DE102006017470B4 - Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern und Magnetresonanzanlage hierfür - Google Patents

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Abstract

Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern eines Untersuchungsobjekts, mit den folgenden Schritten:
– Aufnehmen mehrerer dreidimensionaler Volumendatensätze im k-Raum, wobei bei Aufnahme eines dreidimensionalen Datensatzes ein Phasenkodiergradient entlang zumindest einer Raumrichtung geschaltet wird und wobei jeder dreidimensionale Volumendatensatz mit einer nichtkonstanten Dichte aufgenommen wird, wobei die mehreren dreidimensionalen Volumendatensätze so gewählt werden, dass sie im Wesentlichen nichtidentische Punkte im k-Raum aufweisen,
– Erstellen von gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätzen im k-Raum, die aus mehreren dreidimensionalen Volumendatensätzen zusammengesetzt sind,
– Rekonstruieren von dreidimensionalen Bilddatensätzen auf Grundlage der gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätze.

Description

  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern eines Untersuchungsobjekts. Die Erfindung kann insbesondere, jedoch nicht ausschließlich bei kontrastmittelverstärkter 3D-MR-Angiographie verwendet werden.
  • Bei der kontrastmittelverstärkten 3D-Magnetresonanzangiographie werden MR-Daten eines Untersuchungsobjekts bzw. Patienten erfasst, während diesem Kontrastmittel injiziert wird. Üblicherweise wird versucht, die MR-Daten so aufzunehmen, dass das Kontrastmittel in seiner arteriellen Phase, das heißt bei dem Durchgang des Kontrastmittels durch die Arterien vor dem Rückfluss des Kontrastmittels in den Venen, erfasst wird. Um kleine Gefäße mit diesen MR-Angiographiemethoden zu erkennen, ist eine hohe räumliche Auflösung notwendig. In einigen Fällen ist es jedoch auch wünschenswert, dynamische Daten des Kontrastmittelverlaufs zu erhalten, wobei mehrere aufeinanderfolgende 3D-Datensätze aufgenommen werden, mit denen der Bolusverlauf des Kontrastmittels erkannt werden kann. Jedoch sind eine hohe räumliche Auflösung und eine hohe zeitliche Auflösung sich widersprechende Anforderungen, da für eine hohe räumliche Auflösung mehr Datenpunkte aufgenommen werden müssen als bei einer geringeren räumlichen Auflösung.
  • Zur Erstellung von Magnetresonanzbildern werden Magnetfeldgradienten in zeitlicher Abfolge und Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernseins verwendet. Zur Erstellung von MR-Bildern wird der so genannte k-Raum oder Fourier-Raum nach und nach mit Rohdaten gefüllt. Für viele klinische Fragestellungen ist es außerdem wünschenswert, räumlich möglichst gut aufgelöste 3D-Volumendatensätze zu haben. Zwar kann in der MR-Bildgebung ein 3D-Datensatz auch mit Hilfe von Multi schichttechniken erzeugt werden, jedoch ist hierbei die Auflösung in der dritten Dimension, d. h. in Schichtrichtung, typischerweise zehn Mal schlechter als in der Ebene. Zur Aufnahme von dreidimensionalen Volumendatensätzen mit annähernd isotroper Auflösung werden nicht einzelne Schichten selektiv mit HF-Pulsen und Gradientenschaltungen angeregt und sukzessive gemessen, sondern es wird das ganze dreidimensionale Volumen angeregt, und die Ortsauflösung in der dritten Dimension wird durch einen zusätzlichen so genannten Phasenkodiergradienten erreicht. Aus diesen dreidimensionalen Volumendatensätzen oder Rohdatensätzen werden dreidimensionale Bilddatensätze erzeugt, beispielsweise mit Hilfe der Fourier-Transformation. Dabei spiegelt die Ausdehnung des eingebrachten k-Raum-Bereichs die im Bildraum erreichte Ortsauflösung wider, während der Abstand benachbarter Datenpunkte reziprok mit dem erreichten Bildausschnitt oder FOV (Field Of View) zusammenhängt.
  • Zur Verkürzung der Aufnahmezeiten bei der MR-Bildgebung sind im Stand der Technik verschiedene Verfahren bekannt.
  • Beispielsweise gibt es Methoden, bei denen eine so genannte „teilweise parallele Akquisition” eingesetzt wird. Hierbei wird eine geringere Menge k-Raum-Daten akquiriert als für die Bildberechnung benötigt, und das MR-Signal wird simultan mit einer Anordnung aus mehreren einzelnen Empfangsspulen aufgenommen. Mit Hilfe der durch die Spulengeometrie eingebrachten räumlichen Information kann über spezielle Rekonstruktionsalgorithmen eine vollständige Ortskodierung erreicht werden. Die in der Literatur beschriebenen Verfahren werden meist danach gegliedert, ob die dazu erforderlichen zusätzlichen Rechenschritte im k-Raum oder im Bildraum stattfinden. Bei Methoden wie SENSE („Sensitivity Encoding”, Magn Reson Med 42: s. 952–962) oder PILS („Partially Parallel Imaging with Localized Sensitivities”, Magn Reson Med 44: s. 602–609) beispielsweise wird erst eine Bestimmung der Empfindlichkeitsprofile der Spulen, und anschließend eine Entfaltung des Bildes im Bildraum durchgeführt. Bei Methoden wie Auto-SMASH („Simultaneous Ac quisition of Spatial Harmonics”, Magn Reson Med 45: s. 1066–1074) oder GRAPPA („Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions”, Magn Reson Med 47: s. 1202-1210) werden fehlende k-Raum-Daten mit Hilfe von zusätzlich Auto-Kalibrierungs-Daten errechnet. All diese Verfahren werden im weiteren Text unter dem Begriff PPA zusammengefasst (engl. „Partially Parallel Acquisition”).
  • Eine generelle Verkürzung der Bildaufnahmezeit lässt sich mit Hilfe sogenannter Partial-Fourier-Techniken erreichen, bei denen der abgetastete Bereich des k-Raums asymmetrisch um das Zentrum liegt, sodass äußere Bereiche nicht aufgenommen werden. Hierbei wird ausgenutzt, dass der k-Raum im Idealfall Punktsymmetrie um das Zentrum aufweist. Die fehlenden Bereiche können einfach durch Auffüllen mit Nullen („Zerofilling”) oder mit Hilfe aufwendigerer Algorithmen wie z. B. POCS („Projection Onto Convex Sets”), Homodyner Detektion oder Margosian (Vgl. (Magn Reson Med. 30: s. 51–59) ergänzt werden.
  • Weiterhin sind Techniken bekannt, die sich die Tatsache zu Nutze machen, dass im Zentrum des k-Raums die meiste Information über den Bildkontrast enthalten ist (siehe Proceedings SMRM 1992, Nr. 4236, Nr. 1138 und Nr. 1139). Bei diesen so genannten Keyhole-Techniken wird zuerst der gesamte k-Raum aufgenommen, wobei anschließend eine dynamische Bildserie aufgenommen wird, bei der nur der zentrale Bereich des k-Raums aufgenommen wird. Der äußere k-Raum-Bereich wird bei den dynamischen Serien nicht akquiriert, sondern jeweils mit den Daten der vollen Aufnahme ergänzt. Da in den äußeren k-Raum-Bereichen die hohen Frequenzinformationen und damit die hohen räumlichen Auflösungen enthalten sind, bringt dies eine verringerte räumliche Auflösung der dynamischen Information mit sich und kann zu Kantenartefakten führen.
  • Weiterhin sind Verfahren bekannt, bei dem der k-Raum in unterschiedliche nacheinander akquirierte Segmente unterteilt wird. Beispielsweise kann das Segment A die ungeraden k-Raum-Zeilen und das Segment B die geraden k-Raum-Zeilen beinhal ten. Das Aufnahmemuster kann beispielsweise ABABAB sein (siehe Frederikson et al., Proceedings SMR 1995, Nr. 197). Es werden Bilder von einem k-Raum-Datensatz erzeugt, der aus benachbarten Segmenten, wie beispielsweise AB und BA besteht, so dass jedes Segment für die Rekonstruktion von mehr als einem Bild verwendet wird, wodurch die zeitliche Auflösung bei den rekonstruierten Bildern verbessert werden kann.
