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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie
(Synonym: Magnetresonanztomographie – MRT) wie sie in der Medizin
zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich
die vorliegende Erfindung auf ein Verfahren sowie ein MRT-System
zur Durchführung
des Verfahrens, welches die Akquisition von artefaktreduzierten
bzw. Auflösungs-verbesserten
gegeneinander in z-Gradienten-Richtung verschobenen Schichtbildern
ermöglicht.
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Die
MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz
und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 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 Kernspins der Atome in dem Objekt, welche
vorher regellos orientiert waren, aus.
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Hochfrequenzwellen
können
nun diese "geordneten" Kernspins 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 alle drei Raumrichtungen
räumlich
kodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden
Schicht, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in
alle Richtungen aufgenommen werden können. Die MRT als Schnittbildverfahren
in der medizinischen Diagnostik, zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode durch
ein vielseitiges Kontrastvermögen
aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes
hat sich die MRT zu einem der Röntgencomputertomographie
(CT) vielfach überlegenen Verfahren
entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von Spinecho-
und Gradientenechosequenzen, die bei Messzeiten in der Größenordnung von
Sekunden bis Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
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Zur
Untersuchung von größeren Abschnitten eines
Patienten bzw. für
Ganzkörperaufnahmen
wird eine (kontinuierliche) Tischverschiebung eingesetzt (engl.:
Move During Scan, MDS). Insbesondere die Verwendung von MDS im Zusammenhang
mit segmentierten Bildgebungssequenzen, wie beispielsweise einer
Multi-Shot-TSE-Sequenz (Turbo-Spin-Echo, TSE), erscheint bei Ganzkörper-Untersuchungen
auf Metastasen (engl.: whole-body metastasis screening) vielversprechend.
Allerdings bleiben trotz der technischen Fortschritte beim Bau von
MRT-Geräten, Auflösung, Aufnahmezeit
und Signal-Rausch-Verhältnis
(SNR) eines MRT-Bildes limitierende Faktoren hinsichtlich der Bildqualität, was derzeit
insbesondere bei MDS-basierter Bildgebung unweigerlich zu Bewegungsartefakten
sowie zu residualen gerätebedingten
Artefakten führt.
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Eine
Möglichkeit
nach dem Stand der Technik Bewegungsartefakte zu verringern besteht
in der Anwendung beschleunigter MRT-Bildgebungsverfahren wie sie
beispielsweise moderne PPA-Verfahren darstellen.
Diese werden im Folgenden erläutert:
Die
Aufnahme der Daten in der MRT geschieht gemäß 2 im sogenannten
k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild 25 im sogenannten Bildraum
ist mittels Fourier-Transformation 24 mit den MRT-Daten 23 im
k-Raum verknüpft.
Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, geschieht
mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet
dabei im Falle von 2D-Bildgebung die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht
im Objekt fest, z.B. die z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine
Richtung in der Schicht fest, z.B. die x-Achse) und die Phasenkodierung
(bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, z.B. die y-Achse).
Im Fall von 3D-Bildgebung wird die Schichtselektion durch eine zweite
Phasenkodierrichtung ersetzt. Ohne Beschränkung der Allgemeinheit, wird
im weiteren Verlauf ein zweidimensionaler kartesischer k-Raum angenommen,
der zeilenweise abgetastet wird. Die Daten einer einzelnen k-Raumzeile
werden beim Auslesen mittels eines Gradienten frequenzkodiert. Jede
Zeile im k-Raum hat den Abstand Δky, der durch einen Phasenkodierschritt erzeugt
wird. Da die Phasenkodierung im Vergleich zu den anderen Ortskodierungen
viel Zeit in Anspruch nimmt, basieren die meisten Verfahren, beispielsweise
die sogenannte "teilweise
parallele Akquisition",
im weiteren Verlauf mit PPA (engl. Partially Parallel Acquisition)
bezeichnet, zur Verkürzung der
Bildmesszeit auf einer Verringerung der Anzahl an zeitaufwändigen Phasenkodierschritten.
Der Grundgedanke bei der PPA-Bildgebung ist, dass die k-Raumdaten
nicht von einer Einzelspule sondern gemäß 3 von einer
z. B. linearen Anordnung von Komponentenspulen (Spule 1 bis
Spule 4), einem Spulenarray, aufgenommen werden. Jede der
räumlich
unabhängigen
Spulen des Arrays trägt
gewisse räumliche
Informationen, welche genutzt werden, um über eine Kombination der simultan
akquirierten Spulendaten 26.1, 26.2, 26.3, 26.4 eine
vollständige Ortskodierung
zu erreichen. Das bedeutet, dass aus einer einzigen aufgenommenen
k-Raumzeile (in den folgenden Figuren grau dargestellt) auch mehrere andere,
nicht abgetastete im k-Raum verschobene (in den folgenden Figuren
weiß dargestellt)
Zeilen bestimmt werden können.
