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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Simulation eines
MR-Bildes einer Untersuchungsperson und ein System hierfür.
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In
der Magnetresonanztomographie (MR-Tomographie), kommen multiple
Gewebeeigenschaften zum Tragen, die einen Einfluss auf den Bildkontrast und
die Bildqualität
haben. Der Bildeindruck ist hierbei pathologiespezifisch und in
der Regel werden mehrere Bilder in unterschiedlichen Kontrasten
erzeugt um eine Differentialdiagnostik vornehmen zu können.
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Weiterhin
ist es bekannt für
bestimmte Fragestellungen Protokollabläufe vorzuschlagen, die Bildgebungssequenzen
enthalten mit vorgeschlagenen Bildgebungsparametern, die bei bestimmten Fragestellungen
zum Einsatz kommen können.
Dem Anwender der MR-Anlage bleibt es überlassen, aus der Vielzahl
von vorgeschlagenen Bildgebungssequenzen auszuwählen und die Bildgebungsparameter
zu modifizieren. Jede Parameterveränderung erfordert eine Messung
zur Verifizierung und dieser Prozess ist nicht immer zielführend, da
die resultatbestimmenden Hintergründe physikalisch oft sehr komplex
sind und die Ergebnisse des Optimierungsversuchs oft nicht den Erwartungen
entsprechen.
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Es
ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Möglichkeit
bereitzustellen, mit der Parameterveränderungen schnell und einfach überprüft werden
können.
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Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den
abhängigen Ansprüchen sind
bevorzugte Ausführungsformen
der Erfindung beschrieben.
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Gemäß einem
ersten Aspekt der Erfindung betrifft diese ein Verfahren zur Simulation
eines MR-Bildes einer Untersuchungs person, wobei ein Messprotokoll
festgelegt wird, welches die verwendeten Spulen, die Bildgebungssequenz
und die damit verbundenen relevanten Bildgebungsparameter beinhaltet,
die zur Erzeugung des MR-Bildes verwendet werden, das simuliert
werden soll. Weiterhin wird eine anatomische Information der Untersuchungsperson
bestimmt, d. h. es wird festgelegt, welcher anatomische Bereich
untersucht werden soll. Ebenso wird eine Signal-zu-Rausch-Information
der MR-Anlage bestimmt, mit der das MR-Bild erzeugt werden soll,
das simuliert wird. Mit den bestimmten Informationen, d. h. mit
den Bildgebungsparametern, der bestimmten anatomischen Information
und der Signal-zu-Rausch-Information
der MR-Anlage wird im Wesentlichen in Echtzeit das MR-Bild simuliert
und anschließend
das simulierte Bild dargestellt. Die Simulation in Echtzeit bedeutet,
dass das simulierte MR-Bild kurz nach Bestimmung der einzelnen Faktoren
für die
Bedienperson zur Ansicht zur Verfügung steht. Diese Zeitspanne
sollte kleiner 5 Sekunden, vorzugsweise kleiner 3 Sekunden, weiterhin
vorzugsweise kleiner 1 Sekunde sein. Bei Änderungen von Protokollparametern
kann unter Berücksichtigung
einer sequenz-, anatomie- und anlagenspezifischen Simulationsrechnung
mit den anlagebedingten Signal-zu-Rausch-Verhältnissen ein MR-Bild berechnet werden,
das der Bedienperson angezeigt wird. Mit dem simulierten MR-Bild
kann die Bedienperson vor der tatsächlichen Messung entscheiden,
ob der Zeitaufwand für
die Messung gerechtfertigt ist oder nicht, oder ob die Messung wahrscheinlich
nicht die gewünschte
Information enthalten wird, die von der Bedienperson gewünscht wird.
Erst wenn das simulierte MR-Bild einen vielversprechenden Kontrast
aufweist, kann die Bedienperson die Messung tatsächlich an der Untersuchungsperson
durchführen.
Hierdurch können
unnötig
lange Messungen zu Testzwecken vermieden werden.