  • Aus US 5 713 358 A ist ein Verfahren bekannt, bei dem der mittlere Bereich des k-Raums mit einer höheren zeitlichen Rate aufgenommen wird als die äußeren k-Raum-Bereiche. Hierbei werden beispielsweise ein mittlerer k-Raum-Bereich A und periphere Bereiche B und C unterschieden, wobei das Aufnahmemuster ABACABAC sein kann. Bilder werden beispielsweise von jedem Segment A mit Daten von zeitlich benachbarten Segmenten B und C berechnet.
  • In US 2003/0080737 A1 ist ein weiteres Verfahren vorgeschlagen, mit dem die Akquisitionszeit eines MR-Datensatzes verkürzt werden kann, indem der k-Raum mit variabler Dichte abgetastet wird. Für die Bildrekonstruktion derart nichtkartesisch aufgenommener Daten gibt es verschiedene Verfahren. Eine direkte Fouriertransformation ist möglich, aber mit einer langen Rechendauer verknüpft. Meist wird zuerst eine Transformation auf ein kartesisches Raster („Regridding”) durchgeführt, wobei in der Regel eine Kompensation der variablen Abtastdichte wichtig ist. Anschließend kann die Bildrekonstruktion mittels einer Standard-FT erfolgen. Wenn eine derartige Unterabtastung auch mit einer eingeschränkten Bildqualität einhergehen kann, wurden Akquisitionsschemata mit variabler Dichte jedoch im Zusammenhang mit PPA-Verfahren auch als vorteilhaft beschrieben.
  • Weiterhin ist aus US 6 487 435 B2 ein Verfahren bekannt, das auf Projektion-Rekonstruktions-Akquisitionsmethoden des k-Raums beruht. Hier wird der k-Raum nicht mit parallelen Ausleselinien ausgelesen, stattdessen geht jede Ausleselinie durch den k-Raum-Mittelpunkt. Da auf diese Weise das k-Raum-Zentrum mit höherer Dichte abgetastet wird als die Peripherie, kann unter Umständen ein Bild aus weniger Aufnahmeschritten errechnet werden als für die vollständige Messung des entsprechenden kartesischen k-Raums erforderlich sind. Zur Bildberechnung würde bevorzugt auch in diesem Fall erst ein Regridding mit anschließender Fouriertransformation durchgeführt werden. Ein derartiges Verfahren mit dreidimensional radial angeordneten Daten hat jedoch die Nachteile, dass es anfällig für Bildartefakte sein kann und dass typischerweise eine lange Zeit für Bildrekonstruktion benötigt wird.
  • US 2002/0156364 A1 beschreibt ein Verfahren zur Aufnahme von MR-Messdaten, wobei sich die aufgenommenen k-Raumbereiche unterscheiden. Zur Vermeidung von Artefakten wird der zeitliche Signalverlauf gefiltert.
  • US 2006/0062731 A1 offenbart die spiralförmige Aufnahme des k-Raums bei einer 3D-MR-Aufnahme.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Verfahrens zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern, das auf stabile und einfache Weise die Erzeugung von MR-Datensätzen mit geringer zeitlicher Auflösung ermöglicht, wobei die Bildberechnung nach der Messung hinsichtlich verschiedener Kriterien wie z. B. zeitliche Auflösung, räumliche Auflösung, Artefaktverhalten bzw. effektives FOV optimiert werden kann.
  • Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
  • Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung betrifft diese ein Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern von einem Untersuchungsobjekt, das die folgenden Schritte aufweist: Zuerst werden mehrere dreidimensionale Volumendatensätze im k-Raum aufgenommen, wobei bei Aufnahme eines dreidimensionalen Datensatzes ein Phasenkodierergradient entlang zumindest ei ner Raumrichtung geschaltet wird. Hierbei wird jeder dreidimensionale Volumendatensatz mit einer nichtkonstanten Dichte aufgenommen. Aus diesen aufgenommenen dreidimensionalen Volumendatensätzen, die voneinander unabhängig sind, werden so genannte gefilterte dreidimensionale Volumendatensätze erstellt, die aus mehreren dreidimensionalen Volumendatensätzen zusammengesetzt sind. Anschließend werden auf Grundlage der gefilterten dreidimensionalen erstellten Volumendatensätze dreidimensionale Bilddatensätze rekonstruiert. Dieses Verfahren ermöglicht einen extrem flexiblen und allgemein anwendbaren MR-Aufnahmemodus, mit dem ein neuer Freiheitsgrad gewonnen wird. Im Prinzip ist jeder aufgenommene dreidimensionale Volumendatensatz ein Datensatz, der einen Bilddatensatz mit hoher zeitlicher Auflösung, aber geringerer räumlicher Auflösung bzw. eingeschränkter Bildqualität bereitstellt. Durch die Wahl der Anteile der aufgenommenen Volumendatensätze, die in den gefilterten Volumendatensatz eingehen sollen, können bei der Rekonstruktion der MR-Bilder nachträglich verschiedene Schwerpunkte bzgl. zeitlicher Auflösung, räumlicher Auflösung und Bildqualität gewählt werden.
  • Erfindungsgemäß werden die mehreren dreidimensionalen Volumendatensätze so ausgewählt, dass sie im Wesentlichen oder sogar ausschließlich nichtidentische Punkte im k-Raum aufweisen. Dies führt dazu, dass bei Erstellung der gefilterten bzw. zusammengesetzten Volumendatensätzen verschiedene k-Raum-Punkte belegt sind, wodurch die Information in dem rekonstruierten Bilddatensatz vergrößert werden kann.
  • Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden zur Bildung eines gefilterten Volumendatensatzes Daten von zwei bis sieben zeitlich aufeinanderfolgend aufgenommenen 3D-Volumendatensätzen verwendet. Bei der Verwendung von drei zeitlich aufeinanderfolgenden Volumendatensätzen enthält der gefilterte Volumendatensatz Anteile aus dem ersten Volumendatensatz, dem danach aufgenommenen zweiten Volumendatensatz und aus dem danach aufgenommenen dritten Volumendatensatz. Selbstverständlich kann auch jede andere beliebige Anzahl von Volumendatensätzen beliebig kombiniert werden. In der vorliegenden Erfindung wird der k-Raum mit nichtkonstanter Dichte aufgenommen.
  • Je nach Abtastschema der akquirierten Volumendatensätze und Auswahlregel beim Kombinieren derselben können gefilterte 3D-Datensätze erzeugt werden, die weitgehend aus äquidistant im k-Raum liegenden Datenpunkten bestehen oder die ihrerseits eine variierende Dichte der Datenpunkte aufweisen. Im zweiten Fall ist wiederum ein Regridding (hier – im Falle paralleler Auslesezeilen – allerdings nur in zwei Dimensionen) mit anschließender Fouriertransformation vorteilhaft.
  • Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Signalauslese bei Aufnahme eines dreidimensionalen Datensatzes parallel zueinander entlang eines Auslesegradienten. Hierbei wird jeder dreidimensionale Datensatz mit nichtkonstanter Dichte senkrecht zum Auslesegradienten aufgenommen. Dies bedeutet, dass die Dichte der k-Raum-Punkte in Ausleserichtung im Wesentlichen konstant ist gemäß dieser Ausführungsform, wobei diese Ausführungsform mit jeweils paralleler Signalauslese nicht auf konstante Dichte in Ausleserichtung beschränkt ist.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung werden einzelne k-Raum-Ebenen der dreidimensionalen Volumendatensätze in Projektions-Rekonstruktionsverfahren aufgenommen, wobei die verschiedenen Ebenen eines dreidimensionalen Volumendatensatzes parallel zueinander aufgenommen werden. Hierbei kann der Abstand benachbarter aufgenommener Ebenen in der Richtung senkrecht zu den Ebenen von der Mitte zum Rand hin eines dreidimensionalen Volumendatensatzes abnehmen. Bei einer derartigen Aufnahmeform wird das dreidimensionale Datenvolumen scheibenförmig aufgenommen, wobei die k-Raum-Punkte innerhalb einer Scheibe mit bekannten Projektions-Rekonstruktionsverfahren aufgenommen werden. Dies bedeutet, dass die Ausleserichtung nicht entlang einer festen Raumrichtung erfolgt. Anstelle der Aufnahme einer Ebene bzw. Scheibe mit Projektions-Rekonstruktionstechniken ist es auch möglich, eine Ebene spiralförmig aufzunehmen, wobei verschiedene Ebenen für einen dreidimensionalen Volumendatensatz parallel zueinander aufgenommen werden.
