Derartige
Verfahren zur Abbildung bewegter Objekte sind bereits bekannt aus
dem Journal of Magnetic Resonance in Medicine, MRM 13 (2005).
Insbesondere
bei klinischen Anwendungen müssen
hochaufgelöste
MR-Bilder von bewegten Objekten aufgenommen werden. Dabei handelt
es sich meist um Aufnahme des Herzens oder des Abdominalbereichs,
wobei es infolge des Herzschlags und der Atembewegung zu einer relativen
Bewegung des abzubildenden Objekts gegenüber dem von der MR-Apparatur
erzeugten Magnetfeld kommt. Die Erfassung eines 2- oder 3-dimensionalen
Bildes erfordert das wiederholte Anlegen von Abbildungsimpulsfolgen
mit verschiedenen Phasenkodiergradienten und Rekonstruktion des
Bildes. Durch eine kontinuierliche Bewegungsablauf des Objektes,
der meist eine Vielzahl, an Bewegungszuständen umfasst, passiert es jedoch,
dass die einzelnen MR-Signale in unterschiedlichen Bewegungszuständen aufgenommen
werden, was bei der Rekonstruktion des Bildes zu Artefakten, wie
Ghostings, Distortions und Verschlechterung der Auflösung führen kann.
Es
ist bekannt, dieses Problem zu lösen,
indem die Zeitpunkte der Einzelmessungen auf vergleichbare Bewegungszustände des
Objekts mittels externer Sensoren getriggert werden. Dies erfordert jedoch,
insbesondere bei der Überlagerung
mehrerer Einzelbewegungen mit unterschiedlichen Frequenzen, einen
erhöhten
Zeitaufwand. Da bei dieser Methode stets auf eine bestimmte Flanke
des Triggersignals, die einen bestimmten Bewegungszustand des Objekts
charakterisiert, gewartet werden muss, kann es darüber hinaus
vorkommen, dass sich das Spinsystems in unterschiedlichen Relaxationszuständen befindet,
was wiederum zu unterschiedlichen Signalstärken führt.
Einen
anderen Ansatz, bei dem auf externe Triggersignale verzichtet werden
kann, bietet das Verfahren "Back
Projection". Ohne
Anwendung eines Phasenkodiergradienten wird dabei ein Indikator
bei vollständiger
Rephasierung der Spins aufgenommen, so dass eine Aufnahme des Echomaximums als
Indikator erfolgt. Da aus dem Bewegungsablauf des Objektes Amplitudenschwankungen
des Indikatorsignals resultieren können, kann eine bestimmte Größe der Amplitude
einer entsprechenden Schicht des abzubildenden Objekts zugeordnet
werden. Diese Methode lässt
sich jedoch aufgrund der Dephasierung der Spins bei 2D-FT-Verfahren nicht auf
diese anwenden. Nachteilig ist auch, dass als Indikator lediglich
ein Punkt, nämlich
das Echomaximum, dient, was zu Ungenauigkeiten in der Bestimmung
des Bewegungszustandes führen
kann.
US 6,552,541 B2 beschreibt
ein Verfahren zum Korrigieren von Störeinflüssen auf die MR-Signale einer
im Messvolumen einer MR-Apparatur angeordneten Substanz, bei dem
ein HF-Anregungsimpuls auf die Substanz eingestrahlt und ein damit
erzeugtes zeitabhängiges
MR-Signal phasenempfindlich detektiert und digitalisiert wird. Dabei
wird aus einem zeitlichen Verlauf des detektierten und digitalisierten
MR-Signals ein zeitlicher Verlauf der Phase des MR-Signals bezogen
auf eine vorgegebene Referenzphase eines Referenzsignals ermittelt
und digitalisiert und daraus eine oder mehrere Korrektur- bzw. Regelgrößen bestimmt.
Bei dieser Methode geht nahezu jeder Messpunkt in die Bestimmung
der Magnetfeldabweichung und damit in die Regelung ein, wodurch
eine erheblich große
Regelgenauigkeit gewährleistet
ist.