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Das
simulierte MR-Bild kann dann in einer Bildsimulation auf einer Benutzeroberfläche der MR-Anlage
dargestellt werden, wobei beispielsweise der Sequenztyp der Bildgebungssequenz
bei der Simulation des MR-Bildes berücksichtigt wird. Die bei der
Simulation zu berücksichtigenden
Bildgebungsparameter sind unter anderem Repetitionszeit TR, Echozeit TE, Anregungswinkel,
Refokussierungswinkel, Existenz von Magnetisierungstransferpulsen, Existenz
von Fettsättigungspulsen,
Inversionszeiten, Verwendung von Kontrastmittel, Schichtdicke, Schichtabstand,
Echozuglänge
oder die Variation des Refokussierungswinkels. Die Echozuglänge gibt beispielsweise
an, wie viel Echos bei einer Anregung als Signal ausgelesen werden.
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Ein
wichtiger Faktor, der bei der MR-Simulationsrechnung berücksichtigt
wird, ist der Sequenztyp, d. h. ob es sich um eine Spinecho- oder
schnelle Spinechosequenz handelt, eine Gradientenechosequenz oder
die verschiedenen bekannten Unterformen bzw. Abwandlungen. Weiterhin
werden sequenzspezifische Parameter wie Repetitionszeit TR, Echozeit
TE, Anregungs- und Refokussierungswinkel etc. berücksichtigt.
Weiterhin können
Parameter wie die räumliche
Auflösung
und Größen wie
beispielsweise die Messfeldgröße (Field
of View), die Matrixgröße oder
die Tatsache der Verwendung von speziellen Aufnahmetechniken wie
beispielsweise die Verwendung partieller Fourier-Räume, die
Mittelung mehrere Messungen, eine Überabtastung zur Vermeidung
von Einfaltungen von außerhalb
des Gesichtsfeld liegenden Geweben, die Verwendung von asymmetrischen
Matrizen oder Messfeldern, die Bandbreite oder verwendete Bildfilter
berücksichtigt werden.
Ein weiterer Faktor, der bei der Simulation berücksichtigt werden kann, ist
die Tatsache, ob alternative k-Raum Trajektorien wie beispielsweise eine
radialsymmetrische k-Raum-Auslesung bei der Signalaufnahme verwendet
werden sollen. Ebenso kann der PAT-Faktor festgelegt werden, der vorgibt, in
welchem Ausmaß eine
Information über
die räumlichen
Positionen der Kernspinsignale innerhalb des untersuchten Bereichs
berücksichtigt
werden soll, durch Detektion der räumlichen Verteilung der Oberflächenspulen,
die zur Signaldetektion verwendet werden. Hiermit wird Messzeit
gespart, weil man die räumliche
Information ansonsten über
zusätzliche Phasenkodierungen
ermitteln müsste.
Eine Reduktion von Messzeit bei gleicher räumlicher Auflösung ist immer
mit einem SNR-Verlust verbunden, und die schnelle Simulation soll
dem Benutzer darüber
Aufschluss geben, ob seine reale Messung zu Bildern führt, die
die Kriterien der Diagnostizierbarkeit erfüllen.
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Die
anatomische Information, die zur Simulation des MR-Bildes notwendig
ist, kann auf verschiedene Weise bestimmt werden. Erstens ist eine
manuelle Auswahl durch den Benutzer möglich, indem der Benutzer beispielsweise
auf von der Untersuchungsperson erzeugten Übersichtsbildern die Lage eines aufzunehmenden
MR-Bildes festlegt, von der ein MR-Bild simuliert werden soll, bevor
eine Messung durchgeführt
wird. Weiterhin kann allein aus dem Namen des Messprogramms automatisch
auf die Lage geschlossen werden, da beispielsweise in verschiedenen
anatomischen Regionen vorbestimmten Messlagen vorgeschrieben werden
oder besonders häufig
verwendet werden. Dies bedeutet, dass in Kenntnis der ausgewählten Anatomie
die wahrscheinlichste Lage der Bildebene automatisch ausgewählt wird,
die üblicherweise
bei der ausgewählten Anatomie
verwendet wird. Grundlage für
die Erstellung des simulierten MR-Bildes kann einen Datensatz bilden,
der standardisiert in Abhängigkeit
von der anatomischen Information die Signalanteile festlegt bzw.