  • Neben der Variierung des Abstands benachbarter Ebenen in der Richtung senkrecht zu den Ebenen kann auch die Dichte innerhalb der aufgenommenen k-Raum-Ebenen von der Mitte zum Rand eines dreidimensionalen Volumendatensatzes abnehmen. Bei Verwendung der Projektions-Rekonstruktionsmethode bedeutet dies, dass innerhalb von Ebenen, die näher zum k-Raum-Zentrum liegen, mehr Projektionen gemessen werden, als in Schichten am Rand des dreidimensionalen Volumendatensatzes. Bei der Verwendung einer spiralförmigen Signalauslese innerhalb der Ebenen bedeutet dies, dass innerhalb von Ebenen, die näher zum k-Raum-Zentrum liegen, mehr Spiraltrajektorien gemessen werden, als in Schichten am Rand des dreidimensionalen Volumendatensatzes.
  • Weiterhin kann zum Aufnehmen verschiedener k-Raum-Punkte die gleiche Ebene in zeitlicher Folge mit verschiedenen Projektions-Rekonstruktionstrajektorien oder Spiralen aufgenommen werden, so dass im Wesentlichen unterschiedliche k-Raum-Punkte in einer Ebene aufgenommen werden.
  • Werden Auslesegradienten parallel zueinander entlang einer festen Raumrichtung verwendet, so werden vorzugsweise bei der Aufnahme mehrerer Volumendatensätze keine identischen Punkte im k-Raum aufgenommen.
  • Bei der Verwendung von Projektions-Rekonstruktionsverfahren oder spiralförmigen Aufnahmeverfahren verlaufen die Trajektorien bei Aufnahme einer Ebene zumeist durch den Ebenenmittelpunkt. Hier wird eventuell der k-Raum-Mittelpunkt der Ebene mehrmals aufgenommen, auch wenn die Trajektorien für die Aufnahmen verschiedener dreidimensionaler Volumendatensätze im Azmuthwinkel zueinander verschoben aufgenommen werden. Vorzugsweise beschränkt sich jedoch die Aufnahme gleicher k- Raum-Punkte auf den zentralen Punkt der Ebene. Außerhalb des zentralen Punktes einer Ebene werden vorzugsweise nicht die gleichen k-Raum-Punkte bei verschiedenen Volumendatensätzen aufgenommen. Bei entsprechender Ausführung des Abtastrasters in Ausleserichtung kann jedoch auch mit Projektions-Rekonstruktionsverfahren das mehrfache Aufnehmen des Punktes im Zentrum der Ebene vermieden werden.
  • Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die Anteile der einzelnen 3D-Volumendatensätze, die zu einem gefilterten Datensatz zusammengesetzt werden, in Abhängigkeit von der Geometrie der Aufnahme des k-Raums senkrecht zur Ausleserichtung der einzelnen 3D-Volumendatensätze gewählt. Entlang der Richtung des Auslesegradienten, der gemäß der Konvention Gx genannt wird, wird der k-Raum mit parallelen Linien gefüllt, um die oben genannten Nachteile wie Artefakte bei nichtparallelen Signalaufnahmegradienten zu verhindern. In der Richtung senkrecht zum Auslesegradienten kann jedoch die Dichte entweder in einer der beiden anderen Richtungen, oder in beiden anderen Richtungen variieren. Dies bedeutet, dass die Dichte entlang der ky-Richtung und/oder entlang der kz-Richtung variieren kann. Bei einer radialsymmetrischen Dichteänderung entlang kx oder ky werden an die Anteile der einzelnen Volumendatensätze zur Erstellung eines dreidimensionalen Datensatzes vorzugsweise ebenso radialsymmetrisch gewählt. Dies kann beispielsweise bedeuten, dass zur Erstellung eines gefilterten Volumendatensatzes die k-Raum-Punkte eines dreidimensionalen Datensatzes, die innerhalb eines vorbestimmten radialen Abstandes in der Ebene senkrecht zum Auslesegradienten liegen, verwendet bzw. verworfen werden. Diese radiale Filterung wird vorzugsweise verwendet, wenn die k-Raum-Dichte entlang ky und kz ebenfalls in radialer Richtung variiert.
  • Wird hingegen die Dichteverteilung der Messpunkte entlang eines kartesischen Koordinatensystems aufgenommen, so können bei Erstellung eines gefilterten Datensatzes die k-Raum-Punkte eines dreidimensionalen Volumendatensatzes, die im kartesischen Koordinatensystem senkrecht zum Auslesegradienten bis zu einem vorbestimmten k-Wert liegen, verwendet bzw. verworfen werden.
  • Gemäß einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform können die Daten eines dreidimensionalen Volumendatensatzes oder mehrerer Datensätze vollständig für die Erstellung eines gefilterten dreidimensionalen Datensatzes übernommen werden. Ebenso ist es möglich, dass nur räumlich begrenzte k-Raum-Anteile von dreidimensionalen Volumendatensätzen für die Erstellung eines gefilterten dreidimensionalen Datensatzes verwendet werden. Ebenso ist es möglich, diese beiden zuletzt genannten Möglichkeiten zu kombinieren. Dies bedeutet, dass von einem ersten dreidimensionalen Volumendatensatz der vollständige Datensatz übernommen wird, während beispielsweise von jeweils zeitlich vor und nachfolgenden Volumendatensätzen nur die inneren bzw. äußeren k-Raum-Anteile berücksichtigt werden.
  • Wie oben erwähnt, ist jeder einzelne aufgenommene dreidimensionale Volumendatensatz unabhängig von dem nächsten aufgenommenen dreidimensionalen Volumendatensatz, und jeder Datensatz stellt einen MR-Bilddatensatz mit geringer räumlicher Auflösung und ggf. eingeschränkter Bildqualität dar. Vor Bildung des gefilterten zusammengesetzten Volumendatensatzes können die einzelnen dreidimensionalen Datensätze nachbearbeitet werden. Beispielsweise kann eine Bewegungskorrektur vorgenommen werden, falls sich das Untersuchungsobjekt während der Bildaufnahme bewegt hat. Eine weitere Nachbearbeitungsmöglichkeit ist die Entfernung von venösen Signalanteilen, die sich bei der Untersuchung mit Kontrastmittelinjektion ergeben können, wenn das Kontrastmittel die Venen im untersuchten Aufnahmebereich erreicht hat, was zur Darstellung der Venengefäße führen kann. Hierzu können beispielsweise die dreidimensionalen Datensätze vor der Nachbearbeitung in Bilddaten umgerechnet werden, wobei die Nachverarbeitung anhand manuell in den Bildern zu setzender Markierungen oder automa tisiert anhand einer Korrelation der zeitlichen Signalverläufe stattfindet.
  • Gemäß einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform wird bei der Erstellung eines dreidimensionalen Datensatzes die Dichte der Abtastung im Zentrum des k-Raums größer gewählt als am Rand des abgedeckten k-Raum-Volumens. Diese unterschiedliche Dichteverteilung im k-Raum kann unter anderem deshalb gewählt werden, weil der Bildkontrast hauptsächlich durch die zentralen k-Raum-Bereiche bestimmt wird, während die äußeren k-Raum-Zeilen für die räumliche Auflösung vorwiegend verantwortlich sind. Für Kontrastmittelaufnahmen kann es wünschenswert sein, den mittleren k-Raum-Bereich mit einer größeren Dichte abzutasten, als den äußeren Bereich des k-Raums.
  • Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung variiert die Dichte in derjenigen k-Raum-Richtung, in der in einem gefilterten zusammengesetzten Volumendatensatz nacheinander Punkte von verschiedenen 3D-Volumendatensätzen liegen. Dies bedeutet, dass beispielsweise bei variierender Dichte entlang der Richtung kz, in dieser Richtung kz k-Raum-Punkte von unterschiedlich aufgenommenen 3D-Volumendatensätzen folgen.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung entspricht der zeitliche Abstand der 3D-Volumendatensätze dem zeitlichen Abstand der gefilterten 3D-Volumendatensätze, so dass die rekonstruierten 3D-Bilddatensätze die gleiche zeitliche Auflösung haben wie die aufgenommenen 3D-Volumendatensätze. Jedoch ist es auch möglich, durch Interpolation zweier aufeinanderfolgender 3D-Volumendatensätze eine höhere zeitliche Auflösung der rekonstruierten Bilddatensätze zu erhalten, als bei der Aufnahme der 3D-Volumendatensätze. Selbstverständlich ist es auch möglich, dass durch Verwendung mehrere 3D-Volumendatensätze der zeitliche Abstand der rekonstruierten Bilddatensätze größer ist als der zeitliche Abstand der aufgenommenen 3D-Volumendatensätze. Der zeitliche Abstand der rekonstruierten 3D-Bilddaten und die räumliche Auflösung dieser 3D-Bilddaten wird hierbei vorzugsweise in Abhängigkeit von der klinischen Fragestellung gewählt, die mit Hilfe der MR-Aufnahmen beantwortet werden soll. Zur Aufnahme der dreidimensionalen Volumendatensätze können unterschiedliche Aufnahmenmuster im k-Raum verwendet werden, wie beispielsweise rechtwinklige, quadratische, elliptische, ovale, runde, dreiecksförmige, hexagonale, spiralförmige oder stochastisch verteilte Muster.