Aufgabe
der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Erzeugung von MR-Bildern
eines sich bewegenden Objekts vorzuschlagen, mit dem eine zuverlässige Zuordnung
der aufgenommenen MR-Daten zu den zugehörigen Bewegungszuständen erfolgt
und dabei in zeitoptimierter Weise vollständig kodiertere Sätze von
MR-Daten ermittelt werden können.
Diese
Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch
gelöst,
dass als Indikator mindestens ein zusammenhängender Bereich von aufeinander
folgenden Datenpunkten innerhalb der MR-Einzelmessung herangezogen
wird, wobei sich dieser zusammenhängende Bereich für alle MR-Einzelmessungen
innerhalb der jeweiligen MR-Messsequenz
identisch bezüglich
eingestrahlter HF (=Hochfrequenz) Impulse und geschalteter Gradienten
wiederholt.
Mit
dem erfindungsgemäßen Verfahren
können
aus einem MR-Experiment Zusatzinformationen zur Bestimmung der Bewegungszustände des
Bewegungsablaufs erlangt werden. Somit können die aufgenommenen Einzelmessungen
genau einem Bewegungszustand zugeordnet werden. Zur Rekonstruktion
eines MR-Bildes
werden dann jeweils nur Signale herangezogen, die mit Hilfe des
zusammenhängenden
Bereichs einzelner Datenpunkte (Indikator) einem bestimmten Bewegungszustand
zugeordnet wurden. Die relevanten Bewegungszustände können dabei für unterschiedliche
Anwendungen unterschiedlich klassifiziert werden (z.B. Bewegungszustand
1:Atemphase, Bewegungszustand 2:Diastole während Atempause, Bewegungszustand
3:Systole während
Atempause usw.). Ein Bewegungszustand muss also nicht zwingend nur
eine einzige Momentaufnahme des Bewegungsablaufs enthalten, sondern
kann durchaus eine Bewegungsphase umfassen. Der für die Erstellung
eines MR-Bildes vollständig
kodierter Satz von MR-Daten
kann im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens
aufgenommen werden oder aber bereits von früheren Messungen vorhanden sein.
Die
als Indikator verwendeten zusammenhängenden Bereiche von aufeinander
folgenden Datenpunkten werden in jeweils gleichem Dephasierungszustand
der Kernmagnetisierung aufgenommen. Daher kann bei dem erfindungsgemäßen Verfahren,
im Gegensatz zu den aus dem Stand der Technik bekannten Verfahren,
durch die Verwendung dieses Indikators die Zuordnung der Einzelmessungen
zu den entsprechenden Bewegungszuständen mit hoher Genauigkeit
erfolgen.
Das
erfindungsgemäße Verfahren
erlaubt in kurzer Zeit die Aufnahme einer Vielzahl von MR-Daten
verschiedener Bewegungszustände
und eine zuverlässige
Zuordnung der aufgenommenen Daten zu den entsprechenden Bewegungszuständen. Hierdurch
wiederum können
Artefakte in den resultierenden MR-Bildern vermieden oder zumindest
stark reduziert werden.
Es
ist vorteilhaft, wenn der zusammenhängende Bereich einen Teilbereich
umfasst, in welchem keine Gradienten anliegen, wobei in diesem Teilbereich
das Kernspinsystem rephasiert ist. Auf diese Weise trägt das volle
Signal zum Indikator bei.
Eine
vorteilhafte Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens sieht vor, dass
der zusammenhängende
Bereich einen Teilbereich umfasst, in welchem ein Repha sierungsgradient,
insbesondere ein Scheibenselektionsgradient anliegt, wodurch in
diesem Teilbereich das Kernspinsystem rephasiert wird. Hierdurch
kann die Messzeit für
den Indikator verkürzt
werden, wobei durch den Rephasierungsprozess immer noch eine akzeptable
Signalstärke
erreicht werden kann.
Vorzugsweise
umfassen die MR-Einzelmessungen Gradientenecho Messungen. Diese
zeichnen sich durch kurze Wiederholzeiten aus, so dass in kurzer
Zeit der Bewegungsablauf eindeutig ermittelt werden kann. Prinzipiell
ist das erfindungsgemäße Verfahren
aber auch mit anderen Pulssequenzen durchführbar.