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Die
PPA-Methoden verwenden also räumliche
Information, die in den Komponenten einer Spulenanordnung enthalten
sind, um partiell die zeitaufwändige
Phasenkodierung, die normalerweise unter Verwendung eines Phasengradienten
erzeugt wird, zu ersetzen. Dadurch wird die Bildmesszeit entsprechend
dem Verhältnis
von Anzahl der Zeilen des reduzierten Datensatzes zur Anzahl der
Zeilen des konventionellen (also vollständigen) Datensatzes reduziert.
In einer typischen PPA-Akquisition wird im Vergleich zu der herkömmlichen
Akquisition nur ein Bruchteil (1/2, 1/3, 1/4, etc.) der Phasenkodierzeilen akquiriert.
Eine spezielle Rekonstruktion wird dann auf die Daten angewandt,
um die fehlenden k-Raumzeilen zu rekonstruieren und damit das volle
Field of View (FOV)-Bild in einem Bruchteil der Zeit zu erhalten
(FOV ist der interessierende aufzunehmende Bildbereich).
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Das
jeweilige Rekonstruktionsverfahren, das in der Regel ein algebraisches
Verfahren darstellt, entspricht der jeweiligen PPA-Technik. Die
bekanntesten PPA-Techniken sind SMASH (Simultaneous Acquisition
of Spatial Harmonics), SENSE (Sensitivity Encoding) und GRAPPA (Generalised
Autocalibration PPA).
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Die
algebraische Rekonstruktion der fehlenden k-Raumzeilen erfordert
jedoch bei allen PPA-Techniken zusätzlich die Ermittlung der jeweiligen
Spulensensitivität
einer jeden (an der Messung beteiligten) Komponentenspule was in 3 durch den
Pfeil 28 symbolisiert ist. Erst bei Kenntnis der Spulensensitivitäten ist
eine vollständige
Rekonstruktion aller k-Raumzeilen
möglich
und durch anschließende
Fourier-Transformation (Pfeil 27) das Bild 25 im
Ortsraum zu erhalten.
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Bei
den herkömmlichen
PPA-Techniken erfolgt die Ermittlung der Spulensensitivitäten durch Messen
sogenannter Kalibrierscans entweder zu Beginn der Messung in Form
sogenannter Prescans oder während
der Messung in Form sogenannter Integrated Scans 29 (ACS-Zeilen,
Autocalibration Signals), die in 4 als schwarze
k-Raumzeilen im mittleren Bereich der k-Matrix (k-Raumschicht) dargestellt
sind.
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Zwar
können
die Spulensensitivitäten
durch nur wenige Kalibrierscan-Zeilen vorzugsweise aus dem vorwiegend
Kontrastinformation enthaltenden mittleren Bereich der k-Matrix
gut angenähert
werden – dennoch
verlängert
die Messung von Kalibrierscan-Zeilen die gesamte Akquisitionszeit
signifikant und erhöht
den Grad an Bewegungsartefakten im rekonstruierten Bild 25.
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Der
Stand der Technik bietet eine Möglichkeit,
eine aufzunehmende Schicht in Form von Teildatensätzen des
k-Raumes zu messen die in ihrer Gesamtheit wieder einen vollständigen k-Raum-Datensatz bilden
auf dessen Basis (gemittelt und/oder gefiltert) dann die jeweilige
Spulensensitivität
jeder Komponentenspule rechnerisch ermittelt werden. Dieses PPA-Verfahren
hat die Zielsetzung die Gesamtmesszeit noch weiter zu reduzieren,
indem auf die Messung von Kalibrierscan-Zeilen verzichtet werden
kann. Das Verfahren ist in S.Kannengiesser et al., Proc. ISMRM 12,
2149 (2004) beschrieben. Danach erfolgt gemäß 6 eine Messung derselben Schicht im Ortsraum
durch die Messung mehrerer (hier: zweier) Teildatensätze des
k-Raums 30, 31, wobei
der erste Teildatensatz 30 dadurch charakterisiert ist,
dass nur jede ungeradzahlige Zeile der selektierten k-Raum-Schicht
(Zeile 1, Zeile 3, Zeile 5 usw.) akquiriert
wurde und im zweiten Teildatensatz 31 nur jede geradzahlige
Zeile (Zeile 2, Zeile 4, Zeile 6, usw.).
