DE102009055961A1

DE102009055961A1 - Verfahren zur Erfassung von einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechender Signaldaten mittels Magnetresonanz

Info

Publication number: DE102009055961A1
Application number: DE102009055961A
Authority: DE
Inventors: Alto Stemmer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2009-11-27
Filing date: 2009-11-27
Publication date: 2011-06-01
Anticipated expiration: 2029-11-28
Also published as: CN102078196B; CN102078196A; US8489174B2; US20110152668A1; DE102009055961B4

Abstract

Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Erfassung von einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechender Signaldaten mittels Magnetresonanz (MR) umfasst daher folgende Schritte: a) Laden eines ersten und eines zweiten Datensatzes, welche beiden Datensätze jeweils auf Messdaten in Form von komplexen k-Raum-Daten beruhen, die mit einer Navigatorsequenz aus einem gemeinsamen Anregungsvolumen von dem Untersuchungsobjekt akquiriert wurden, b) Verarbeiten des ersten und des zweiten Datensatzes derart, dass eine Phasendifferenz einer Phase des ersten Datensatzes und einer Phase des zweiten Datensatzes oder ein dieser Phasendifferenz proportionaler Wert als Ergebnis erhalten wird, c) Speichern des Ergebnisses aus Schritt b) zusammen mit einem Zeitwert, der von einem Zeitpunkt der Akquisition der Messdaten, auf denen der erste Datensatz beruht, und/oder einem Zeitpunkt der Akquisition der Messdaten, auf denen der zweite Datensatz beruht, abhängt, d) Wiederholen der Schritte a) bis c) solange bis eine Reihe an Ergebnissen gespeichert wurde, die eine interessierende Atembewegung abbildet, wobei bei jeder Wiederholung mindestens einer der beiden in Schritt a) geladenen Datensätze zu einem anderen Zeitpunkt akquiriert wurde als die beiden davor zuletzt in Schritt a) geladenen Datensätze.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erfassung von einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechender Signaldaten mittels Magnetresonanz und ein Computerprogramm zur Implementierung des Verfahrens.
Die Magnetresonanztechnik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der z. B. Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird bei einer MR-Untersuchung, einer bzw. mehrerer MR-Messungen, das Untersuchungsobjekt in einem MR-Gerät in einem vergleichsweise starken statischen, meist homogenen Grundmagnetfeld (Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr) positioniert, so dass sich dessen Kernspins (kurz: Spins) entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zum Auslösen von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen gemessen und auf deren Basis z. B. MR-Bilder rekonstruiert. Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische Gradientenfelder überlagert. Die aufgezeichneten Messdaten werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte in einer k-Raum-Matrix abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist mittels einer mehrdimensionalen Fourier-Transformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar.
Die Atembewegung eines Patienten, der mittels MR untersucht werden soll, kann in der Magnetresonanzbildgebung (engl. „magnetic resonance imaging” – MRI) vor allem bei einer Untersuchung der Organe des Thorax und des Abdomen, also von durch die Atembewegung des Patienten beeinflussten Untersuchungsgebieten, zu sogenannten Geistern (engl. „ghosting”), zu Unschärfe (engl. „blurring”) und/oder zu Intensitätsverlust in den erzeugten Bildern, sowie zu Registrierungsfehlern zwischen erzeugten Bildern führen. Diese Artefakte können eine Befundung auf Basis dieser Bilder z. B. durch einen Arzt erschweren, und können dazu führen, dass z. B. Läsionen übersehen werden.
Es existieren bereits zahlreiche Techniken, um aus einer Atembewegung resultierende Artefakte zu reduzieren. Beispielsweise die sogenannte Atemtriggerung und das sogenannte Atemgating beschreiben zwei Klassen von Methoden, die kompatibel mit einer Vielzahl von bei MR-Untersuchungen eingesetzten z. B. bildgebenden oder spektroskopischen Sequenzen sind, bei denen die erreichbare Auflösung nicht prinzipiell beschränkt ist, und die ohne oder wenigstens mit vergleichweise geringer Patienten-Kooperation auskommen.