  • Ebenso ist es möglich, dass bei den dreidimensionalen Volumendatensätzen der k-Raum nicht vollständig, sondern nur teilweise aufgenommen wird, während der nicht aufgenommene k-Raum-Bereich durch Auffüllen mit Nullen oder mit Hilfe spezieller Algorithmen wie POCS, Homodyner Detektion oder Margosian ergänzt wird.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung kann ein zusätzlicher Datensatz, der im wesentlichen k-Raum-Daten mit vergleichsweise großem Abstand zum k-Raum enthält zu einem bestimmten Zeitpunkt akquiriert werden und allen gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätzen hinzugefügt werden.
  • Weiterhin kann in einem, mehreren oder allen erstellten dreidimensionalen gefilterten Datensätzen die Dichte im Zentrum des abgetasteten k-Raum-Volumens größer sein als am Rand des abgetasteten k-Raum-Volumens.
  • Weiterhin können die Messungen mit Methoden der teilweise parallelen Bildgebung zusätzlich beschleunigt werden, indem das Signal mit einer Anordnung von Empfangsspulen detektiert wird, aber Teile der dreidimensionalen Volumendatensätze nicht direkt akquiriert werden, sondern vor und nach Erstellung der gefilterten dreidimensionalen Datensätze auf Basis von zuvor, nachträglich oder in den Messverlauf integriert aufgenommenen Kalibrierungsdaten errechnet werden.
  • Weiterhin kann die Aufnahme der dreidimensionalen Volumendatensätze gesteuert werden über physiologische Parameter, die während der Messung mittels EKG, Pulstrigger, Ultraschall, mechanischen Vorrichtungen und/oder MR-Navigatoren erfasst werden.
  • Weiterhin können die oben genannten verschiedenen Verfahren auch mit Tischvorschubtechniken kombiniert werden, bei denen der Tisch, auf dem der Patient bzw. das Untersuchungsobjekt liegt, durch die Magnetresonanzanlage während der Aufnahme geschoben wird. Ebenso können die oben beschriebenen Verfah ren mit der eingangs genannten PPA-Technologie mit der Verwendung einer Anordnung von mehreren Spulen kombiniert werden. Nach der Aufnahme mehrerer dreidimensionaler Volumendatensätze, die im k-Raum verschiedene k-Raum-Punkte besetzen, können die vorher aufgenommenen k-Raum-Punkte im zeitlichen Abstand identisch wiederholt aufgenommen werden. Hierbei kann bei Erstellen eines gefilterten dreidimensionalen Datensatzes zwischen zwei identischen dreidimensionalen Volumendatensätzen, die zeitlich zueinander versetzt aufgenommen wurden, interpoliert werden.
  • Die Erfindung betrifft weiterhin eine Magnetresonanzanlage zur Erstellung von Magnetresonanzbildern, die eine Signalaufnahmeeinheit aufweist zur Aufnahme von dreidimensionalen Volumendatensätzen im k-Raum, wobei unterschiedliche Magnetfeldgradienten geschaltet werden, wobei die Signalauslese bei Aufnahme eines dreidimensionalen Datensatzes parallel zueinander verläuft und wobei jeder dreidimensionale Volumendatensatz mit einer nichtkonstanten Dichte senkrecht zum Auslesegradienten aufgenommen wird. Weiterhin ist eine so genannte Filter- bzw. Datenberechnungseinheit vorgesehen, die gefilterte 3D-Volumendatensätze erstellt, die aus mehreren dreidimensionalen Volumendatensätzen zusammengesetzt sind, wie es oben beschrieben wurde. Eine Rekonstruktionseinheit rekonstruiert auf Grundlage der gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätze dreidimensionale Bilddatensätze.
  • Nachfolgend wird die Erfindung unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigen:
  • 1 ein Flussdiagramm mit den einzelnen Schritten zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern gemäß der vorliegenden Erfindung,
  • 2 einen beispielhaften gefilterten dreidimensionalen Volumendatensatz mit variierender Dichte in ky,
  • 3 beispielhaft einen gefilterten dreidimensionalen Volumendatensatz mit radialer Aufnahmetechnik, wobei die Dichte in radialer und in Azimutrichtung variiert,
  • 4 beispielhafte radialsymmetrische Filter für radial aufgenommene k-Raum-Volumendatensätze,
  • 5 beispielhafte für quadratische bzw. rechteckige Filter,
  • 6 beispielhaft die Erstellung von gefilterten Volumendatensätzen mit ihrer Zusammensetzung aus den einzelnen aufgenommenen Datensätzen mit einer ersten Filterart,
  • 7 beispielhaft gefilterte Volumendatensätze und die dazu verwendeten einzelnen Volumendatensätze bei der Verwendung eines anderen Filters,
  • 8 weitere gefilterte Volumendatensätze mit radialer Symmetrie und die dazugehörigen dreidimensionalen Volumendatensätze, aus denen die gefilterten Datensätze zusammengesetzt sind,
  • 9 zeigt beispielhaft die Aufnahme eines dreidimensionalen Volumendatensatzes unter der Verwendung eines Projektions-Rekonstruktionsverfahrens bei der Aufnahme einer Ebene des dreidimensionalen Volumendatensatzes,
  • 10 zeigt weiterhin die Erstellung von dreidimensionalen Volumendatensätzen, wobei eine k-Raum-Ebene spiralförmig aufgenommen wird, und
  • 11 zeigt ebenfalls die Aufnahme von dreidimensionalen Volumendatensätzen, wobei ein Volumendatensatz wiederum in Ebenen aufgenommen wird.
  • In 1 sind die grundlegenden Schritte dargestellt, die bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Erzeugung der Magnet resonanzbilder verwendet werden. Nach dem Start des Verfahrens in Schritt 10 wird in einem weiteren Schritt 11 eine Anzahl Nint von dreidimensionalen Volumendatensätzen mit nichtkonstanter Dichte aufgenommen. Hierbei entstehen voneinander unabhängige 3D-Volumendatensätze mit unterschiedlicher Dichte, die nacheinander aufgenommen werden. Diese insgesamt Nint aufgenommenen Volumendatensätze können derart aufgenommen werden, dass insgesamt Nrep Repetitionen durchgeführt werden (Schritt 12), so dass eine Gesamtanzahl Ntotal von Nint·Nrep dreidimensionalen Volumendatensätzen erzeugt werden. Danach können in einem nicht gezeigten Schritt Nachverarbeitungen wie Bewegungskorrekturen oder die Entfernung von venösen Bildsignalen durchgeführt werden. Aus dieser Gesamtanzahl von dreidimensionalen Volumendatensätzen werden schließlich gefilterte Volumendatensätze erstellt (Schritt 13), wobei die Gesamtzahl der gefilterten Volumendatensätze beispielsweise Nreco lauten kann. In Abhängigkeit von der Wahl der Filterung, das heißt in Abhängigkeit von der Wahl, welche dreidimensionale Volumendatensätze zusammen einen gefilterten Volumendatensatz ergeben, kann die Zahl der gefilterten Volumendatensätze im Wesentlichen der Zahl der aufgenommenen Volumendatensätze entsprechen. Ist der zeitliche Abstand bei den Volumendatensätzen gleich dem zeitlichen Abstand der gefilterten Datensätze, so ist Nreco = Ntotal – 1, wie beispielsweise später im Zusammenhang mit den 6–8 erklärt wird. Anschließend werden auf der Grundlage der gefilterten Volumendatensätze dreidimensionale Bilddatensätze rekonstruiert (Schritt 14). Diese Bilddatensätze können dann einzeln angezeigt werden, bevor das Verfahren in Schritt 15 endet.