Um
die Messzeit weiter zu verkürzen
ist es von Vorteil, wenn die MR-Einzelmessungen
Mehrschichtanregungen umfassen. Bei gleicher Wiederholzeit wie bei
einer Einzelmessung können
auf diese Weise ohne einen Verlust an Signalintensität ein Vielfaches
an Messdaten gewonnen werden.
Besonders
vorteilhaft ist es, wenn zeitgleich mit den MR-Einzelmessungen einer
ersten Kernsorte weitere MR-Einzelmessungen zur Ermittlung des Indikators
mit einer zweiten Kernsorte vorgenommen werden. Die Messung des
Indikators kann somit mit einer hohen zeitlichen Auflösung erfolgen,
ohne die eigentliche Datenaufnahme zu stören. Darüber hinaus kann zur Optimierung
der Signalamplitude des Indikators die Schichtdicke, aus der das
Indikatorsignal gewonnen wird, nahezu beliebig dick gewählt werden,
während
die Einzelmessungen zwecks hoher Ortsauflösung an dünnen Schichten durchgeführt werden
können.
Es ist daher auch kein Problem, wenn die Signalstärke pro
Volumeneinheit des zweiten Kernsorte niedriger ist als die Signalintensität der ersten
Kernsorte.
Eine
Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens
sieht vor, dass im zusammenhängenden
Bereich kein Gradient anliegt, und dass dem zusammenhängenden
Bereich ein HF-Anregungsimpuls mit kleinem Flipwinkel vorgeschaltet
wird. Auf diese Weise erfolgt eine Breitbandanregung, so dass das
gesamte Volumen zum Indikatorsignal beiträgt, ohne die Messsequenz wesentlich
zu verlängern,
was insbesondere bei Merhschichtaufnahmen interessant ist. Typischerweise
werden Pulswinkel von weniger als 10° verwendet.
Bei
einer vorteilhaften Weiterbildung dieser Variante werden die Datenpunkte
des zusammenhängenden
Bereichs durch eine vorgeschaltete scheibenselektive Anregung außerhalb
des Messvolumens der MR-Bilder erzeugt. Das Volumen, das zur Messung
des Indikatorsignals genutzt wird, kann dann so ausgewählt werden,
dass sicher gestellt ist, dass die Aufnahme des Indikatorsignals
keinen Störeinfluss
auf das Messvolumen der MR-Einzelmessungen hat. Zudem wird damit
eine hohe Abtastrate realisiert.
Eine
Weiterbildung dieser Variante sieht vor, dass das Messvolumen eine
Scheibe ist, deren Ebene gegenüber
der Scheibenebene der scheibenselektiven Anregung gekippt ist. Hierdurch
wird eine gezielte Triggerung auf einen Bewegungsablauf außerhalb
des Messvolumens ermöglicht.
Bei
einer weiteren vorteilhaften Weiterbildung wird die scheibenselektiven
Anregung zusätzlich
für die
Sättigung
von Kernspins aus in das Messvolumen einfließenden Fluiden, insbesondere
von einströmenden
Blut, verwendet. Signale der einfließenden Fluide können
somit ohne eine separate Sättigungsanregung
unterdrückt
werden. Die Sättigungsscheibe
ist dabei frei wählbar,
wird jedoch meist parallel zu der Scheibe des Messvolumens gewählt.
Darüber hinaus
kann es vorteilhaft sein, wenn die Anregung und Aufnahme der Datenpunkte des
zusammenhängenden
Bereichs dem HF-Impuls für
die Aufnahme der MR-Daten vorangestellt wird.
Bei
dem erfindungsgemäßen Verfahren
kann es vorteilhaft sein, wenn für
eine Vielzahl von Bewegungszuständen
vollständige
Datensätze
zur Erzeugung von MR-Bildern, die dem jeweiligen Bewegungszustand
entsprechen, bereitgestellt werden. Somit ergibt sich die Möglichkeit
das Objekt in den verschiedenen Bewegungszuständen abzubilden
Zur
Veranschaulichung des Bewegungsablaufs kann aus den MR-Bildern ein
periodisch ablaufender Film erstellt werden.