Zusammengenommen bilden erster 30 und zweiter 31 Teildatensatz
einen vollständigen
Datensatz 32 des k-Raums. Durch die Trennung der Messung
in nicht überlappende
Teildatensätze
stellt jeder Teildatensatz für
sich einen PPA-Datensatz dar, der mittels bekannter PPA-Rekonstruktionsverfahren (SMASH,
SENSE, GRAPPA) jeweils zu einem vollständigen k-Raum-Datensatz rekonstruiert
werden kann. Die zeitliche Reihenfolge der Abtastung von Datensatz 32 wird
vorteilhaft so gewählt,
dass jeder Teildatensatz 30, 31 für sich geringstmögliche Bewegungsartefakte
aufweist, so dass nach der jeweiligen PPA-Rekonstruktion beide rekonstruierten
Datensätze
zu einem Bild kombiniert werden können, welches letztendlich
minimale Bewegungsartefakte enthält ohne
SNR einzubüßen. Die
Aufteilung in nicht überlappende
Teildatensätze
ermöglicht
eine Berechnung der für
die PPA-Rekonstruktion notwendigen Spulensensitivitäten ohne
dafür eigens
Kalibrierscan-Zeilen akquirieren zu müssen, was letztlich zu einer
wesentlich kürzeren
Akquisitionszeit führt.
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Aus
DE 103 18682 A1 ist
ein PPA-Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung bekannt mit einer Modulation
der Spinmagnetisierung mittels Hochfrequenz-Impulsen, wobei zusätzliche
Modula tionen der Spinmagnetisierung eingesetzt werden (beispielsweise
bestehend aus zusätzlichen
Modulationen von zur Ortskodierung der Objektbereiche genutzten Gradienten)
und die Spulensensitivitätsinformation gemäß den jeweils
vorangegangenen zusätzlichen Modulationen
der Spinmagnetisierung modifiziert wird.
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Aus
DE 103 28423 A1 ist
ein schnelles und einfach durchführbares
Verfahren der MR-Tomographie bekannt, mit bewegtem Zielobjekt, wobei
die Frequenz der HF-Pulse und/oder der Magnetfeldgradienten während der
Datenaufnahme so verändert werden,
dass das erfasste Zielvolumen mit der gleichen Geschwindigkeit und
Bewegungsrichtung wie das Zielobjekt bewegt wird.
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Aus
WO 2004/065976 A1 ist ein MRT-Verfahren bekannt, um ein dynamisches
Bild eines relativ zu den HF-Empfangsspulen bewegtes Untersuchungsobjektes
zu erzeugen, wobei das Bild aus gewonnenen Daten zumindest zweier
benachbarten FOV's
rekonstruiert wird. Dabei wird jedes FOV in Phasenkodierrichtung
unterabgetastet und das endgültige
Bild aus den unterabgetasteten Datensätzen gewonnen welche mit zuvor
gewonnenen Spulensensitivitäten
der jeweiligen HF-Spulen gewichtet werden.
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"S.Kannengießer, "Parallel imaging
for continuously moving table MRI using moving RF coils and in-place
sensitivity calibration",
Workshop, ETH Zürich
2004" beschreibt
eine Kombination aus PPA-Aufnahmetechnik und Tischbewegung (Tischvorschub während der
MRT-Datenaufnahme), wobei eine Spulenanordnung verwendet wird, welche
sich mit dem Tisch mitbewegt und somit keine Relativbewegung zum
Untersuchungsobjekt aufweist, mit beispielsweise dem Vorteil, dass
keine Inkonsistenzen zwischen der anatomischen Information und den
Spulensensitivitäten
auftreten. Als PPA-Verfahren wird GRAPPA verwendet.
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US 6 801 034 B2 offenbart
ein MRT-System und ein PPA-basiertes MRT-Verfahren mit inkrementeller
Tischverschiebung um bei großer
Volumenabdeckung entlang eines großen FOV's MRT-Bilder ohne wesentliche Schicht-Rand-Artefakte
rekonstruieren zu können.
Dazu wird bei jeder Tischposition zu jedem k
x-k
y-Subdatensatz
ein vollständiger Schicht-bildender
z-Datensatz akquiriert, der in z-Richtung fouriertransformiert,
sortiert und ausgerichtet wird, so daß nach einer Fouriertransformation in
x- und y-Richtung das artefaktfreie Bild der entsprechenden z-Position
rekonstruiert werden kann.
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"D.G.Kruger et al., »Continuously
moving table data acquisition method for long FOV contrast-enhanced
MRA and whole-body MRI»,
Magn. Reson. Med. 47 (2002), S.224–231" offenbart ein Verfahren zur Akquirierung
von nahtfreien Ganzkörperbildern
in der Magnetresonanztomographie. Das angegebene Verfahren bewahrt
die Vorteile der 3D-Akquisition indem die diskrete Natur eines schrittweisen
Datenaufnahmeverfahrens durch eine kontinuierliche Tischverschiebung
kontinuisiert wird.