  • In 2 ist beispielhaft ein erster dreidimensionaler gefilterter Volumendatensatz dargestellt. Bei dem in 2 dargestellten Beispiel wurde der k-Raum in der nicht dargestellten Ausleserichtung (entlang kx) mit parallelen Linien ausgelesen. Dies bedeutet, dass während der Schaltung des Auslesegradienten Gx das Signal ausgelesen wird. Ein dreidimensionales Volumen wird durch einen HF-Puls angeregt, wobei die räumliche Codierung entlang der Achsen y und z durch Pha sencodiergradienten erfolgt. Das Phasencodierschema bzw. Abtastschema kann in diesem Fall einfach durch Darstellung ky-kz-Ebene visualisiert werden, wobei jeder Punkt in der ky-kz-Ebene einer Ausleselinie entspricht. Bei der in 2 dargestellten Ausführungsform variiert nun die Dichte im k-Raum bei der Aufnahme entlang der Richtung k, während die Dichte entlang der kz-Richtung konstant bleibt. Bei dem in 2 gezeigten Beispiel werden drei verschiedene dreidimensionale Datensätze erzeugt, ein Datensatz, der durch die schwarzen Punkte repräsentiert wird, ein zweiter dreidimensionaler Datensatz, der durch die grauen Punkte dargestellt wird und ein dritter Datensatz, der durch die weißten Punkte dargestellt wird. Bei der Aufnahme wird beispielsweise zuerst der schwarze dreidimensionale Datensatz aufgenommen, anschließend der graue und danach der weiße Datensatz. Zur Bildung des gefilterten Volumendatensatzes werden schließlich alle drei aufgenommenen Volumendatensätze vollständig in den zusammengesetzten bzw. gefilterten Volumendatensatz übernommen.
  • In 2 ist ein einfaches zirkulares Aufnahmemuster mit variabler Dichte gezeigt, wobei auch hier drei unterschiedliche Datensätze mit schwarzen, grauen und weißen Punkten aufgenommen wurden. Bei dem in 3 dargestellten Aufnahmemuster variiert die Aufnahmedichte sowohl in radialer als auch in Azimutrichtung, wobei die einzelnen Rohdatensätze nur in Azimutrichtung einander abwechseln.
  • In 4 sind beispielhafte Filterfunktionen dargestellt. Die in 4 gezeigten radialen Filter können beispielsweise bei dem in 3 gezeigten Aufnahmeverfahren verwendet werden. Die in 4 dargestellten Filter können auch als Masken verstanden werden. Bei dem Filter bzw. der Maske 41 ist der gesamte Filter 1, das heißt es wird der gesamte Volumendatensatz für den gefilterten dreidimensionalen Volumendatensatz verwendet auf den dieser Filter 1 angewendet wird. Bei dem Nullfilter 42 wird der mit diesem Nullfilter multiplizierte Volumendatensatz überhaupt nicht verwendet. Dies bedeutet, ein mit diesem Nullfilter bzw. mit dieser Maske mul tiplizierter Volumendatensatz trägt überhaupt nicht zu dem gefilterten Volumendatensatz bei. Die Maske 43 zeigt einen Filter, bei dem bis zu einem radialen Abstand vom Zentrum die Daten eines Volumendatensatzes nicht verwendet werden, während außerhalb dieses vorbestimmten Abstandes die Daten des Volumendatensatzes zu dem gefilterten Volumendatensatz beitragen.
  • In 5 sind beispielhaft nichtradialsymmetrische Filter dargestellt, die bei nichtradialsymmetrischen Aufnahmetechniken verwendet werden können. Der Filter 51 zeigt wiederum, dass der vollständige Datensatz zu dem gefilterten Volumendatensatz beiträgt, während der quadratische Filter 52 sämtliche Volumendaten innerhalb dieses Quadrates für den gefilterten Volumendatensatz nicht berücksichtigt. Der Filter 53 entspricht im Wesentlichen dem Filter 43, jedoch im kartesischen Koordinatensystem, wobei k-Raum-Daten, die größer als ein bestimmter k-Wert sind, berücksichtigt werden, während k-Raum-Daten, die kleiner als ein vorbestimmter k-Wert sind, nicht berücksichtigt werden. Der Filter 54 zeigt einen weiteren Filter, bei dem nur die Volumendaten aus der k-Raum-Mitte nicht berücksichtigt werden.
  • 6 zeigt beispielhaft, wie die verschiedenen einzelnen Volumendatensätze berücksichtigt werden können zur Berechnung der gefilterten Volumendatensätze. 6 zeigt einen ersten dreidimensionalen Datensatz 61, der entlang einer Zeitachse zuerst aufgenommen wurde und durch die schwarzen Punkte repräsentiert wird, wobei die Dichte entlang ky variiert. Der dreidimensionale Volumendatensatz 62 wird nachfolgend aufgenommen und wird durch die grauen Punke in der ky-kz-Ebene repräsentiert und zeigt, dass im k-Raum andere k-Raum-Punkte aufgenommen wurden, als beim Datensatz 61. Ebenso wird nach dem Datensatz 62 ein durch die weißen Punkte repräsentierter Datensatz 63 aufgenommen, bei dem wiederum andere k-Raum-Punkte als bei den Datensätzen 61 und 62 aufgenommen werden. Wie bei den Datensätzen 61 und 62 variiert die Dichte entlang von ky. Nach dem Datensatz 63 folgt wieder der Datensatz 61.
  • In der unteren Zeile von 6 sind nun beispielhafte gefilterte Volumendatensätze dargestellt. Der gefilterte Datensatz 64 setzt sich zusammen aus den Datensätzen 61, 62 und 63, wobei jeweils die gesamten Daten der Datensätze 61–63 für den gefilterten Datensatz verwendet werden. Dies ist durch die Ziffer 1 repräsentiert, die die Filter darstellen sollen. Ebenso werden bei dem gefilterten Datensatz 65 sämtliche Daten der Volumendatensätze 62, 63 und 61 berücksichtigt. Bei dem gefilterten Datensatz 66 werden wiederum die drei Volumendatensätze 63, 61 und 62 berücksichtigt und vollständig übernommen. Wie in 6 zu erkennen ist, haben die gefilterten Volumendatensätze die gleiche zeitliche Auflösung wie die aufgenommenen dreidimensionalen Volumendatensätze. Jedoch haben die aus den gefilterten Volumendaten 64–66 konstruierten Bilder einen besseren Kontrast als jeder einzelne Datensatz 61, 62 oder 63. Betrachtet man jeweils die beiden aufeinander folgenden Datensätze 61, so ist die zeitliche Auflösung der gefilterten Datensätze drei Mal so hoch. Aus diesen gefilterten k-Raum-Daten werden dann die MR-Bilder rekonstruiert.
  • In 7 ist ein weiterer Filtermechanismus dargestellt. Die dreidimensionalen Volumendatensätze 71, 72 und 73 mit ihren schwarzen, grauen bzw. weißen Punkten entsprechen wieder unterschiedlichen aufgenommenen k-Raum-Volumen. Im Gegensatz zu 6 werden jedoch andere Filter verwendet. Der gefilterte Volumendatensatz 74 ergibt sich beispielsweise daraus, dass der Volumendatensatz 72 vollständig übernommen wurde, das heißt die grauen Punkte wurden vollständig übernommen. Bei den Volumendatensätzen 71 und 73 wurde der in 5 gezeigte Filter 53 angewendet, mit dem Effekt, dass die mittleren k-Raum-Zeilen jeweils nicht mitübernommen wurden. Vom Volumendatensatz 71 wurden die äußeren k-Raum-Punkte mit einem Wert größer eines Schwellwerts übernommen, von dem Volumendatensatz 73 wurden ebenfalls die k-Raum-Punkte übernommen, die größer waren als ein Schwellwert. Entsprechendes gilt für die zusammengesetzten Datensätze 75 und 76. In 75 wurde der Volumendatensatz 73 vollständig übernommen, während von den Datensätzen 72 und 71 nur die äußeren k-Raum-Punkte übernommen wurden, während im gefilterten Datensatz 76 die mittleren k-Raum-Punkte des Datensatzes 71 übernommen wurden, während von dem Volumendatensatz 73 die äußeren und von dem nicht dargestellten zeitlich nachfolgenden Volumendatensatz 72 ebenfalls die äußeren k-Raum-Zeilen übernommen wurden.
  • Bei dem in 7 gezeigten Filter ist der mittlere k-Raum-Bereich des gefilterten Volumendatensatzes, aus dem das MR-Bild rekonstruiert wird, auf einen kleineren Zeitraum begrenzt, während die höheren räumlichen Frequenzen von benachbarten Datensätzen berücksichtigt werden. Somit stellt das rekonstruierte Bild einen kürzeren Zeitraum dar. Im Gegensatz zu dem in 6 dargestellten Filtermodell werden k-Raum-Datenpunkte nicht berücksichtigt bzw. entfernt. Dies kann bei der Datenaufnahme berücksichtigt werden, wenn die Filterung gewählt wird.
