und einer nicht-phasenalternierenden Sequenz zu messen.
  • Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
  • 1 zeigt ein konventionelles Kernspintomographiegerät, welches zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignet ist,
  • 2 zeigt eine phasenalternierende true-FISP-Sequenz,
  • 3 zeigt ein mögliches Präzessionsverhalten der Quermagnetisierung im rotierenden Bezugssystem aufgrund von B0-Feldinhomogenitäten,
  • 4 zeigt typische Bandartefakte einer true-FISP-Sequenz mit und ohne Phasenalternierung,
  • 5 zeigt eine mögliche Abhängigkeit des Signalverlaufes von dem Resonanz-Offset-Winkel β im Falle einer true-FISP-Sequenz mit bzw. ohne Phasenalternierung (Spm bzw. Spp),
  • 6a zeigt eine mögliche Restwelligkeit eines Quadratsummen-gemittelten CISS-Bildes,
  • 6b zeigt eine mögliche Restwelligkeit eines MIP-gemittelten CISS-Bildes,
  • 6c zeigt eine mögliche Restwelligkeit eines erfindungsgemäß gemittelten CISS-Bildes,
  • 7 zeigt eine 2-zyklische CISS-Sequenz mit phasenalternierender und nicht-phasenalternierender Subsequenz, und
  • 8 zeigt dreidimensional den Verlauf der Restwelligkeit bei 10 unterschiedlichen Wichtungsfaktoren.
  • 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in ei nem kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
  • In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten Gy in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
  • Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
  • Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das Kernspintomographiegerät mit einer CISS Pulssequenz betrieben. Diese wird durch die Sequenzsteuerung 18 generiert. Die Implementierung des erfindungsgemäßen Verfahrens erfolgt im Bildrechner 17 bzw. im Anlagenrechner 20
  • Wie in der Beschreibungseinleitung erwähnt, stellt den einfachsten Fall einer CISS-Sequenz die Kombination phasenalternierender HF-Pulse mit nichtphasenalternierenden HF-Pulsen dar (n = 2). Eine solche zwei-zyklische CISS-Sequenz ist in 7 dargestellt. Zunächst erfolgt eine True-FISP-Sequenz mit Phasenalternierung, d.h. mit abwechselnd positiven und negativen HF-Anregungspulsen α+ und α–. Anschließend erfolgt das Abarbeiten der gleichen True-FISP-Sequenz ohne Phasenalternierung, d.h. mit ausschließlich positiven HF-Anregungspulsen α+. Die Kombination beider Sequenzen ist in der Zeichnung durch das "+"-Zeichen symbolisiert. Bis auf das Vorzeichen der HF-Anregungspulse sind sowohl die HF-Pulse sowie die Gradientenpulse in Schichtselektionsrichtung, in Ausleserichtung und in Phasenkodierrichtung exakt gleich.
  • Eine solche CISS-Sequenz liefert insgesamt zwei vollständige Datensätze Spp und Spm jeweils nach der Fouriertransformation und Betragsbildung der komplexen Rohdaten. Diese Spp und Spm Daten werden erfindungsgemäß zunächst auf zweierlei Weise kombiniert:
    Die erste Kombination erfolgt durch pixelweise Berechnung des Quadratsummen-Bildes (engl.: Sum of Square, SOS)
    Figure 00120001
  • Diese liefert ein Bild mit einem β-abhängigen Intensitätsverlauf gemäß 6a.
  • Die zweite Kombination erfolgt durch pixelweise Berechnung des MIP-Bildes (Maximale-Intensitäts-Projektion, MIP):
    Figure 00120002
  • Ein solches MIP-Bild besitzt einen β-abhängigen Intensitätsverlauf gemäß 6b.
  • Beide Kombinationsbilder (SOS- und MIP-Bild) besitzen eine Restwelligkeit bezüglich Amplitude (engl.: ripple Δ) und Ortsvariation δr, die sich in deutlichen und daher störenden Interferenzen (Bandartefakten) der jeweiligen Aufnahme manifestiert.
  • Die vorliegende Erfindung besteht nun darin, einen weiteren Bildverarbeitungsschritt vorzunehmen, um die Restwelligkeit des endgültigen Bildes soweit zu verringern, dass keine störenden Bandartefakte mehr in Erscheinung treten. Dies wird dadurch realisiert, dass im Bildrechner 17 bzw. im Anlagenrechner 20 SOS-Bild und MIP-Bild in einem weiteren Schritt pixelweise kombiniert werden. Die Kombination erfolgt vorteilhafterweise durch gewichtete Addition in Form eines gewichteten bzw. gewogenen Mittels aus SOS-Bild und MIP-Bild. Es können aber auch andere geeignete Kombinationsverfahren zur Anwendung kommen.
  • Bei der gewichteten Addition wird pixelweise der jeweilige mit einem gewählten Faktor p∊[0, 1] multiplizierte SOS-Wert mit dem entsprechenden mit einem Faktor q = 1 – p multiplizierten MIP-Wert addiert.
  • Der Faktor p und damit auch der korrespondierende Faktor q kann durch einen Bruch aus natürlichen Zahlen p = k / K, K∊N, k = 1, 2, ... K gebildet werden, so dass auch die Wichtung schrittweise erfolgt: M_und_Sijk ≔ (1 – kK )·SOSij + kK MIPij
  • Eine derart gewichtete Addition (M_und_S) aus den beiden Verfahren SOS und MIP führt zu einem Bild mit weiterer Verringerung der Signalhomogenität
    Figure 00140001
    und zu einer Verdoppelung der "ripple-Frequenz" δr' = δr2 wie anhand 6c deutlich wird. Wie man sieht, führen bei dieser Art der Bildnachverarbeitung beide Effekte insgesamt zu einem ruhigeren Bildeindruck.
  • Die Abhängigkeit der Restwelligkeit vom jeweiligen Wichtungsfaktor p = kK ist für die Werte K = 10, k = 0, ... K in 8 räumlich dargestellt. Bei Werten mit k = K erhält man die Welligkeit eines reinen MIP-Bildes. Bei Werten mit k = 0 erhält man die Welligkeit eines reinen SOS-Bildes. Im mittleren Bereich kann das p = k / K optimal so gewählt werden, dass die Restwelligkeit des Ergebnisbildes bezüglich Amplituden- und Ortsvariation minimiert wird und beispielsweise einen Verlauf gemäß 6c annimmt.
  • Es ist anzumerken, dass eine derart gewichtete bzw. gewogene Bildkombination auch für CISS-Sequenzen mit einer beliebigen Zahl von Phasenzyklen (n > 1) möglich ist. Durch eine mehrfache Wiederholung der gleichen True-FISP-Sequenz mit unterschiedlichen Phasenlagen des HF-Anregungspulses kann die Restwelligkeit noch weiter minimiert werden. Der einzige Nachteil einer Erhöhung der Anzahl der Phasenzyklen ist der steigende Zeitaufwand, weshalb letztendlich abgewogen werden muss zwischen hoher Bildhomogenität und geringer Messdauer.