Das
erfindungsgemäße Verfahren
sieht vor, dass die aufeinander folgenden Datenpunkte im zusammenhängenden
Bereich eine MR-Signalamplitude und/oder eine MR-Signalphase aufweisen
und zur Gewinnung eines den Bewegungszustand charakterisierenden
Parameters mit einem vorgegebenen mathematischen Algorithmus verarbeitet
werden.
Vorzugsweise
umfasst der Algorithmus einen Polynomial-Fit, insbesondere von 0.
und/oder 1. Ordnung.
Darüber hinaus
kann es von Vorteil sein, wenn der Algorithmus eine Filterung umfasst.
Damit können
die für
den Betrachter nicht relevanten Bewegungen des Bewegungsablaufs
herausgefiltert werden. So kann beispielsweise bei einem Bewegungsablauf,
der durch die Atmung und den Herzschlag eines lebenden Objekts hervorgerufen
wird, durch eine entsprechende Filterung beispielsweise der alleinige Einfluss
des Herzschlags auf den Bewegungsablauf des Objekts beobachtet werden.
Bei
einer besonders vorteilhaften Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens
erfolgt während der
MR-Messungen eine online Überprüfung der Vollständigkeit
der aufgenommenen Datensätze,
wobei bei Erreichen der Vollständigkeit
die MR-Messungen
beendet werden.
Besonders
vorteilhaft ist es, wenn während der
MR-Messungen eine online Überprüfung der Vollständigkeit
der aufgenommenen Datensätze
erfolgt, und die nachfolgenden MR-Einzelmessungen gezielt auf diejenigen
beschränkt
werden, deren zugehörige
Datensätze
zum Zeitpunkt der Überprüfung noch
nicht vollständig
sind. Die Aufnahmedauer wird somit minimiert. Dies kann prinzipiell
für einen
einzelnen Bewegungszustand oder aber auch für viele Bewegungszustande gleichzeitig
erfolgen. Dabei werden die Phasenkodierschritte entsprechend den noch
fehlenden Daten angepasst.
Die
Aufnahmedauer der Gesamtmessung kann weiter reduziert werden, indem
die Anzahl der MR-Einzelmessungen so hoch gewählt wird, dass die statistische Wahrscheinlichkeit
für die
Vollständigkeit
der Datensätze
eine vorgegebene Schwelle überschreitet,
insbesondere größer als
50% ist.
Eine
Weiterbildung dieser Variante sieht vor, dass die MR-Messungen nach
einer mehrdimensionalen Fourier-Methode aufgenommen werden, und dass
die Schwelle für
kleine Werte im K-Raum größer gewählt wird
als für
große
Werte im K-Raum.
Bei
einer alternativen Weiterbildung des Verfahrens werden die MR-Messungen
nach einer mehrdimensionalen Fourier-Methode aufgenommen, wobei
für große Werte
im K-Raum eine Unvollständigkeit
der Datensätze
bewusst in Kauf genommen wird und die fehlenden Werte durch Interpolation
zwischen benachbarten vorhandenen Datensätzen ergänzt werden. Dabei kann für einen
fehlenden Wert auch der Wert eines Datensatzes, der einem benachbarten
Bewegungszustand zugeordnet ist, eingesetzt werden.
Vorzugsweise
wird der Indikator aus einer vorgegebenen maximal zulässigen Änderung
des Bewegungszustandes bestimmt.
Eine
vorteilhafte Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens
sieht vor, dass die Gesamtdauer der Aufnahme der Vielzahl von aufeinander
folgenden MR-Einzelmessungen
gezielt asynchron zum sich wiederholenden Bewegungsablauf gewählt wird,
so dass bei wiederholten Aufnahmen der Vielzahl von aufeinander
folgenden MR-Einzelmessungen identische Punkte im k-Raum zu unterschiedlichen
Phasen des Bewegungszustands aufgenommen werden.
Darüber hinaus
ist es vorteilhaft, wenn der Einfluss systematischer Störungen auf
den Indikator, insbesondere durch geschaltete Gradienten, erfasst und
rechnerisch kompensiert wird. Auf diese Weise wird verhindert, dass
fehlerhafte Zuordnungen von MR-Einzelbildern zu den Bewegungsphasen
des zu untersuchenden Objekts auftreten. Eine derartige Erfassung
des Einflusses systematischer Störungen auf
den Indikator kann durch eine Vorabmessung der Störungen,
beispielsweise mit Hilfe eines MRI-Phantoms, erfolgen.