  • In 8 ist ein weiteres Beispiel von zusammengesetzten gefilterten Volumendatensätzen gezeigt. Hierbei wurden die in 4 gezeigten radialsymmetrischen Filter verwendet, während die Aufnahmetechnik der in 3 gezeigten Aufnahmetechnik entspricht. Die Datensätze 81, 82 und 83 sind radialsymmetrisch aufgenommene Volumendatensätze mit Dichteänderung in radialer und in Azimutrichtung. Bei Bildung der zusammengesetzten gefilterten Volumendatensätze 84-86 wurden die zu 7 entsprechenden Filter verwendet, wobei die verwendeten Filter radialsymmetrisch waren. Dies bedeutet, dass im zusammengesetzten Volumendatensatz 84 der gesamte Volumendatensatz 82 verwendet wird, während von den angrenzenden Datensätzen 81 und 83 nur die k-Raum-Punkte berücksichtigt wurden, die weiter vom Zentrum entfernt sind als ein vorbestimmter Radius. Im zusammengesetzten gefilterten Volumendatensatz 85 wurden entsprechend der gesamte Volumendatensatz 83 berücksichtigt während von den Datensätzen 82 und 81 nur die radial außen liegenden k-Punkte berücksichtigt wurden.
  • In den 6–8 wurden nur einfache Filterarten berücksichtigt, um das erfindungsgemäße Verfahren zu erklären. Selbstverständlich sind auch beliebige andere Filterarten und Kombination der einzelnen Volumendatensätze möglich.
  • In den 2–8 wurden jeweils Verfahren dargestellt, bei denen die Signalauslese jeweils parallel in eine Richtung erfolgte.
  • In den 9–11 sind weitere erfindungsgemäße Ausführungsformen beschrieben. In 9 ist beispielhaft ein zylinderförmiger dreidimensionaler Volumendatensatz dargestellt. Dieser Volumendatensatz kann durch einzelne parallel zueinander verlaufende Ebenen 91 aufgenommen werden. In diesem Fall erfolgt die Signalauslese nicht entlang eines Magnetfeldgradienten, sondern wie in dem rechten Teil von 9 gezeigt mit Hilfe der so genannten Projektions-Rekonstruktionsmethode. Hierbei erfolgt die Signalauslese innerhalb der Ebene so, dass eine durch den Ebenenmittelpunkt verlaufende Gerade ausgelesen wird, wobei die Gradienten so geschaltet werden, dass verschiedene Trajektorien 92 aufgenommen werden, um eine Ebene aufzunehmen. Zu einem Zeitraum t1 werden jeweils die mit schwarz dargestellten linken Ebenen aufgenommen. Wie zu erkennen ist, variiert die Dichte innerhalb der aufgenommenen Ebenen so, dass ausgehend vom k-Raum-Zentrum kz = 0 die Dichte mit größeren kz-Werten abnimmt. Wie aus der 9 zu erkennen ist, wird in der Ebene 93a eine größere Anzahl von Trajektorien 92 aufgenommen, als für größere kz-Werte. In der Aufsicht ist dies in 9 dahingehend zu erkennen, dass die als Speichen eines Rads dargestellten Trajektorien 92 bei den Ebenen 93b und 93c weniger dicht sind als die Speichen in der Ebene 93a. In einem späteren Zeitraum t2 wird ein weiterer dreidimensionaler Volumendatensatz aufgenommen, der in 9 als dunkelgrauer Datensatz dargestellt ist. Der Datensatz des Zeitraums t2 unterscheidet sich vom Datensatz des Zeitraums t1 dadurch, dass in einer Ebene andere Trajektorien gemessen werden. Dies bedeutet, dass die Trajektorien der Ebene 94a relativ zu den Tra jektorien der Ebene 93a versetzt sind, so dass im Wesentlichen nichtidentische Punkte im k-Raum aufgenommen werden. Da sämtliche Trajektorien durch den Wert kz = 0 gehen, unterscheiden sich die Trajektorien der Ebene 94a und 93a im Wesentlichen dadurch, dass sie bis auf den k-Wert im Zentrum unterschiedliche k-Raum-Werte aufnehmen. Während eines Zeitraums t3 wird dann ein weiterer Volumendatensatz aufgenommen, wobei die Trajektorien der Ebene 95a so gewählt sind, dass sie sich von den Trajektorien der Ebene 94a und 93a unterscheiden. Das Gleiche gilt für die Trajektorien der Ebene 95b und 95c in Bezug auf die Trajektorien 94b und 93b sowie 94c und 93c. Bei einem derartigen Aufnahmemuster variiert die Dichte in radiale Richtung, was sich jedoch zwangsläufig aus dem Projektions-Rekonstruktionsverfahren ergibt, das in 9 gewählt wurde. Weiterhin variiert die Dichte in kz-Richtung, wie es durch die unterschiedliche Trajektoriendichte dargestellt ist.
  • In 10 sind weiterhin Beispiele zur Aufnahme von dreidimensionalen Volumendatensätzen gezeigt. Wiederum werden mehrere Ebenen 101 parallel zueinander aufgenommen. Das Verfahren unterscheidet sich von Verfahren aus 9 dadurch, dass innerhalb einer Ebene diese Ebene spiralförmig ausgelesen wird. Weiterhin nimmt der Spiralabstand in der Richtung senkrecht zur Ebene zu. Dies bedeutet, dass während eines Zeitraums t1 ein schwarzer Volumendatensatz aufgenommen wird, wobei im Zentrum des k-Raums die spiralförmigen Trajektorien 102 einen geringeren Abstand haben als am äußeren Rand in Richtung kz. Dies bedeutet, dass die Ebene 103a eine größere spiralförmige Dichte hat als die Ebene am Rand des aufgenommenen Volumens, die durch die Ebenen 103b und 103c repräsentiert sind. Das Gleiche gilt für den Volumendatensatz während des Zeitraums t2, die Ebene 104a hat eine größere Spiraldichte als die Ebenen 104b und 104c. Dies gilt auch für die Ebenen 105a und 105b bzw. 105c. Wiederum sind die spiralförmigen Trajektorien so gewählt, dass jeweils bei der Aufnahme einer Ebene im Wesentlichen verschiedene k-Raum-Punkte aufgenommen werden. Dies bedeutet, dass die Spiralen der Ebene 103a ver setzt zu den Spiralen der Ebenen 104a und 105a liegen. Dies gilt auch für die Spiralen der Ebenen 103b–105b und die Spiralen der Ebenen 103c–105c. Gemäß einer weiteren Ausführungsform können jedoch die spiralförmigen Trajektorien im Zentrum des k-Raums 103a–105a gleiche k-Raum-Punkte beinhalten, das heißt die Spiralen dieser Ebenen 103a–105a wären deckungsgleich, während sich nur die Spiralen der äußeren k-Raum-Volumina unterscheiden. Zur Rekonstruktion von Bilddatensätzen gemäß den Beispielen von 9 und 10 können mehrere dreidimensionale Volumendatensätze verwendet werden. Beispielsweise können von dem dunkelgrauen Datensatz 94a–94c bzw. 104a–104c sämtliche Ebenen verwendet werden, während von den schwarzen und hellgrauen Datensätzen 93a–93c bzw. 103a–103c und 95a–95c bzw. 105a–105c nur die äußeren Ebenen für einen gefilterten Volumendatensatz verwendet werden. Selbstverständlich sind auch andere Filterungen der einzelnen Datensätze möglich.
  • In 11 ist eine weitere Möglichkeit zur Aufnahme verschiedener Volumendatensätze dargestellt. Wiederum wird der k-Raum mit parallel zueinander verlaufenden Ebenen aufgefüllt. Bei einem ersten Volumendatensatz 111 werden verschiedene Ebenen 110 aufgenommen, wobei wie in 11 zu erkennen ist, der Ebenenabstand mit zunehmendem kz-Wert zunimmt. Weiterhin kann ein weiterer Volumendatensatz 112 aufgenommen werden, wobei wiederum Ebenen 110 aufgenommen werden, die jedoch zu den Ebenen 110 vom Datensatz 111 in kz-Richtung versetzt angeordnet sind. Wiederum nimmt die Dichte der aufgenommenen Ebenen des Volumendatensatzes 112 mit zunehmendem kz-Wert ab. Dies gilt ebenso für den Volumendatensatz 113, bei dem wiederum andere Ebenen 110 aufgenommen werden, die in den Volumendatensätzen 111 und 112 noch nicht aufgenommen wurden. Zur Erstellung eines gefilterten dreidimensionalen Volumendatensatzes können wiederum verschiedene Anteile der Volumendatensätze 111, 112 und 113 verwendet werden. Innerhalb einer Ebene kann diese mit den Projektions-Rekonstruktionsgeraden aus 9 oder mit den spiralförmi gen Linien aus 10 gemessen werden. Die einzelnen Datensätze sind in kz-Richtung verschachtelt.