Claims (5)

  1. Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen in der Magnetresonanztomographie, wobei aus den Bilddaten der beteiligten Sequenzen pixelweise sowohl die Quadratsumme (SOS) als auch die Maximale-Intensitäts-Projektion (MIP) berechnet wird und durch pixelweise Kombination von Quadratsummenbild und MIP-Bild ein hinsichtlich der Bildhomogenität optimiertes Ergebnisbild erhalten wird.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kombination in Form eines gewichteten bzw. gewogenen Mittels aus Quadratsummenbild und MIP-Bild derart erfolgt, dass pixelweise der jeweilige mit einem gewählten Faktor p∊[0, 1] multiplizierte SOS-Wert mit dem entsprechenden mit einem Faktor q = 1 – p multiplizierten MIP-Wert addiert wird.
  3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Faktor p so gewählt wird, dass die Restwelligkeit des Ergebnisbildes bezüglich Amplituden- und Ortsvariation minimiert wird.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass zwei phasenzyklierte Steady-State-Sequenzen verwendet werden.
  5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass mit einer phasenalternierenden und einer nicht-phasenalternierenden Sequenz gemessen wird.
DE102004025417A 2004-05-24 2004-05-24 Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen Expired - Fee Related DE102004025417B4 (de)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102004025417A DE102004025417B4 (de) 2004-05-24 2004-05-24 Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen
US11/134,461 US7230423B2 (en) 2004-05-24 2005-05-23 Method for improving the image homogeneity of image data from phase-cycled steady state sequences