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Nichtsdestotrotz
stellen auch bei derart beschleunigten PPA-basierten MRT-Bildgebungsverfahren Auflösung und
bewegungs- und gerätebedingte
Inkonsistenzen insbesondere bei der Aufnahme mehrerer – beispielsweise
durch kontinuierliche Tischverschiebung während der Messung – zueinander
in z-Richtung verschobener Schichten limitierende Faktoren dar,
die sich in residualen Artefakten im ortsaufgelösten Bild äußern.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren sowie ein System
zur Durchführung des
Verfahrens bereitzustellen, welches es ermöglicht, die PPA-Bildgebung
von Schichtbildern hinsichtlich Artefaktreduktion bzw. Erhöhung der
Auflösung
ohne SNR-Verlust (Signal-Rausch-Verhältnis, engl.: Signal to Noise
Ratio) zu verbessern.
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Diese
Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die Merkmale des unabhängigen
Anspruchs gelöst.
Die abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Erfindungsgemäß wird ein
Verfahren zur MRT-Bildgebung beansprucht, basierend auf einem PPA-Rekonstruktionsverfahren,
welches folgende Schritte aufweist:
- – Messen
zumindest zweier in Richtung eines die Schicht-Normalenrichtung
definierenden Schichtselektions-Gradienten (z-Gradienten) verschobener
Schichten eines zu untersuchenden Patienten durch zumindest je eine
im k-Raum einen Teildatensatz bildende Akquisition über eine
Anzahl von Komponentenspulen, wobei die Summe aller Teildatensätze einen
im k-Raum vollständigen
Datensatz bildet
- – Ermitteln
der Spulensensitivitäten
jeder Komponentenspule auf Basis des vollständigen Datensatzes
- – Vervollständigen zumindest
eines Teildatensatzes jeder Schicht durch ein PPA-Rekonstruktionsverfahren
auf Basis der ermittelten Spulensensitivitäten
- – Transformieren
der im k-Raum vervollständigten Schichten
zu Vollbildern im Ortsraum,
wobei aus mehreren Vollbildern
gleicher oder benachbarter Schichten Information über Patientenbewegung
und/oder Geräte-Imperfektionen gewonnen wird.
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In
einer möglichen
Ausführungsform
der Erfindung wird die Verschiebung der Schichten durch eine Patiententisch-Verschiebung
und entsprechende Verschiebung der HF-Anregung bewirkt und zwar derart,
dass die Schichten im wesentlichen die gleiche anatomische Schicht
repräsentieren.
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In
einer weiteren möglichen
Ausführungsform
der Erfindung wird die Verschiebung der Schichten in z-Richtung
durch eine inkrementelle Verschiebung des z-Gradienten und/oder
durch eine Patiententisch-Verschiebung bewirkt, so dass die Schichten nah
beieinander liegen oder sich überlappen.
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Erfindungsgemäß ist es
vorteilhaft, im Falle, dass die nah beieinander liegenden bzw. sich überlappenden
Schichten einen Schichtblock darstellen, diesen entsprechend einer
Patiententisch-Verschiebung blockweise oder segmentweise mitzuführen.
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Vorteilhafterweise
basiert das Ermitteln der Spulensensitivitäten auf einer gewichteten Mittelung der
Teildatensätze.
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Weiterhin
vorteilhaft basiert das Ermitteln der Spulensensitivitäten auf
einer Filterung der Teildatensätze.
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Auf
Basis der so gewonnenen Informationen oder aus anderweitigen Quellen über Patientenbewegung
und/oder Geräte-Imperfektionen bzw.
werden die Vollbilder vor einer weiteren Verwendung korrigiert.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
ermöglicht
eine Verbesserung der Bildgebung einerseits dadurch, dass die transformierten
Bilder der im wesentlichen gleichen anatomischen Schicht zur Verminderung
residualer Artefakte und/oder zur Verbesserung des SNR geeignet
rekombiniert werden, andererseits dadurch, dass die transformierten
Bilder inkrementell verschobener bzw. überlappender Schichten zur
Verminderung residualer Artefakte und/oder zur Verbesserung des
SNR geeignet gefiltert werden.
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Vorteilhafterweise
erfolgt die Akquisition insbesondere eines Teildatensatzes durch
einen Echozug einer Turbo-Spin-Echo-Sequenz (TSE-Sequenz).