  • Das zuvor beschriebene Verfahren ermöglicht eine extrem flexible MR-Bildgebung, da die zeitliche und die räumliche Auflösung nach der Aufnahme der jeweiligen Volumendatensätze durch die Wahl der verschiedenen Filter und durch die Wahl der Berücksichtigung der einzelnen Volumendatensätze beeinflusst werden kann. Jeder Volumendatensatz liefert ein Bilddatensatz mit hoher zeitlicher Auflösung, aber geringer räumlicher Auflösung. Durch Kombination beliebig vieler Volumendatensätze können Bilder mit höherer Auflösung und Qualität erstellt werden. In Abhängigkeit von der gewünschten zeitlichen und räumlichen Auflösung werden die einzelnen dreidimensionalen Datensätze zu gefilterten Volumendatensätzen zusammengesetzt.

Claims (36)

  1. Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern eines Untersuchungsobjekts, mit den folgenden Schritten: – Aufnehmen mehrerer dreidimensionaler Volumendatensätze im k-Raum, wobei bei Aufnahme eines dreidimensionalen Datensatzes ein Phasenkodiergradient entlang zumindest einer Raumrichtung geschaltet wird und wobei jeder dreidimensionale Volumendatensatz mit einer nichtkonstanten Dichte aufgenommen wird, wobei die mehreren dreidimensionalen Volumendatensätze so gewählt werden, dass sie im Wesentlichen nichtidentische Punkte im k-Raum aufweisen, – Erstellen von gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätzen im k-Raum, die aus mehreren dreidimensionalen Volumendatensätzen zusammengesetzt sind, – Rekonstruieren von dreidimensionalen Bilddatensätzen auf Grundlage der gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätze.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die mehreren dreidimensionalen Volumendatensätze so gewählt werden, dass sie ausschließlich nichtidentische Punkte im k-Raum aufweisen.
  3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bildung eines gefilterten Volumendatensatzes Daten von 2, 3, 4, 5, 6 oder 7 zeitlich aufeinanderfolgend aufgenommenen dreidimensionalen Volumendatensätzen verwendet werden.
  4. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erstellten gefilterten dreidimensionalen Datensätze vor der Rekonstruktion der dreidimensionalen Bilddatensätze auf ein kartesisches Raster transformiert werden, wobei vorzugsweise eine Kompensation der nichtkonstanten Abtastdichte durchgeführt wird.
  5. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalauslese bei Aufnahme eines dreidimensionalen Datensatzes in parallelen Linien entlang eines Auslesegradienten erfolgt.
  6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass jeder dreidimensionale Datensatz mit nichtkonstanter Dichte senkrecht zu diesem Auslesegradienten aufgenommen wird.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Richtungen der Auslesegradienten der einzelnen dreidimensionalen Datensätze nicht identisch sind.
  8. Verfahren einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass einzelne k-Raum-Ebenen der dreidimensionalen Volumendatensätze im Projektions-Rekonstruktionsverfahren aufgenommen werden, wobei verschiedene Ebenen für einen dreidimensionalen Volumendatensatz im k-Raum parallel zueinander liegend aufgenommen werden.
  9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass einzelne k-Raum-Ebenen der dreidimensionalen Volumendatensätze spiralförmig aufgenommen werden, wobei verschiedene Ebenen für einen dreidimensionalen Volumendatensatz im k-Raum parallel zueinander liegend aufgenommen werden.
  10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand benachbarter aufgenommener Ebenen in der Richtung senkrecht zu den Ebenen von der Mitte zum Rand eines dreidimensionalen Volumendatensatzes abnimmt.
  11. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Dichte innerhalb der aufgenommenen Ebenen in der Richtung senkrecht zu den Ebenen von der Mitte zum Rand eines dreidimensionalen Volumendatensatzes abnimmt.
  12. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass gleiche Ebenen in zeitlicher Abfolge mit verschiedenen Projektions-Rekonstruktionstrajektorien aufgenommen werden, so dass jeweils im Wesentlichen unterschiedliche k-Raum-Punkte in diesen Ebenen aufgenommen werden.
  13. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Anteile der einzelnen dreidimensionalen Volumendatensätze, die zu einem gefilterten dreidimensionalen Datensatz zusammengesetzt werden, in Abhängigkeit von der Geometrie der Aufnahme des k-Raums der einzelnen dreidimensionalen Volumendatensätze gewählt werden.
  14. Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Daten eines oder mehrerer dreidimensionaler Volumendatensätze vollständig für die Erstellung eines gefilterten dreidimensionalen Datensatzes verwendet werden.
  15. Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass jeweils Daten aus begrenzten k-Raum-Teil-Volumina eines oder mehrerer dreidimensionaler Volumendatensätze für die Erstellung eines gefilterten dreidimensionalen Datensatzes verwendet werden.
  16. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Erstellung eines gefilterten Volumendatensatzes die dreidimensionalen Datensätze nachbearbeitet werden.
  17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die dreidimensionalen Datensätze vor der Nachbearbeitung in Bilddaten umgerechnet werden, und die Nachbearbeitung anhand manuell in den Bildern zu setzender Markierungen oder automatisiert anhand einer Korrelation der zeitlichen Signalverläufe stattfindet.
  18. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Dichte, mit der die dreidimensionalen Volumendatensätze aufgenommen werden, in einer oder in beide Richtungen senkrecht zum Auslesegradienten variiert.
  19. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Aufnahme eines dreidimensionalen Volumendatensatzes die Dichte der Abtastung im k-Raum im Zentrum größer ist als am Rand des abgedeckten k-Raum-Volumens.
  20. Verfahren nach Anspruch 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Dichte, mit der die dreidimensionalen Volumendatensätze aufgenommen werden, in der k-Raum-Richtung oder in den k-Raum-Richtungen variiert, in der in einem gefilterten zusammengesetzten Volumendatensatz nacheinander Punkte von verschiedenen dreidimensionalen Datensätzen liegen.
  21. Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 15 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass bei Erstellung eines gefilterten Volumendatensatzes die k-Raum-Punkte eines dreidimensionalen Datensatzes, die innerhalb eines vorbestimmten radialen Abstandes in der Ebene senkrecht zum Auslesegradienten liegen, verwendet oder verworfen werden.
  22. Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 15 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass bei Erstellung eines gefilterten Volumendatensatzes die k-Raum-Punkte eines dreidimensionalen Datensatzes, die im kartesischen Koordinatensystem senkrecht zum Auslesegradienten bis zu einem vorbestimmten k-Wert liegen, verwendet oder verworfen werden.
  23. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zeitliche Abstand der dreidimensionalen Volumendatensätze gleich dem zeitlichen Abstand der gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätze ist, so dass die rekonstruierten dreidimensionalen Bilddaten sätze den gleichen zeitlichen Abstand haben wie die aufgenommenen dreidimensionalen Volumendatensätze.
  24. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die dreidimensionalen Volumendatensätze mit rechtwinkligen, quadratischen, elliptischen, ovalen, runden, dreiecksförmigen, hexagonalen, spiralförmigen oder stochastisch verteilten Aufnahmemustern im k-Raum aufgenommen werden.
  25. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bei den dreidimensionalen Volumendatensätzen der k-Raum nur teilweise aufgenommen und der nicht aufgenommene k-Raum-Bereich durch Auffüllen mit Nullen oder mit Hilfe spezieller Algorithmen wie POCS, Homodyner Detektion oder Margosian ergänzt wird.
  26. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Aufnahme der dreidimensionalen Volumendatensätze Gradientenecho-, Spinecho-, SSFP- oder Multiechobildgebungssequenzen verwendet werden.
  27. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass vor oder während der Aufnahme der dreidimensionalen Volumendatensätze Kontrastmittel in das Untersuchungsobjekt injiziert wird.