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102004025417A DE102004025417B4 (de) 2004-05-24 2004-05-24 Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE102004025417A1 DE102004025417A1 (de) 2005-12-22
DE102004025417B4 true DE102004025417B4 (de) 2008-01-24

Family

ID=35374598

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE102004025417A Expired - Fee Related DE102004025417B4 (de) 2004-05-24 2004-05-24 Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen

Country Status (2)

Country Link
US (1) US7230423B2 (de)
DE (1) DE102004025417B4 (de)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPWO2005096929A1 (ja) * 2004-04-05 2008-02-21 阿部　慎一 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
US7570141B2 (en) * 2005-12-05 2009-08-04 General Electric Company Method of designing a shim coil to reduce field settling time
US7449884B1 (en) * 2007-05-04 2008-11-11 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Enhanced spectral selectivity for steady-state free precession imaging
DE102007045996A1 (de) 2007-09-26 2009-03-12 Siemens Ag Mehrfach phasenzyklierte Steady State Free Precession Sequenz und Magnetresonanzgerät dazu
DE102009036237B4 (de) * 2009-08-05 2013-10-31 Siemens Aktiengesellschaft Kontrastmittelfreie MR-Angiographie mit SSFP-Sequenzen
DE102013213376B4 (de) * 2013-07-09 2017-10-19 Siemens Healthcare Gmbh Bildgebung mit einem NMR-Tomographen

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0704062B1 (de) * 1994-04-08 2002-06-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Verfahren und vorrichtung zur bilderzeugung mittels magnetischer resonanz
DE10121802A1 (de) * 2001-05-04 2002-11-28 Siemens Ag Verfahren zur Bilderzeugung bei einem Kernspintomographie-Gerät und Kernspintomographie-Gerät
DE10247150A1 (de) * 2002-10-09 2004-04-22 Siemens Ag Verfahren zum Bearbeiten von Magnetresonanzrohdaten, Magnetresonanztomographiegerät und Magnetresonanzspektroskopiegerät
US20050030023A1 (en) * 2003-08-05 2005-02-10 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Artifact reduction in SSFP MRI using weighted sum of combined signals

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5347216A (en) * 1992-06-23 1994-09-13 General Electric Company Fast NMR image acquisition with spectrally selective inversion pulse
JPH11225988A (ja) 1998-02-18 1999-08-24 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US6307368B1 (en) * 1999-05-14 2001-10-23 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Linear combination steady-state free precession MRI
JP4149126B2 (ja) * 2000-12-05 2008-09-10 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 画像処理方法、画像処理装置および画像撮影装置
US7012428B1 (en) * 2003-12-17 2006-03-14 General Electric Company Method and apparatus of reducing artifacts in phase-cycled steady-state free precession imaging

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0704062B1 (de) * 1994-04-08 2002-06-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Verfahren und vorrichtung zur bilderzeugung mittels magnetischer resonanz
DE10121802A1 (de) * 2001-05-04 2002-11-28 Siemens Ag Verfahren zur Bilderzeugung bei einem Kernspintomographie-Gerät und Kernspintomographie-Gerät
DE10247150A1 (de) * 2002-10-09 2004-04-22 Siemens Ag Verfahren zum Bearbeiten von Magnetresonanzrohdaten, Magnetresonanztomographiegerät und Magnetresonanzspektroskopiegerät
US20050030023A1 (en) * 2003-08-05 2005-02-10 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Artifact reduction in SSFP MRI using weighted sum of combined signals

Non-Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JP 11225988 (engl. Abstract)
JP 11225988 A (engl. Abstract) *
N.K. Bangerter et al., "Analysis of multiple- acquisition SSFP", Magn: Reson. Med. 51(26.04.04), S. 1038-1047
N.K. Bangerter et al., "Analysis of multipleacquisition SSFP", Magn: Reson. Med. 51(26.04.04), S. 1038-1047 *