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Weiterhin
wird ein Computersoftwareprodukt beansprucht, welches ein Verfahren
gemäß den obigen
Ansprüchen
1 bis 11 implementiert, wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät verbundenen
Recheneinrichtung läuft.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf
die begleitenden Zeichnungen näher
erläutert.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen MRT-Gerätes zur
Durchführung
des erfindungsgemäßen Verfahrens.
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2 zeigt
schematisch die konventionelle Vorgehensweise wie durch Fourier-Transformation eines
im k-Raum akquirierten Bildes ein Bild im Ortsraum erhalten wird.
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3 zeit
schematisch, wie ein vierkomponentiger PPA-Datensatz unter Berücksichtigung
der Spulensensitivitäten
rekonstruiert und mittels Fourier-Transformation in ein Bild im
Ortsraum umgerechnet wird.
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4 zeigt
schematisch einen vierkomponentigen Datensatz mit drei zusätzlich aufgenommenen,
für die
PPA-Rekonstruktion erforderlichen Kalibrierscan-Zeilen.
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5 zeigt
schematisch ein Verfahren zur PPA-basierten Bewegungsartefakt-reduzierten Bildakquisition
ohne SNR-Verlust nach dem Stand der Technik.
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6 zeigt
anhand eines Übersichtsbildes das
Stand-der-Technik-Verfahren 2 zur
PPA-Bildgebung ohne explizite Messung von Kalibrierzeilen.
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7 zeigt
die Aufnahme durch Tischverschiebung verschobener einen vollständigen Datensatz
bildende Schichten der im wesentlichen gleichen Anatomie,
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8 zeigt
die Aufnahme inkrementell verschobener einen vollständigen Datensatz
bildende Schichten, und
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9 zeigt
im oberen Teil eine Kombination der Datenakquisitionen aus 7 und 8 bzw.
im unteren Teil den allgemeineren Fall einer in Teildatensätze aufgeteilten
Datenakquisition verschobener 2D-Schichten.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Magnetresonanzbildgebungs- bzw.
Kernspintomographiegerätes
zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objekts 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 Objekts, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen
Körpers. Die
für die
Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundfeldmagnets
ist in einem kugelförmigen
Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des
menschlichen Körpers
eingebracht werden. Dazu liegt der Patient auf einer verfahrbaren
Patientenliege (verfahrbarer Tisch) die in den Grundfeldmagneten
eingefahren wird, um den zu untersuchenden Bereich des Patienten
in dem Homogenitätsvolumen
zu platzieren. 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 angesteuert werden.
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In
den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt,
das aus mehreren Wicklungen, sogenannten 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 y-Richtung, die zweite Teilwicklung
eines 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.
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Um
mit einem MRT-Gerät
wahlweise im Rahmen von erwünschten
PPA-Messungen sowohl ein verbessertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR)
als auch eine signifikante Verringerung der Akquisitionszeit erzielen
zu können,
ist es heutzutage Standard, insbesondere in Phasenkodierrichtung
(PPA-Kodierrichtung, im allgemeinen die y-Richtung) nicht eine einzelne
Spule zu verwenden, sondern eine Anordnung aus mehreren Spulen.
Diese sogenannten Komponentenspulen werden zu einem Spulenarray verbunden,
wodurch überlappende
Spulenbilder aufgenommen werden können. Soll die Akquisitionszeit bei
Verbesserung des SNR nicht verlängert
werden, müssen
die Spulen eines Spulenarrays simultan empfangen. Folglich benötigt jede
Spule ihren eigenen Empfänger,
wie bereits erwähnt
bestehend aus Vorverstärker,
Mischer und Analog-Digital-Wandler. Zur Zeit sind Arrays mit maximal
32 Einzelspulen die Regel.
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Innerhalb
des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4,
die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse
in ein magnetisches Wechselfeld zu Anregung der Kerne und Ausrichtung
der Kernspins des zu untersuchenden Objekts bzw. des zu untersuchenden
Bereiches des Objekts umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht
aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen
in Form der bereits beschriebenen vorzugsweise linearen Anordnung
von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen 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.
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Die
Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine
Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt
die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen
M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab.
Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator)
des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz
demoduliert und im Analog-Digital-Wandler
(ADC) digitalisiert. Dieses Signal muß zur Frequenz 0 demoduliert
werden. Die Demodulation zu Frequenz 0 und Trennung in Real- und
Imaginärteil
findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem
zweiten Demodulator 8 statt. 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-Raums. 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.