  28. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein zusätzlicher Datensatz, der im Wesentlichen k-Raum-Daten beabstandet zum k-Raum-Zentrum enthält, zu einem vorbestimmten Zeitpunkt akquiriert und allen gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätzen hinzugefügt wird.
  29. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in einem, mehreren oder allen erstellten dreidimensionalen gefilterten Datensätzen die Dichte im Zentrum größer ist als am Rand des abgetasteten k-Raum-Volumens.
  30. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die dreidimensionalen Volumendatensätze mit einer Anordnung aus mehreren Empfangsspulen aufgenommen werden.
  31. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messung mit Methoden der teilweise parallelen Bildgebung zusätzlich beschleunigt wird, indem das Signal mit einer Anordnung von Empfangsspulen detektiert wird, aber Teile der dreidimensionalen Volumendatensätze nicht direkt akquiriert werden, sondern vor oder nach Erstellung der gefilterten dreidimensionalen Datensätze auf Basis von zuvor, nachträglich oder in den Messablauf integriert aufgenommenen Kalibrierungsdaten errechnet werden.
  32. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die dreidimensionalen Volumendatensätze während des Vorschubs des Tisches aufgenommen werden, auf dem das Untersuchungsobjekt liegt.
  33. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Aufnahme der dreidimensionalen Volumendatensätze gesteuert wird über physiologische Parameter, die während der MR-Messung mittels EKG, Pulstrigger, Ultraschall, mechanischer Vorrichtungen und/oder MR-Navigatoren erfasst werden.
  34. Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein dreidimensionaler Volumendatensatz im k-Raum nach Aufnahme von anderen dreidimensionalen Volumendatensätzen im zeitlichen Abstand identisch wiederholt aufgenommen wird.
  35. Verfahren nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, dass beim Erstellen eines gefilterten dreidimensionalen Datensat zes zwischen zwei identischen dreidimensionalen Volumendatensätzen, die zeitlich zueinander versetzt aufgenommen wurden, interpoliert wird.
  36. Magnetresonanzanlage zur Erstellung von Magnetresonanzbildern mit: – einer Signalaufnahmeeinheit zur Aufnahme von dreidimensionalen Volumendatensätzen im k-Raum mit der Schaltung von Magnetfeldgradienten, wobei die Signalauslese bei Aufnahme eines dreidimensionalen Datensatzes parallel zueinander entlang eines Auslesegradienten verläuft und jeder dreidimensionale Volumendatensatz mit einer nichtkonstanten Dichte senkrecht zum Auslesegradienten aufgenommen wird, wobei die mehreren dreidimensionalen Volumendatensätze so gewählt werden, dass sie im Wesentlichen nichtidentische Punkte im k-Raum aufweisen, – einer Datenberechnungseinheit, die gefilterte dreidimensionale Volumendatensätze erstellt, die aus mehreren dreidimensionalen Volumendatensätzen zusammengesetzt sind, – einer Bildkonstruktionseinheit, die auf Grundlage der gefilterten dreidimensionalen Volumendatensätze dreidimensionale Bilddatensätze rekonstruiert.
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Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8219176B2 (en) * 2007-03-08 2012-07-10 Allegheny-Singer Research Institute Single coil parallel imaging
US7541808B2 (en) * 2007-04-11 2009-06-02 Allegheny-Singer Research Institute Rapid MRI dynamic imaging using MACH
US7881510B2 (en) * 2007-06-08 2011-02-01 Allegheny-Singer Research Institute Method and apparatus for forming an image with dynamic projective data
US20090182222A1 (en) * 2008-01-10 2009-07-16 Yoshio Machida Magnetic resonance imaging appatatus and image reconstruction method
US8688193B2 (en) * 2008-06-26 2014-04-01 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager, method and program which continuously applies steady-state free precession to k-space
JP2010051369A (ja) * 2008-08-26 2010-03-11 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US8131046B2 (en) * 2008-10-29 2012-03-06 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager using cylindrical offset region of excitation, and method
US8198892B2 (en) * 2009-04-22 2012-06-12 Allegheny-Singer Research Institute Steady-state-free-precession (SSFP) magnetic resonance imaging (MRI) and method
US8405394B2 (en) * 2009-10-20 2013-03-26 Allegheny-Singer Research Institute Targeted acquisition using holistic ordering (TACHO) approach for high signal to noise imaging
US20110215805A1 (en) * 2010-03-03 2011-09-08 Allegheny-Singer Research Institute MRI and method using multi-slice imaging
DE102011085766B4 (de) * 2011-11-04 2013-07-11 Siemens Aktiengesellschaft Rasche Erstellung von bezüglich eines Kontrasts gewichteten MR-Bildern
DE102011086401B4 (de) * 2011-11-15 2013-08-08 Siemens Aktiengesellschaft MR-Datenerfassung in einem dreidimensionalen K-Raum mit einer Anordnung von Datenzeilen gemäß einer Spiral-Phyllotaxis
DE102011086369B4 (de) * 2011-11-15 2022-08-11 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erstellung von MR-Angiographiebildern und entsprechende Magnetresonanzanlage
US9977109B2 (en) * 2013-11-11 2018-05-22 Samsung Electronics Co., Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and operating method for the same
JP6362950B2 (ja) * 2014-07-24 2018-07-25 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 磁気共鳴装置
EP3308186B1 (de) 2015-06-15 2022-02-02 Koninklijke Philips N.V. Mr-bildgebung mithilfe einer stack-of-stars-erfassung
JP7267752B2 (ja) * 2019-01-21 2023-05-02 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及びｋ空間軌跡の補正方法
EP3745152A1 (de) * 2019-05-28 2020-12-02 Koninklijke Philips N.V. Multi-echo-mr-bildgebung mit spiralerfassung
DE102019209790A1 (de) * 2019-07-03 2021-01-07 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Bereitstellung eines Bewertungsdatensatzes von einem ersten medizinischen dreidimensionalen Computertomographiedatensatz

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020111549A1 (en) * 2001-02-14 2002-08-15 Siemens Aktiengesellschaft Method for image generation by magnetic resonance
US20020156364A1 (en) * 2001-04-20 2002-10-24 Bruno Madore Artifact suppression in dynamic magnetic resonance imaging
DE10232342A1 (de) * 2002-07-17 2004-01-29 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh MR-Verfahren mit mehrdimensionalen Hochfrequenzimpulsen
US20060062486A1 (en) * 2004-09-17 2006-03-23 The Board of Trustees of the Lean Stanford Junior University Variable density signal sampling
US20060062731A1 (en) * 2004-09-17 2006-03-23 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Dual gradient echo pulse sequence using interleaved spiral-out spiral-in k-space trajectories
US7132828B2 (en) * 2005-03-28 2006-11-07 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Artifact reduction in SSFP MRI using super field view reconstruction

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5713358A (en) 1996-03-26 1998-02-03 Wisconsin Alumni Research Foundation Method for producing a time-resolved series of 3D magnetic resonance angiograms during the first passage of contrast agent
US6487435B2 (en) 1998-04-10 2002-11-26 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance angiography using undersampled 3D projection imaging
US6794869B2 (en) * 2001-03-30 2004-09-21 General Electric Company Moving table MRI with frequency-encoding in the z-direction
DE10147919A1 (de) 2001-09-28 2003-04-30 Siemens Ag Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten mittels magnetischer Resonanz
US7408345B2 (en) * 2006-02-06 2008-08-05 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Generalized MRI reconstruction with correction for multiple image distortion

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020111549A1 (en) * 2001-02-14 2002-08-15 Siemens Aktiengesellschaft Method for image generation by magnetic resonance
US20020156364A1 (en) * 2001-04-20 2002-10-24 Bruno Madore Artifact suppression in dynamic magnetic resonance imaging
DE10232342A1 (de) * 2002-07-17 2004-01-29 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh MR-Verfahren mit mehrdimensionalen Hochfrequenzimpulsen
US20060062486A1 (en) * 2004-09-17 2006-03-23 The Board of Trustees of the Lean Stanford Junior University Variable density signal sampling
US20060062731A1 (en) * 2004-09-17 2006-03-23 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Dual gradient echo pulse sequence using interleaved spiral-out spiral-in k-space trajectories
US7132828B2 (en) * 2005-03-28 2006-11-07 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Artifact reduction in SSFP MRI using super field view reconstruction

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
C.M.Tsai, D.G.Nishimura, "Reduced aliasing artifacts using variable-density k-space sampling trajectories", Magn. Reson. Med. 43 (2000), S. 452-458 *

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