Also Published As

Publication number Publication date
US20050258830A1 (en) 2005-11-24
DE102004025417A1 (de) 2005-12-22
US7230423B2 (en) 2007-06-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE10318990B4 (de) Bildgebungsverfahren für die Magnetresonanz-Tomographie
DE19905720B4 (de) Fast-Spinecho-Impulsfolge für eine diffusions-gewichtete Abbildung
DE10250922B4 (de) Verfahren zur Ermittlung des ADC-Koeffizienten in der Diffusionsgewichteten Magnetresonanz-Bildgebung bei Verwendung von Steady-State-Sequenzen
DE10326174B4 (de) Verfahren zur Verhinderung des Doppeldeutigkeitsartefaktes in der Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebung
DE102006011253B4 (de) Magnet-Resonanz-Bildgebung mit verbessertem Kontrast zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz sowie CSF auf Basis einer Gradientenechosequenz
DE10330926B4 (de) Verfahren zur absoluten Korrektur von B0-Feld-Abweichungen in der Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebung
DE102008062853B4 (de) Verfahren zur kontrastmittelfreien angiographischen Bildgebung in der Magnetresonanztomographie
DE102012212983B3 (de) Vermeidung von Einfaltungsartefakten bei der Aufnahme von Magnetresonanzdaten
DE102008057294B4 (de) Trennung von Fett- und Wasserbildern nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren unter Berücksichtigung des T*2-Zerfalls
DE102004029025B4 (de) Verfahren zur Darstellung von Gewebe mit sehr kurzer T2-Relaxationszeit in der Magnetresonanz-Tomographie
DE102013201670B3 (de) Verfahren zum Erfassen von MR-Daten und zur Bestimmung eines B1-Magnetfelds sowie entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage
DE102011080215B4 (de) Erfassung von MR-Daten in einem vorbestimmten Bereich
DE102015221888B4 (de) Gleichzeitige MRT-Mehrschichtmessung
DE10333795B4 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Vermeidung von peripheren Störsignalen in Spin-Echo-Bildern bei nicht monotonem Magnetfeldverlauf in der Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebung
DE102014219320B4 (de) Rekonstruktion eines MR-Bildes unter Berücksichtigung der chemischen Verschiebung
DE102011083871B4 (de) Anpassung der Grundfrequenz eines HF-Anregungspulses bei der nicht-selektiven Anregung von Kernspinsignalen in einem Untersuchungsobjekt
DE102005015069B4 (de) Verfahren zur Vermeidung linearer Phasenfehler in der Magnetresonanz-Spektroskopie
EP3176596B1 (de) Modifizierte truefisp-sequenz zur parallelen mr-daten-erfassung
DE102012209295B4 (de) Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik
DE102013201671B3 (de) Verfahren zum Erfassen von MR-Daten und zur Bestimmung eines B1-Magnetfelds sowie entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage
DE10144654B4 (de) Gerät und Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung unter Verwendung einer verbesserten parallelen Akquisition
DE10152734B4 (de) Gerät und Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung bei gleichzeitiger Messung zweier benachbarter Schichten
DE102004025417B4 (de) Verfahren zur Verbesserung der Bildhomogenität von Bilddaten aus phasenzyklierten Steady-State-Sequenzen
DE102004052894B4 (de) Optimiertes Verfahren zur Vermeidung von Einfaltungsartefakten in der Magnetresonanztomographie sowie Magnetresonanztomographiegerät und Computersoftwareprodukt
DE102011082669B4 (de) Hyperintense Darstellung von Bereichen im Umfeld von Dipolfeldern mittels MRI

Legal Events

Date Code Title Description
OP8 Request for examination as to paragraph 44 patent law
8364 No opposition during term of opposition
8320 Willingness to grant licences declared (paragraph 23)
R081 Change of applicant/patentee

Owner name: SIEMENS HEALTHCARE GMBH, DE

Free format text: FORMER OWNER: SIEMENS AKTIENGESELLSCHAFT, 80333 MUENCHEN, DE

R119 Application deemed withdrawn, or ip right lapsed, due to non-payment of renewal fee