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Ziel
der vorliegenden Erfindung ist es die PPA-Bildgebung von gleichen
oder gegeneinander in Schichtselektions-Gradienten-Richtung (im folgenden
als z-Richtung bezeichnet) verschobenen Schichtbildern hinsichtlich
Artefaktreduktion bzw. Erhöhung
der Auflösung
ohne SNR-Verlust (Signal-Rausch-Verhältnis, engl.:
Signal to Noise Ratio) zu verbessern. Die Verschiebung der Schichten
erfolgt durch (kontinuierliche) Tischverschiebung und/oder durch
inkrementelle Verschiebung der HF-Anregung. Das erfindungsgemäße Verfahren verwendet
vorrangig segmentierte Bildgebungssequenzen, wie beispielsweise
verschachtelte Mehrschuß-Turbo-Spin-Echo-Sequenzen
(engl.: interleaved Multi-Shot-TSE), wobei ein Echozug einen sogenannten
Teildatensatz (Akquisitionsdauer im Bereich von ca. 200 ms) liefert.
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Im
Falle der vorliegenden Erfindung ist es dem Anwender möglich, unter
Verwendung mehrerer Komponentenspulen bzw. eines Spulenarrays in Phasenkodierrichtung,
die Reihenfolge der (im Falle einer kartesischen Abtastung) zeilenweisen
Abtastung in Phasenkodierrichtung derart vorzugeben, dass sich die
Messung in sogenannte Teildatensätze aufteilt.
Die Aufteilung in Teildatensätze
erfolgt so, dass jeder Teildatensatz für sich zwar unvollständig ist,
die Summe aller Teildatensätze
bzw. die Summe einer Untermenge von Teildatensätzen (also die Überlagerung
aller bzw. bestimmter Teildatensätze) wieder
einen vollständigen
Datensatz ergibt. Der vollständige
Datensatz erlaubt dann – ohne
zeitaufwendige Akquirierung von Kalibrierscan-Zeilen – in einem weiteren
Schritt die Ermittelung der Spulensensitivitäten der beteiligten Komponentenspulen
auf deren Basis jeder Teildatensatz für sich durch ein bekanntes
algebraisches PPA-Rekonstruktionsverfahren (beispielsweise GRAPPA)
wieder vervollständigt werden
kann. Dabei können
die zu vervollständigenden
bzw. nach der PPA-Rekonstruktion vervollständigten Teildatensätze unterschiedliche
Bereiche im Ortsraum abdecken bzw. repräsentieren, was im Folgenden
anhand der 7, 8 und 9 erläutert wird.
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- 1. Jeder Teildatensatz repräsentiert jeweils die im wesentlichen
gleiche anatomische Schicht des Patienten, allerdings zu verschiedenen
Zeitpunkten und an verschiedenen Orten, wenn der Patient durch eine
(kontinuierliche) Tischverschiebung in z-Gradientenrichtung unterschiedliche Positionen
im Scanner einnimmt. In 7 ist dies am Beispiel einer
Kopfaufnahme dargestellt: Der Patient wird mittels Tischverschiebung
in die Gradientenröhre
bis zu Position 1 eingefahren; an dieser Position 1 wird
ein erster Teildatensatz (Teildatensatz 1) akquiriert indem
in Phasenkodierrichtung – angefangen
bei der ersten Zeile – nur
jede dritte k-Raumzeile gemessen wird (die gemessenen Zeilen sind
grau, die ausgelassenen Zeilen sind weiß dargestellt). Anschließend wird der
Patient weiter verschoben bis an Position 2 durch Akquirieren
eines zweiten Teildatensatzes (Teildatensatz 2) sowie nach
weiterer Verschiebung an Position 3 durch Akquirieren eines
dritten Teildatensatzes (Teildatensatz 3) die im wesentlichen
gleiche anatomische Schicht wie jene an Position 1 gemessen
wird. Die Teildatensätze
unterscheiden sich dabei jeweils durch unterschiedliche k-Raum-Abtastung:
während
die Messung in Teildatensatz 1 bei der ersten k-Raumzeile
begonnen wird, beginnt die Messung in Teildatensatz 2 mit
der zweiten Zeile und die Messung in Teildatensatz 3 mit
der dritten Zeile. Allen Teildatensätzen gemeinsam ist, dass immer
zwei Zeilen ausgelassen werden, was insgesamt einen PPA-Beschleunigungsfaktor
von 3 ergibt. Wie anhand 7 klar ersichtlich
ist, bilden die drei Teildatensätze
insgesamt einen vollständigen
Datensatz im k-Raum, der es erlaubt, beispielsweise durch alleinige
Betrachtung der mittleren k-Raum-Zeilen,
die Spulensensitivitäten
der an der Messung beteiligten Komponentenspulen zu ermitteln ohne
eigens da für
Kalibrierzeilen messen zu müssen.