bestimmt, die einen Anteil am Gesamtsignal haben, wobei das Gesamtsignal
das simulierte MR-Bild ist. Die Signalanteile können beispielsweise die Protonendichte,
T1-Zeit,
T2-Zeit, Diffusion, Perfusion, Fluss, Magnetisierungstransfer
oder Suszeptibilität
sein. Diese verschiedenen Signalanteile liegen für die typischen anatomischen
Strukturen wie Kopf, Hals, Herz, Leber, Niere, Pankreas, Uterus,
Prostata und die Skelettmuskulatur wie Schulter, Ellbogen, Handgelenk,
Hüftgelenk,
Kniegelenk, Sprunggelenk, vor. Ebenso kann ein oder mehrere von
der Untersuchungsperson bisher aufgenommene MR-Bilder verwendet
werden. Diese aufgenommenen MR-Bilder können mit
dem Datensatz verglichen werden, wobei eine Bildebene für die Position
des zu simulierenden MR-Bildes anhand des Vergleichs gewählt wird.
Diese bisher aufgenommenen MR-Bilder können Übersichtsaufnahmen oder speziell
auf diese Fragestellung zugeschnittene Messungen sein. Weiterhin
können
die Messung auch verwendet werden, um eine Information über das
Signal-zu-Rausch-Verhältnis
zu erlangen, welches zur Si mulation des MR-Bildes verwendet wird.
Dieses Signal-zu-Rausch-Verhältnis kann
auch örtlich
im Bild variieren. Durch Untersuchung von bisher aufgenommenen MR-Bildern
der Untersuchungsperson können
nun diese örtlichen Variationen
bei einer Simulation des MR-Bildes bei der Verwendung der Signal-zu-Rausch-Information berücksichtigt
werden.
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Zur
besseren Übereinstimmung
der automatisch vorgeschlagenen simulierten Bildebene und der dann
von der Untersuchungsperson ausgewählten Bildebene könne die
bisher verwendeten MR-Aufnahmen,
wie beispielsweise Übersichtsaufnahmen, verwendet
werden, wobei diese mit dem vorgegebenen Datensatz verglichen werden,
um die Bildebene für
die Position des zu simulierenden MR-Bildes anhand des Vergleichs
zu wählen.
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Die
Erfindung betrifft weiterhin ein System zur Simulation eines MR-Bildes
mit einer Auswahleinheit zur Bestimmung der Bildgebungsparameter, einer
Einheit zur Bestimmung der anatomischen Information und einer Einheit
zur Bestimmung einer Signal-zu-Rausch-Information der MR-Anlage.
Eine Simulationseinheit simuliert das MR-Bild unter Berücksichtigung
der Bildgebungssequenz und den damit verbundenen Bildgebungsparametern,
der bestimmten anatomischen Information und der bestimmten Signal-zu-Rausch-Information,
wobei eine Anzeige das simulierte MR-Bild darstellt.
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Die
Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden
Zeichnungen näher
erläutert.
Hierbei zeigt:
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1 schematisch
eine MR-Anlage mit einem System zur Bildsimulation, und
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2 ein
Flussdiagramm zur Simulation eines MR-Bildes gemäß der Erfindung.