Unter Atemgating wird hier eine MR-Messung verstanden, während der die Atmung des Patienten erfasst wird und den akquirierten Messdaten zugeordnet wird, wobei aber die Wiederholrate der MR-Messung (insbesondere deren TR, also die Zeit zwischen der sukzessiven Anregung einer Schicht) unabhängig von der Atmung des Patienten ist. Die Wiederholrate ist vielmehr durch einen Parameter gesteuert oder auch durch ein weiteres anderes physiologisches Signal, z. B. ein EKG. Die Ateminformation wird dann z. B. dazu genutzt, einzelne gemessene Messdaten(pakete), die z. B. während starker Atembewegung akquiriert wurden, wiederholt zu akquirieren bis sie in einer ruhigeren Phase der Atmung erfasst wurden. Eine andere Nutzung der Ateminformation kann darin liegen, vorausschauend besonders bewegungsempfindliche oder den Bildeindruck bestimmende k-Raum-Zeilen in einer ausgezeichneten (ruhigen) Atemphase oder einer dieser korrespondierender Diaphragma-Position zu akquirieren (sogenanntes „ROPE-respiratory ordered phase encoding”).
Unter Atemtriggerung wird hier eine Technik verstanden, die eine, z. B. bildgebende, MR-Messung mit der Atmung des frei atmenden Patienten synchronisiert, und versucht, festgelegte Pakete von Messdaten nur während einer ausgezeichneten Phase des Atemzyklus zu akquirieren. Die ausgezeichnete Phase ist zumeist die relativ ruhige Phase des Atemzyklus am Ende der Exspiration (engl. „end expiration”). Die Aufnahme der Messdaten wird also durch die Phase des Atemzyklus getriggert. Wird hierbei eine bestimmte Schicht nur einmal pro Trigger angeregt, so ist die effektive Wiederholrate (TR) der Messsequenz ein ganzzahliges Vielfaches (v = 1...k) des mittleren Atemzyklus des Patienten.
Vorraussetzung für Atemtriggerung und Atemgating ist die Erfassung der Atmung des Patienten als physiologisches Signal während der Messung. Die Erfassung der Atmung kann dabei z. B. mit einem pneumatischen Sensor geschehen. Eine andere, bekannte Möglichkeit, besteht darin die Atmung des Patienten mit MR-Signalen sogenannter Navigatorsequenzen, zu detektieren. Eine Navigatorsequenz ist in der Regel eine kurze Sequenz die z. B. MR-Signale vom Diaphragma (Zwerchfell) akquiriert, aus denen z. B. die Diaphragmaposition des Patienten zum Zeitpunkt der Akquisition extrahiert werden kann. Die Navigator-Sequenz wird dabei z. B. mit einer bildgebenden Sequenz, die die für die MR-Untersuchung gewünschten Messdaten für eine Bildaufnahme akquiriert, verschachtelt. Die mit Hilfe der Navigatorsequenzen ermittelte Diaphragmaposition liefert hierbei das Eingangssignal für einen verwendeten Trigger- bzw. Gating-Algorithmus.
Derartige Navigatorsequenzen haben gegenüber externen Sensoren wie pneumatischen Sensoren zur Erfassung der Atmung ökonomische Vorteile, da keine zusätzliche Hardware gebraucht wird. Des Weiteren wird die Verwendung von Navigatorsequenzen von Anwendern, in der Regel, als einfacher bzw. als weniger aufwendig empfunden im Vergleich mit der Verwendung eines externen Atemsensors wie einem pneumatischen Sensor. Ein solcher externer Sensor erfordert nämlich ein Justieren auf dem Patienten während der Messvorbereitung. Ein derartiges Justieren entfällt bei Navigatorsequenzen.
Navigatorsequenzen im Zusammenhang mit Atemgating und Atemtriggerung finden breite Anwendung z. B. in der Herz-Bildgebung. Hier akquiriert die Navigatorsequenz in der Regel Signale von der Leberkuppe, während die bildgebende Sequenz Signale vom Herzen akquiriert.