Die Überlagerung
der nichtüberlappenden
Teildatensätze,
die zu dem vollständigen
Datensatz führt,
kann mit einer Filterung kombiniert werden durch die unterschiedliche
Patienten- und Gerätespezifische
Rahmenbedingungen der unterschiedlichen Positionen ausgeglichen werden,
die normalerweise im rekonstruierten Bild zu starken (Geist-) Artefakten
führen
würden.
So kann sich beispielsweise die Anatomie der aufzunehmenden Schicht
während
der Tischverschiebung ändern
(Patienten-spezifische Hirnpulsation, Atmung, Peristaltik, etc.)
so dass in den unterschiedlichen Aufnahme-Positionen andere anatomische
Verhältnisse
herrschen. Es kann aber auch sein, dass in den unterschiedlichen
Positionen Geräte-spezifische
Inkonsistenzen vorhanden sind, beispielsweise dadurch, dass in z-Gradientenrichtung
Grundfeldinhomogenitäten
oder Gradientenfeldverzerrungen variieren. Eine spezielle Form der
Filterung ist eine Kombination von mehr Teildatensätzen, als
für einen
vollständigen Datensatz
mindestens erforderlich sind. Die erfindungsgemäße Aufteilung dieser positionsabhängigen Änderungen
der Rahmenbedingungen auf unterschiedliche unvollständige Teildatensätze und
deren anschließende
Rekonstruktion auf Basis dieser Aufteilung Rechnung tragender Rekonstruktionsparameter
(Spulensensitivivtäten)
ermöglicht
die Unterdrückung
von Bewegungsartefakten und residualen gerätebedingten Artefakten im späteren Bild.
Weiterhin kann die Information über
verschiedene Zustände
derselben anatomischen Schicht unter dem Einfluss von z.B. Atmung
oder variabler Tischposition zur Charakterisierung dieser Einflüsse genutzt
werden.
- 2. Die Teildatensätze
repräsentieren
in z-Gradientenrichtung inkrementell verschobene Schichten, also
unmittelbar benachbarte oder sich sogar überlappende Schichten des zu
untersuchenden Patienten. In 8 ist dies
wiederum am Beispiel einer Kopfaufnahme dargestellt: Der Patient
wird mittels Tischverschiebung in den Scanner eingefahren, wobei
entweder während
der Verschiebung drei Teildatensätze
zeit lich unmittelbar aufeinander folgend gemessen werden (der Tischvorschub
sowie die Abtastrate definieren dabei den Grad der Verschiebung
bzw. der Überlappung)
oder aber die Messung dreier inkrementell verschobener Teildatensätze bei
gleicher Position (ohne Tischbewegung) erfolgt, wobei die inkrementelle
Verschiebung durch entsprechend inkrementelle Variation der HF-Anregung
bewirkt wird. Möglich
sind auch eine Kombination beider Verschiebemechanismen und eine
Variation der Reihenfolge der Akquisition der Teildatensätze. Die Teildatensätze werden
wiederum PPA-kodiert so gemessen, dass ihre Kombination einen vollständigen Datensatz
bildet aus dem die Spulensensitivitäten abgeleitet und auf deren
Basis die Teildatensätze
algebraisch (z.B. mit dem GRAPPA-Rekonstruktionsverfahren)
rekonstruiert und in den Ortsraum transformiert werden. Eine individuelle Verwendung
der transformierten Bilder bei inkrementeller Verschiebung ermöglicht eine
Erhöhung
der Auflösung
in z-Gradientenrichtung
um einen Faktor, der der Anzahl der Teildatensätze entspricht. Ein Kompromiss
zwischen Auflösung in
z-Gradientenrichtung und Artefaktunterdrückung bzw. SNR-Gewinn ist durch
geeignete Filterung in z-Gradientenrichtung erreichbar.
- 3. Die Teildatensätze
repräsentieren
sowohl gleiche anatomische Schichten des Patienten (mit oder ohne
kontinuierlicher Tischverschiebung) als auch zu diesen gleichen
anatomischen Schichten inkrementell verschobene Schichten, was insgesamt
einer Kombination der Situationen von 7 und 8 gleichkommt
und im oberen Teil der 9 dargestellt ist. Die Kombination
der Teildatensätze
kann in diesem Fall auf zweierlei Weise erfolgen: entweder über die
inkrementelle Verschiebung (Schicht 1, Schicht 2,
Schicht 3) oder aber über
die unterschiedliche Positionierung (Position 1, Position 2,
Position 3).