Eine
Möglichkeit,
Störungen
durch das Schalten des Phasenkodiergradienten zu verringern, besteht
darin, die Phasenkodierung im doppelten Inkrement vom maximal negativen
Phasenkodierwert zum maximal positiven Phasenkodierwert, und die fehlenden
Zwischenschritte ebenfalls mit doppeltem Dekrement vom maximal positiven
zum negativen Phasenkodierwert hin durchzuführen. Somit können Signaländerungen
aufgrund von Wirbelstromeffekten, die beim Übergang vom maximal positiven
zum maximal negativen Phasenkodierwert auftreten und fälschlicherweise
als Atmung oder Herzschlag interpretiert werden können, verringert
und somit die Auswertung der Daten erleichtert werden.
Weitere
Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der Beschreibung und der
Zeichnung. Ebenso können
die vorstehend genannten und die weiter aufgeführten Merkmale je für sich oder
zu mehreren in beliebigen Kombinationen Verwendung finden. Die gezeigten
und beschriebenen Ausführungsformen sind
nicht als abschließende
Aufzählung
zu verstehen, sondern haben vielmehr beispielhaften Charakter für die Schilderung
der Erfindung.
Es
zeigen:
1a, b MR-Aufnahmen einer
Ratte (Transversalschnitt durch das Herz), mit aus der Atmen und
Herzschlag-Bewegung resultierenden Artefakten;
2 eine Impuls- und Gradientensequenz nach
dem Stand der Technik;
3 eine erfindungsgemäße Impuls-
und Gradientensequenz mit Navigatorscan zur Ermittlung eines Indikator
gemäß der Erfindung;
4 eine erfindungsgemäße Impuls-
und Gradientensequenz mit Navigatorscan während einer Rephasierung;
5 Verlauf der Magnetisierung
während eines
Navigatorscans und eines Echoscans an verschiedenen Kernsorten;
6 eine erfindungsgemäße Impuls-
und Gradientensequenz mit Breitbandanregung zur Ermittlung des Indikators;
7 eine erfindungsgemäße Impuls-
und Gradientensequenz zur Ermittlung des Indikators unter Anwesenheit
eines zusätzlichen
Scheibenselektionsgradienten;
8 eine erfindungsgemäße Impuls-
und Gradientensequenz mit vorgeschaltetem Navigatorscan unter Anwesenheit
eines Scheibenselektionsgradienten zur Ermittlung des Indikators;
9a-d grafische Darstellungen
eines unter verschiedenen Algorithmen aus den Amplitudensignalen
der Navigatorscans gewonnenen Bewegungsablaufs über die Zeit;
10a-d grafische Darstellungen
eines unter verschiedenen Algorithmen aus den Phasensignalen der
Navigatorscans gewonnenen Bewegungsablaufs über die Zeit;
11a-d grafische Darstellung
des Bewegungsablaufs aus 10a mit
den daraus separierten Verläufen
der Atmung und des Herzschlags;
12a-c grafische Darstellung
des Bewegungsablaufs aus 10a mit
daraus separierten Verläufen
der Atmung und des Herzschlags unter gegenüber 11b, c veränderten Parametern;
13a aufeinander folgende
MR-Bilder eines mit dem erfindungsgemäßen Verfahren aufgenommenen
Films der Herzbewegung einer Ratte; und
13b aufeinander folgende
MR-Bilder eines mit dem erfindungsgemäßen Verfahren aufgenommenen
Films der Atembewegung einer Ratte.
Bei
der Aufnahme von hochaufgelöste MR-Bilder
von bewegten Objekten kann es infolge der relativen Bewegung des
abzubildenden Objekts gegenüber
des Magnetfelds der MR-Apparatur zu Artefakten in den MR-Bildern
kommen, da sich die Lage und/oder die Ausdehnung des Objekts aufgrund
der Bewegung ständig
verändert.
Bei der Bewegung kann es sich beispielsweise um Atmung und Herzschlag
bei lebenden Objekten handeln. Bewegungsinduzierte Artefakte können jedoch
auch bei der Abbildung mittels MR-Verfahren von mechanischen Objekte
stattfinden, bei denen beispielsweise Strömungsvorgänge (periodisch schaltende
Ventile) auftreten, da auch hier aufeinander folgend Einzelmessungen
in verschiedene Bewegungszustände
fallen können.