Der Grund für die Positionierung der Navigatorsequenz auf der Leberkuppe ist die dort wegen des starken Signalunterschiedes beim Übergang von Leber zu Lunge robust mögliche Detektierung der Diaphragmakante. Allerdings ergibt sich hierbei eine Schwierigkeit bei modernen sogenannten „Short-Bore-Systemen”. Diese besitzen ein kürzeres z-FOV (FOV: Gesichtsfeld, engl. „field of view”) als klassische MR-Systeme. Das z-FOV ist die Ausdehnung des kugel- bzw. zylinderförmigen Volumens im Inneren des Hauptmagneten des MR-Systems in axialer Richtung, d. h. entlang der Achse des Magneten, in dem das Grundmagnetfeld B0 eine spezifizierte Homogenität hat, welche zur Bildgebung hinreichend ist. „Short-Bore-Systeme” haben somit beispielsweise ein zu kurzes z-FOV, um z. B. bei großen Patienten und/oder bei einer gewünschten Bildgebung im unteren Abdomen oder Pelvis (Becken) sowohl Navigatorsequenzen als auch die bildgebenden Schichten innerhalb dieses Homogenitätsbereiches FOV zu positionieren.
In einer Reihe von Methoden, die das physiologische Atemsignal eines Patienten von der Bewegung des Diaphragmas ableiten wird in der Regel ein eindimensionales MR-Signal unter einem in Fuss-Kopf Richtung orientierten Auslesegradienten akquiriert. Die einzelnen Methoden unterscheiden sich in der Anregung, wobei es gewöhnlich ein Ziel der Anregung ist, statische Strukturen, z. B. den Brustkorb, nicht mit anzuregen, da statischen Strukturen bewegte Strukturen in den aus dem eindimensionalen Navigatorsignal rekonstruierten „Navigatorbildern” überlagern, was eine Detektion der Diaphragmabewegung erschweren würde.
In dem Artikel „Spin-Echo M-Mode NMR Imaging" von Tetsuya Matsuda et. al., erschienen in der Zeitschrift „Magnetic Resonance Imaging 27, 238–246 (1992), wird beschrieben wie eine derartige Anregung mit einer Spin-Echo Sequenz erreicht werden kann, deren Anregungsschicht gegenüber der Refokussierschicht gekippt ist. Nur Spins, die in der Schnittfläche der beiden Schichten lokalisiert sind, werden so refokussiert und formieren ein Spin-Echo, das unter dem Auslesegradienten erfasst wird. Ein Nachteil dieser Methode ist die Sättigung der Magnetisierung in den beiden Ebenen.
Eine zweite, in dem Artikel "Rapid NMR Cardiography with a Half-Echo M-Mode Method" von C. Hardy, J. Pearlman, J. Moore, P. Roemer und H. Cline; J. Comput. Assist. Tomogr. 15, 868 (1991) beschriebene Methode verwendet in einer Gradientenecho-Navigatorsequenz einen sogenannten 2D-RF-Puls zur Anregung, der ein zylinderförmiges Anregungsprofil besitzt. Dies löst das Sättigungsproblem der oben erwähnten Methode. Jedoch ist diese Art der Anregung nicht besonders robust und damit für einen klinischen Einsatz höchstens bedingt geeignet.
Im Stand der Technik sind auch Methoden bekannt, die das physiologische Signal nicht von der Position des Diaphragmas ableiten.
Beispielsweise in der US 4,761,613 wird unter jedem Auslese-Vorphasiergradienten einer Spin-Echo-Sequenz ein zusätzliches Signal mit konstanten Phasenkodiermoment akquiriert. Diese sogenannten Monitorechos werden anschließend mit einem Refrenz-Monitorecho verglichen und aus dem Vergleich entschieden, ob die während des darauffolgenden Spin-Echos akquirierten bildgebenden Daten zur Bildrekonstruktion verwendet werden oder nicht.