- 4. Einen allgemeineren Fall stellt die Situation im unteren
Teil der 9 dar, in dem sich die Aufteilung
in Teilda tensätze
ebenso über
eine einzelne Schicht erstreckt. In dem unteren Teil der 9 besteht
nach wie vor eine Aufteilung der Teildatensätze auf drei inkrementell verschobene Schichten
(Schicht 1, Schicht 2 und Schicht 3)
bei einer definierten Tisch-Position (Position 1, Position 2 oder
Position 3), wobei zudem jede einzelne Schicht wiederum
eine Aufteilung in drei (zueinander vertikal angeordnete) Teildatensätze erfährt. Je
nachdem wie eine PPA-Kodierung erfolgen soll wird die zeitliche
Abfolge der Akquisition der Teildatensätze vorgenommen. Eine mögliche Reihenfolge
der k-Raumabtastung in dem unteren Teil der 9 wäre beispielsweise
die Akquisition der drei Teildatensätze der Schicht 1 an
Position 1, wobei erst der obere, dann der mittlere und schließlich der
untere Teildatensatz gemessen wird. In der gleichen Reihenfolge
werden die Teildatensätze
von Schicht 2 (immer noch an Position 1) und von
Schicht 3 akquiriert. Dies wiederholt sich für die drei
Schichten an den Positionen 2 und 3. Da alle Teildatensätze die
gleiche Anzahl an k-Raumzeilen aufweisen, ist es möglich, im Rahmen
einer PPA-Rekonstruktion unterschiedliche Kombinationen von Teildatensätzen zu
bilden solange diese zusammen einen vollständigen Datensatz bilden. Die
Kombination kann sich über eine
einzige Schicht, über
eine inkrementelle Verschiebung oder aber über die Schichten an unterschiedlichen
Tisch-Positionen erstrecken. Selbstverständlich müssen nicht alle Teildatensätze gleich
dimensioniert sein. Allerdings sind im Falle unterschiedlicher Zeilenanzahl
bzw. unterschiedlicher PPA-Kodierung (unterschiedliche Anzahl nichtgemessener
k-Raumzeilen) die Kombinationsmöglichkeiten
dann beschränkt.
-
Es
sei erwähnt,
dass die Möglichkeit
besteht, eine Korrektur der PPA-vervollständigten Bilder vor der weiteren
Verwendung durch etablierte Verfahren vorzunehmen, z.B. die Korrektur
von geometrischen Gradientenverzerrungen in Abhängigkeit von der Position im
Gerät,
an der der entsprechende Teildatensatz gemessen wurde. Ebenfalls
möglich
ist eine Korrektur der PPA- vervollständigten
Bilder auf Basis der aus ihrer Gesamtheit gewonnenen Information über Patientenbewegung
und/oder Geräteimperfektionen.
-
Zusammengefasst kann gesagt
werden:
-
Die
Akquisition zumindest zweier in z-Gradienten-Richtung verschobener
Schichten wird durch eine modifizierte Bildgebungssequenz in artefaktreduzierte
Teildatensätze
zerlegt, die jeweils PPA-technisch wieder zu Vollbildern rekonstruiert
werden. Die Detektor- bzw. Spulensensitivitätsinformationen, die zu einer
PPA-Rekonstruktion notwendig sind, werden durch eine geeignete Kombination
der Rohdaten mehrerer Teildatensätze – vorzugsweise
des mittleren Bereichs des k-Raum-Datensatzes – erhalten. Voraussetzung dafür ist, dass
eine Akquirierung der einzelnen Teildatensätze erfindungsgemäß so erfolgt,
dass die Summe der zusammengefassten Teildatensätze wieder einen vollständigen Datensatz
bilden. Jedes vervollständigte
Bild (auch als „Vollbild" bezeichnet) für sich weist
ein reduziertes Signal-Rausch-Verhältnis auf, welches aber durch
Rekombination zu einem Gesamtvollbild zurückgewonnen werden kann. Je
nach Lage kann durch Zusammenfassen von Vollbildern der im Wesentlichen
gleichen anatomischen Schicht bei unterschiedlichen Positionen ein
Auftreten von Bewegungsartefakten und residualen Geräteartefakten
vermieden werden. Bei individueller Betrachtung der Vollbilder kann
weiterhin Information über
die Bewegung und die Geräteeigenschaften
gewonnen werden. Jedes Bild kann dann auf Basis dieser Information
oder auf Basis vorher bekannter Information, z.B. zeitinvarianter
geometrischer Gradientenverzerrungen, vor der weiteren Verwendung
korrigiert werden. Soll die Auflösung
in z-Gradientenrichtung durch individuelle Verwendung in z-Gradientenrichtung
benachbarter Schichten erhöht
werden, so kann durch geeignete Filterung in z-Richtung, z.B. durch
Tiefpassfilterung, ein Kompromiss zwischen Auflösung und Artefaktunterdrückung bzw.
SNR-Gewinn eingegangen werden.