Mit Hilfe von Mehrschichtanregungen kann die Zeit zwischen den Anregungen
benachbarter Schichten zwar stark verkürzt werden, jedoch können sich
schnell bewegende Objekte (z.B. Herzen) auch hiermit nicht artefaktfrei
abgebildet werden.
1a und 1b zeigen mit einem MR-Verfahren nach
dem Stand der Technik aufgenommene Transversalschnitte durch das
Herz einer Ratte mit verschiedenen bewegungsinduzierten Artefakten, wie "Ghosting" G, "Distortion" D (1a) und eine unzureichende Auflösung A (1b).
In 2 ist eine bekannte Impuls-
und Gradientensequenz gezeigt. Ein HF(Hochfrequenz)-Puls 1 wird
in Anwesenheit eines Pulses 2 eines Scheibenselektionsgradienten
GS auf das Objekt eingestrahlt. Nach einer
Phasenkodierung durch einen Phasenkodiergradienten GP wird
mittels eines Lesegradienten GR das Echosignal 3 ausgelesen.
Die
vorliegende Erfindung zeigt einen Weg auf, mit dem das Auftreten
derartiger Artefakte vermieden oder zumindest stark reduziert werden
kann. Dabei werden die Einzelmessung derart gestaltet, dass ein
Bereich 4a-f zusammenhängender
Datenpunkte einer jeden Einzelmessung als Indikator zur Identifizierung
des Bewegungszustands, in dem die jeweilige Einzelmessung vorgenommen
wurde, herangezogen werden kann. 3 bis 8 zeigen verschiedene Möglichkeiten,
auf welche Weise die Einzelmessungen durchgeführt werden können, um
die gewünschten
Informationen zu bekommen. Durch eine geeignete Auswertung dieser
Bereiche 4a-f können
die Einzelmessungen bestimmten Bewegungszuständen zugeordnet werden, so
dass eine Selektion und/oder Sortierung der vorhandenen MR-Daten vorgenommen
werden kann. Somit ist es einerseits möglich, Daten von nicht gewünschten
Bewegungszuständen
auszusortieren und andererseits MR-Bilder des Objekts in verschiedenen
Bewegungszuständen
anzufertigen.
Bei
dem erfindungsgemäßen Verfahren
wird, im Gegensatz zu bekannten Verfahren, bei denen lediglich ein
einzelner Punkt, nämlich
das Echomaximum als Indikator für
den jeweiligen Bewegungszustand dient, ein ganzer Bereich von aufeinander
folgenden Datenpunkten herangezogen, die nicht nur durch den Betrag
ihrer Amplituden, sondern auch durch ihre relative Lage zueinander
den Bewegungszustand des Objekts charakterisieren. Hierdurch ist eine
wesentlich genauere Identifizierung des Bewegungszustands, in dem
sich das Objekt während
der jeweiligen Einzelmessung befindet, möglich.
Eine
Impuls- und Gradientensequenz einer Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens
ist in 3 dargestellt.
Die Phasenkodierung erfolgt hier zu einem späteren Zeitpunkt als bei der
in 2 dargestellten Gradientensequenz,
so dass nach Einstrahlung des HF-Impulses 1 die Spins mittels
eines Rephasierungsgradientenpulses 2' rephasiert werden. Der Verlauf
der Magnetisierung des Systems wird im Zeitraum zwischen HF-Anregung
und Phasenkodierung beobachtet beziehungsweise aufgezeichnet (Navigatorscan).
Der Bereich 4a von aufeinander folgenden Datenpunkten (Indikatorsignal)
dieser Aufzeichnung kann bei dem erfindungsgemäßen Verfahren als Indikator
für den
jeweiligen Bewegungszustand dienen, in dem sich das Objekt während der
entsprechenden Einzelmessung befand. In 3 ist der Bereich 4a so gewählt, dass
die aufeinander folgenden Datenpunkte dieses Bereichs 4a mit einem
rephasierten Kernspinsystem aufgenommen wurden. Nach Durchführen des
Navigatorscans erfolgen die Phasenkodierung und das Auslesen des Echosignals.