In den Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14 (2006), p2977 ist eine Gradientenechosequenz beschrieben, bei der das Navigatorsignal in einem 20 us langen Zeitfenster ohne Gradientenschaltung zwischen dem Schichtrefokussiergradienten und den verzögert geschalteten Phasenkodiergradienten (bzw. Auslesevorphasiergradienten) akquiriert wird. Der Betrag des Navigatorsignals von der Komponentenspule mit maximalem Signal bildet einen Signalpunkt. Die Serie von Signalpunkten die mittels einer Serie von derartigen Navigatoren erhalten wird, wird anschließend Tiefpass gefiltert und als Eingangssignal für einen Atemgating-Algorithmus verwendet. Ein Nachteil dieser Methode ist es, dass die minimale Echozeit der Sequenz durch die zeitliche Trennung des Schichtrefokussier- und der Phasekodiergradienten (bzw. des Auslesevorphasiergradienten) verlängert wird. Weiterhin nachteilig ist es, dass als Navigatorsignal eine Projektion des kompletten Anregungsvolumens verwendet wird. Dies kann nämlich, bei Vorhandensein von räumlich nicht konstanten B0-Inhomogenitäten, zu einer Dephasierung des Signals führen. Des Weiteren ist das Verfahren, wie alle sogenannten „Self-gated” oder „Self-navigated” Verfahren, bei denen nach einem Anregungspuls sowohl Navigatordaten als auch Bilddaten akquiriert werden, nicht kompatibel mit der Atemtriggerung.
Eine ähnliche Auswertung eines akquirierten Navigatorsignals durch digitale Filterung wird auch in der US 4,961,426 beschrieben. Dort werden die Navigatordaten jedoch entweder unter einem zweiten Auslesegradienten nach der Akquisition der Bilddaten und nach einem Zurückdrehen des Phasenkodiermomentes akquiriert, oder Bilddaten und Navigatordaten werden verschachtelt nach je einer eigenen Anregung akquiriert.
In dem Artikel „Extraction of Cardiac and Respiratory Motion Cycles by Use of Projection Data and Its Applications to NMR Imaging" von W. S. Kim et. al.; Magnetic Resonance in Medicine 13, 25–37 (1990); wird beschrieben wie als physiologisches, mit der Atmung korreliertes Signal die Bewegung des Brustkorbs aus Projektionsdaten extrahiert werden kann. Die Projektionsdaten werden dabei zwischen Anregungspuls und Refokussierungspuls der bilgebenden Spin-Echo Sequenz akquiriert.
Atemgating- und Atemtrigger-Methoden werden nicht nur für bildgebende oder spektroskopische MR-Untersuchungen des Herzens eingesetzt, sondern beispielsweise auch für MR-Untersuchungen des Abdomen oder Pelvis. Eine Erfassung der Atembewegung mittels Navigatorsequenzen im Abdomen und Pelvis ist jedoch hier im Gegensatz zu MR-Untersuchungen des Herzens ungleich schwieriger, dann ein Anregungsvolumen für die Navigatorsequenzen und ein Untersuchungsvolumen für die MR-Untersuchung beide im Bereich des Abdomens liegen und auch zusammen fallen können.
Um Störungen, wie z. B. Sättigungsstreifen in anatomischen Bildern einer atemgetriggerten bildgebenden MR-Untersuchung, als Folge der auch auf das Untersuchungsvolumen wirkenden Navigatoranregung zu verringern, darf ein Anregungspuls der Navigatorsequenz nur einen kleinen Flipwinkel der angeregten Spins erzeugen, sodass z. B. nur eine geringe Sättigung der Magnetisierung eintritt. Ein Signal, das mit einem derartig kleinen Flipwinkel erzeugt wird, hat jedoch ein schlechtes Signal-Rausch-Verhältnis (SNR, engl. „signal to noise ratio”). Des Weiteren schließt die Bedingung kleiner Flipwinkel Spin-Echo-Techniken aus.