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In 1 ist
schematisch eine MR-Anlage dargestellt mit der ein MR-Bild in Echtzeit
unter Berücksichtigung
von sequenz-, anatomie- und anlagespezifischen Informationen berechnet
wer den kann. Die MR-Anlage weist einen Magneten 10 zur Erzeugung
eines Polarisationsfeldes B0 auf, wobei eine
Untersuchungsperson 11, die auf einer Patientenliege 12 liegt
in das Innere des Magneten transportiert werden kann. Die grundlegende
Funktionsweise einer MR-Anlage zur Detektion von MR-Signalen über Einstrahlen
von HF-Pulsen und Schalten von Magnetfeldgradienten ist dem Fachmann
bekannt und wird nicht weiter im Detail beschrieben.
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Die
MR-Anlage weist eine zentrale Steuereinheit 100, die zur
Erzeugung der MR-Bilder und zur Erzeugung der simulierten MR-Bilder verwendet wird.
Die zentrale Steuereinheit weist eine Bilderzeugungseinheit 110 auf,
mit der eine Bildgebungssequenz aufgerufen wird, die die Abfolge
der HF-Pulse und Gradientenschaltungen festlegt. Über eine
nicht gezeigte Eingabeeinheit können
Bildgebungsparameter eingestellt werden, die dann der Bilderzeugungseinheit
zugeführt
werden. Eine Bedienperson kann Bildgebungsparameter wie Echozeit,
Repetitionszeit, Anregungswinkel, etc. einstellen. Diese Bildgebungsparameter
werden an eine Simulationseinheit 120 übergeben, die eine Simulationsrechnung durchführt um ein
simuliertes MR-Bild
zu errechnen, das auf einer Anzeigeeinheit 130 der Bedienperson dargestellt
werden kann. Die für
die Simulationsrechnung notwendigen Daten können in einer Speichereinheit 140 abgelegt
sein. In diesem Datensatz sind für
verschiedene anatomische Regionen die Signalanteile abgelegt, die
einen Anteil zum Gesamtsignal haben können. Signalanteile im Sinne
der vorliegenden Erfindung sind beispielsweise die Protonendichte,
d. h. der Einfluss der Protonendichte auf das simulierte MR-Bild,
die T1-Zeit bzw. der Einfluss der T1-Zeit auf das simulierte Bild, die T2-Zeit, die Diffusion, die Perfusion, der
Fluss im MR-Bild, der Magnetisierungstransfer und die Suszeptibilität. Weiterhin können in
der Speichereinheit für
die unterschiedlichen anatomischen Regionen Bildebenen gespeichert
sein, die üblicherweise
verwendet werden, um ein Bild der ausgewählten anatomischen Region zu erstellen.
Bei der Erstellung eines MR-Bildes des Kopfes ist es beispielsweise üblich, eine
transversale Schnittebene über
der Höhe der
Augen festzulegen, in der die weiße Hirnmasse, die graue Hirnmasse und
der Liquor enthalten sind. Diese vorgegebenen Schnittebenen können in
der Speichereinheit 140 gespeichert sein und als Schnittebene
vorgeschlagen werden für
ein MR-Bild, wenn
die anatomische Region, die untersucht werden soll, bekannt ist.
Die vorgeschlagene Schnittbildebene für die Simulation entspricht
mit einer größeren Wahrscheinlichkeit
der später
zu messenden Ebene, wenn aktuell von der Bedienperson aufgenommene Übersichts-MR-Bilder verwendet
werden und mit dem abgelegten Datensatz verglichen werden, wobei
die üblichen
Bildebenen dann an die jeweilige Untersuchungsperson angepasst werden
können.
Weiterhin ist eine Signal-zu-Rausch-Informationseinheit 150 vorgesehen, die
eine Signal-zu-Rausch-Information
wie das Signal-zu-Rausch-Verhältnis
der aktuellen MR-Anlage extrahiert und an die Simulationseinheit 120 übergibt, die
die Signal-zu-Rausch-Verhältnisse
bei der Berechnung des Simulationsbildes berücksichtigt. Aktuelle Signal-zu-Rausch-Werte
können
beispielsweise aus den Übersichtsaufnahmen
entnommen werden und können
bei der Simulationsrechnung berücksichtigt
werden, indem die zu erwartenden Signal-zu-Rausch-Werte von bisherigen
Messungen an der Untersuchungsperson übernommen werden. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis kann
sich weiterhin über
die Bildebene ändern.