Um
die Dauer der Einzelmessung zu reduzieren, kann der Bereich 4b als
Indikator gewählt werden,
dessen aufeinander folgende Datenpunkte bereits während der
Rephasierung der Spins aufgrund des Rephasierungsgradientenpulses 2' aufgenommen
werden (4). Der Navigatorscan
ist somit zu einem früheren
Zeitpunkt beendet, so dass auch die Phasenkodierung und das Auslesen
des Echosignals früher
erfolgen können.
Die in 4 gezeigte Gradientensequenz
ist so optimiert, dass zu jedem Zeitpunkt ein Gradientenpuls anliegt.
Der Bereich 4b umfasst zwar nur einen einzigen Datenpunkt,
der unter vollständiger
Rephasierung der Spins aufgenommen wurde, jedoch sind auch die während des
Rephasierungsprozesses aufgenommenen Datenpunkte des Bereichs 4b charakteristisch
für den
Bewegungszustand, indem sich das Objekt während der Aufnahme befindet
und tragen somit zur Identifizierung des Bewegungszustands bei.
Um
die Signalstärke
und die zeitliche Auflösung
des Indikatorsignals zu optimieren können die Aufnahmen des Bereichs 4c und
des Echosignals 3 an unterschiedlichen Kernsorten Fx, Fy stattfinden. 5 zeigt den Verlauf der
Magnetisierung während eines
Navigatorscans und eines Echoscans an den verschiedenen Kernsorten,
deren Spins mittels je eines HF-Pulses 1a, 1b angeregt
werden. Für
die Messung des Indikatorsignals eigenen sich beispielsweise 11Na-Kerne. Zwar ist die Signalstärke des
MR-Signals pro Volumen dieser Kerne schwächer als die von 1H-Kernen,
aufgrund der Tatsache, dass bei Verwendung von verschiedenen Kernen
für die
Indikatormessung ein beliebig dickes Volumen verwendet werden kann,
können
mit dieser Methode trotzdem weit höhere Amplitudenstärken für die Aufnahme
des Bereichs 4c realisiert werden.
Bei
der in 6 gezeigten Variante
des erfindungsgemäßen Verfahrens
wird nach der HF-Anregung durch den HF-Puls 1 zusätzlich ein
HF-Anregungsimpuls 5 mit kleinem Flipwinkel eingestrahlt. Während des
HF-Anregungsimpulses 5 und der darauf folgenden Aufnahme
des zusammenhängenden Bereichs 4d,
der als Indikator dient, werden keine Gradienten geschaltet, so
dass das gesamte mit dem HF-Anregungsimpuls 5 bestrahlte
Volumen des Objekts zur Signalstärke
des Bereichs 4d (Indikatorsignal) beiträgt. Dabei muss jedoch beachtet
werden, dass in diesem Fall die als Indikatorsignal gemessene Magnetisierung
im Echosignal fehlt.
Möchte man
daher das Indikatorsignal nicht aus dem gesamten Volumen des Objekts
gewinnen, besteht die Möglichkeit,
durch Anlegen eines zusätzlichen
Pulses 6 des Scheibenselektionsgradienten GS eine
beliebig Scheibe des Objektes für
die Messung des Bereichs 4e (Indikatorsignal) auszuwählen. Dabei
kann insbesondere berücksichtigt
werden, dass die durch den Puls 6 ausgewählte Scheibe
nicht im Bereich der durch den Puls 2 des Scheibenselektionsgradienten
GS definierten Scheibe, in welcher die Messung
des Echosignals 3 erfolgt, liegt. Der HF- Anregungsimpuls 5 mit
dem zusätzliche
Puls 6 des Scheibenselektionsgradienten GS können dabei dem
HF-Puls 1 nachgeschaltet (7)
oder vorgeschaltet (8)
sein. Diese Variante kann insbesondere auch bei Mehrschichtaufnahmen
angewendet werden. Eine Aufnahme eines Herzens im Mehrschichtverfahren
kann demnach beispielsweise so erfolgen, dass zuerst eine Hälfte des
Herzens mittels Mehrschicht-MR-Einzelmessungen untersucht wird, während die
Indikatorsignale mittels eines geeigneten Scheibenselektionsgradienten
aus der anderen Hälfte
des Herzens gewonnen werden und danach mittels eines anderen Scheibenselektionsgradienten die
Indikatormessungen an der bereits durch MR-Einzelmessungen untersuchten Hälfte des
Herzens durchgeführt
werden, so dass auch die zweite Hälfte des Herzens ungestört mittels
Messungen der Echosignale 3 aufgenommen werden kann.