Nicht nur die Navigatoranregung kann einen störenden Einfluss auf die Anregung der atemgetriggerten MR-Untersuchung haben sondern auch umgekehrt. So kann beispielsweise eine Auswertung der erzeugten Navigatordaten durch Einflüsse der atemgetriggerten MR-Untersuchung erschwert werden. z. B. durch eine verwendete bildgebende Sequenz können auch Sättigungsstreifen im sogenannten Navigatorbild erzeugt werden, deren Position sich z. B. bei einer verschachtelten (engl. „interleaved”) Mehrschichtmessung räumlich ändert und deren Intensität zeitlich abklingt. In der Serie der Navigatorbilder, in der die akquirierten Navigatordaten dargestellt sind, sind die Sättigungsstreifen Strukturen, die sich zeitlich ändern. Diese müssenn von denjenigen Strukturen unterschieden werden, deren zeitliche Änderung Folge der zu detektierenden Atembewegung ist (z. B. Strukturen der Diaphragmakante).
Es besteht weiter Bedarf an Methoden, um Daten zu gewinnen, die die Atembewegung eines Patienten abbilden, und die für Atemgating- und Atemtriggertechniken verwendet werden können.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein Verfahren, und ein Computerprogramm, mit welchen ein einer Atembewegung eines zu untersuchenden Untersuchungsobjektes entsprechendes Signal sicher gewonnen werden kann und welche auf allen gängigen MR-Geräten anwendbar sind, wobei das gewonnene Signal für eine Atemtriggerung oder ein Atemgating einer MR-Untersuchung verwendet werden kann.
Die Aufgabe wird jeweils gelöst durch ein Verfahren nach Anspruch 1 und ein Computerprogramm nach Anspruch 18.
Der Erfindung liegen folgende Überlegungen zu Grunde. Die Atmung eines mittels MR zu untersuchenden Patienten induziert eine zeitliche Variation des Hauptmagnetfeldes (B0-Feld), des für die Untersuchung verwendeten MR-Geräts. Damit wird ebenfalls eine zeitliche Variation der Resonanzfrequenz induziert.
Ein von einer Empfangsspule des MR-Geräts empfangenes zuvor mittels des MR-Geräts in dem Patienten erzeugtes Signal ist proportional zur transversalen Magnetisierung M(t).
Aus den Bloch Gleichungen folgt, dass die transversale Magnetisierung M(t) einer angeregten Schicht („slice”) unter Vernachlässigung des T2 Zerfalls wie folgt geschrieben werden kann:
wobei m(x →) die Verteilung der Magnetisierung in der Schicht und ω(x →, t) die zeitabhängige Abweichung von der Resonanzfrequenz am Ort x → beschreibt: ω(x →, t) = γ(x →G →(x →, t) + ΔB₀ ^Breathing(x →, t) + ΔB₀ ^Other(x →_, t)).
Dabei ist γ das gyromagnetische Verhältnis, G →(x →, t) steht für ΔB₀ ^Breathing(x →, t) die geschalteten Gradientenfelder, ΔB₀ ^Breathing(x →, t) für die Abweichung vom B0-Feld in Folge der Atmung und ΔB₀ ^Other(x →, t) für zusätzliche Abweichungen vom B0-Feld, die andere Ursachen haben.
Ist eine Echozeit einer Navigatorsequenz, also die Zeit zwischen der Anregung eines Signals und der Zeit eines erzeugten Echos kurz gegenüber einer typischen Zeitkonstanten einer Atembewegung (ein menschlicher Atemzyklus beträgt z. B. etwa 4–6 Sekunden), kann mit guter Näherung angenommen werden, dass die durch die Atembewegung induzierte Abweichung vom B0-Feld in diesem Zeitintervall konstant ist. Beispielsweise Gradientenechotechniken in der Magnetresonanz zeichnen sich durch kurze Echozeiten aus. Bei einer MR-Untersuchung mittels einer Gradientenechotechnik hat die durch die Atembewegung induzierte Fluktuation des B0-Feldes also zur Folge, dass Spins am Ort x → eine zusätzliche Phase akkumulieren, die proportional zur Abweichung vom B0-Feld am Ort x → ist, und linear mit der Zeit seit der Anregung anwächst. Sei zusätzlich vereinfachend angenommen, dass die durch Atembewegung induzierte Abweichung vom B0-Feld in einer Richtung senkrecht zur Ausleserichtung über eine angeregte Schicht konstant ist, gilt: ΔB₀ ^Breathing(x →, t) = ΔB₀ ^Breathing(x, t_n). (1)
Als Folge der Atembewegung enthalten somit akquirierte Messdaten eines MR-Signals nach einer Fouriertransformation in Ausleserichtung eine extra Phase, die proportional zur Stärke der Abweichung vom B0-Feld zum Zeitpunkt der Navigatorsequenz, mit der die Messdaten akquiriert wurden, ist und linear mit der Echozeit TE ansteigt: Δφ_n,j(x) = γΔB₀(x, t_n)TE_j. (2)
Dabei indiziert n die Navigatorsequenz und j einen Echoindex. TE_j ist die Echozeit eines j-ten Gradientenechos der Navigatorsequenz, t_n eine Zeit, die der n-ten Navigatorsequenz zugeordnet ist.