Diese Information kann ebenso dem zu simulierenden Bild künstlich überlagert
werden, wodurch ein realistischer Eindruck des Kontrastes noch vor
der tatsächlichen
Messung erreicht wird. Eine Anatomieinformationseinheit 160 bestimmt
die Lage des zu simulierenden Bildes und gibt diese Information
an die Simulationseinheit 120 wieder. Die Bildebene kann
entweder vom Benutzer manuell gewählt werden, oder die Bildebene
kann unter Kenntnis der verwendeten Empfangsspule automatisch vorgeschlagen
werden. Weiterhin kann diese Information auch dem Namen des Messprogramms
entnommen werden, aus dem die Bildgebungssequenz ausgewählt wurde,
die simuliert werden soll. Die in 1 gezeigten
Einheiten 110–160 müssen nicht
als separate Einheiten ausgebildet sein, sie können auch in weniger Einheiten
oder nur einer zentralen Steuereinheit integriert sein.
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In 2 sind
die Schritte zur Erzeugung des simulierten MR-Bildes in einem Flussdiagramm dargestellt.
Nach dem Start des Verfahrens in Schritt 20 werden in Schritt 21 die
Bildgebungsparameter für die
Bildgebungssequenz festgelegt, die bei der Signalaufnahme verwendet
werden soll. Durch die Auswahl einer Bildgebungssequenz ergibt sich
die Anzahl der möglichen
Bildgebungsparameter, die festgelegt werden muss, um eine Simulation
der Signale der Bildgebungssequenz durchführen zu können. Diese Bildgebungsparameter
werden üblicherweise von
der Bedienperson ausgewählt,
die testen will, welchen Kontrast das zu erwartende MR-Bild hat. Neben
der Auswahl der Bildgebungsparameter erfolgt in Schritt 22 die
Auswahl der Anatomie. Die anatomische Region kann hierbei vom Benutzer
manuell direkt ausgewählt
werden, indem der Benutzer beispielsweise auf Übersichtsbildern genau eine
Bildebene festlegt. Ebenso ist es möglich, dass anhand der gewählten Empfangsspule
oder anhand des ausgewählten
Messprogramms automatisch eine Bildebene vorgeschlagen wird, die
der in dieser anatomischen Region üblicherweise ausgewählten Bildebene
entspricht.
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In
Schritt 23 wird weiterhin das Signal-zu-Rausch-Verhältnis der
MR-Anlage detektiert, wobei hierbei wie oben erwähnt Signal-zu-Rausch-Werte
aus vorhergehenden Übersichtsmessungen
berücksichtigt
werden können. Weiterhin
gehen bei der Bestimmung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses
auch protokollbedingte Parameter der räumlichen Auflösung ein,
wie zum Beispiel Messfeldgröße, Matrixgröße, Überabtastung,
partielle Fourier-Räume, Mittelungen,
asymmetrische Matrizen oder asymmetrische Messfelder, verwendete
Bandbreiten und/oder verwendete Bildfilter. Mit den in Schritt 21 bis
Schritt 23 extrahierten Informationen kann nun in Schritt 24 ein
MR-Bild simuliert werden. Dies erfolgt möglichst zeitnah, d. h. in Echtzeit,
so dass eine Bedienperson bei Einstellung von verschiedenen Bildgebungsparametern
eine kurze Zeit später
sofort eine Information über
das Ergebnis hat, wenn in Schritt 25 das simulierte MR-Bild
dargestellt wurde. Wenn in dem dargestellten simulierten MR-Bild
zu erkennen ist, dass der simulierte Kontrast nicht das gewünschte Ergebnis
liefert, so kann auf die Durchführung
der Testmessung verzichtet werden, was zu einer Zeit- und Kostenersparnis
führt. Das
Verfahren endet in Schritt 26.