Die
während
der Einzelmessungen aufgenommenen Bereiche 4a-f werden
mittels eines mathematischen Algorithmus verarbeitet. 9a-d zeigen Bewegungsabläufe die
aus den Amplitudensignalen einer Vielzahl an aufgenommenen Bereichen 4 mittels
verschiedener Algorithmen ermittelt wurden. Als Objekt diente eine
lebende Ratte. 9a zeigt den
zeitlichen Verlauf der Mittelwerte (Polynomfit 0. Ordnung) der Amplitudensignale
der einzelnen Bereiche. Die Ableitung der Kurve aus 9a ist in 9b gezeigt.
Alternativ oder ergänzend
dazu kann der Bewegungsablauf auch mittels einer lineare Regression
(Polynomfit 1. Ordnung) ermittelt werden (9c). Insbesondere aus den 9a und 9c kann man erkennen, dass die Form der
Kurven aus einer Überlagerung
zweier Frequenzen resultiert, die der Atem- und der Herzfrequenz
der Ratte zugeordnet werden können. 9d zeigt wiederum die Ableitung der
Kurve aus 9c. Die unterschiedlichen
Darstellungen aus 9a-d
sind hilfreich, da jeweils unterschiedliche Aspekte des Bewegungsablaufs
besser dargestellt sind. So ist bei dem in 9a-d dargestellten Beispiel in der Auftragung
von 9c die Atmung der
Ratte wesentlich deutlicher zu erkennen als bei der aus den Polynomial-Fits
0. Ordnung ermittelten Kurve aus 9a.
Dies stellt eine wesentliche Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik dar.
Eine Darstellung des Bewegungsablaufs mittels Polynomial-Fits 1.
Ordnung der Indikatorsignale ist bei bekannten Verfahren nämlich gar
nicht mög lich, da
ein einziger Datenpunkt nicht in Form eines Polynoms 1.
Ordnung angefittet werden kann.
10a bis d zeigen die aus
den Phasensignalen benachbarter Bereiche 4 ermittelten
Bewegungsabläufe,
welche mittels eines Polynomial-Fits 0. Ordnung (10a), Ableitung desselben (10b), Polynomial-Fits 1.
Ordnung (10c) und dessen
Ableitung (10d) ermittelt
wurden.
Mit
Hilfe eines Datenverarbeitungsprogramms können unter einer gewissen Vorgabe
an Parametern die Bewegungen aufgrund des Herzschlages und der Atmung
der untersuchten Ratte, die in 11a (entspricht 10c) zu einem Bewegungsablauf überlagert
sind (11b,c), separiert werden.
12a-c zeigen eine Separation
der Bewegungen aufgrund des Herzschlags und der Atmung unter veränderten
Parametern.
Die
separierten Bewegungen können
dann jeweils in Teilbewegungszustände eingeteilt werden, welche
dann in einer 2D-Matrix dargestellt werden können. Jeder Eintrag der 2D-Matrix
stellt dann einen Bewegungszustand des Objektes dar, denen die Einzelmessungen
zugeordnet werden können.
Durch
die Separation der einzelnen Bewegungen ist es auch möglich, Filme
des aufgenommenen Objekts zu erzeugen, die lediglich eine Bewegung
des Bewegungsablaufs (z.B. nur die Atmung des untersuchten Tieres)
zeigen, so dass ausschließlich
der Einfluss dieser Bewegung auf das Objekt studieren kann. 13a zeigt beispielsweise
Bilder eines Films des schlagenden Herzens einer Ratte mit "angehaltenem Atem", während in 13b der Einfluss der Atmung
derselben Ratte bei einem "scheinbaren
Herzstillstand" beobachtet
werden kann.