Ein erfindungsgemäße Verfahren zur Erfassung von einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechender Signaldaten mittels Magnetresonanz (MR) umfasst daher folgende Schritte:

a) Laden eines ersten und eines zweiten Datensatzes, welche beiden Datensätze jeweils auf Messdaten in Form von komplexen k-Raum-Daten beruhen, die mit einer Navigatorsequenz aus einem gemeinsamen Anregungsvolumen von dem Untersuchungsobjekt akquiriert wurden,
b) Verarbeiten des ersten und des zweiten Datensatzes derart, dass eine Phasendifferenz einer Phase des ersten Datensatzes und einer Phase des zweiten Datensatzes oder ein dieser Phasendifferenz proportionaler Wert als Ergebnis erhalten wird,
c) Speichern des Ergebnisses aus Schritt b) zusammen mit einem Zeitwert, der von einem Zeitpunkt der Akquisition der Messdaten, auf denen der erste Datensatz beruht, und/oder einem Zeitpunkt der Akquisition der Messdaten, auf denen der zweite Datensatz beruht, abhängt,
d) Wiederholen der Schritte a) bis c) solange bis eine Reihe an Ergebnissen gespeichert wurde, die eine interessierenden Atembewegung abbildet, wobei bei jeder Wiederholung mindestens einer der beiden in Schritt a) geladenen Datensätze zu einem anderen Zeitpunkt akquiriert wurde als die beiden davor zuletzt in Schritt a) geladenen Datensätze.

Wie oben bereits beschrieben, kann auf diese Weise eine Reihe an Ergebnissen erhalten werden, die einer Atembewegung entspricht, die bei der Akquisition der jeweiligen Datensätze vorlag. Dazu ist es nicht erforderlich, dass die Datensätze Daten aus einem Bereich des Untersuchungsobjektes enthalten, in dem das Diaphragma des Patienten liegt. Vielmehr ist der Ort im Untersuchungsbereich, von welchem die den Datensätzen zugrunde liegenden MR-Signale stammen, in einem weiten von der Atembewegung beeinflussten Bereich des Untersuchungsobjektes wählbar. Beispielsweise muss der Bereich insbesondere nicht das Diaphragma des Patienten enthalten. Lediglich eine Positionierung in Bereichen, die zusätzlich durch andere periodische Bewegungen beeinflusst werden, wie z. B. in der Nähe des Herzens, können Störungen auftreten.
In einer Ausführungsform können die Ergebnisse aus obigem Schritt b) als einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechende Signaldaten mit einer Triggerbedingung verglichen werden, wobei bei Erfüllt sein der Triggerbedingung eine Akquisition von Messdaten für eine bildgebende oder spektroskopische MR-Untersuchung eines zu untersuchenden Volumens ausgelöst wird. Das erfindungsgemäße Verfahren kann so für eine Atemtriggerung einer MR-Untersuchung eingesetzt werden. Dabei wird ein mittels der MR-Untersuchung zu untersuchendes Volumen des Untersuchungsobjekts von einer Bedienperson vorgegeben. In einer Ausführungsform kann nun ein Anregungsvolumen für eine Navigatorsequenz zur Akquisition von ersten und zweiten Datensätzen automatisch in Abhängigkeit von dem zu untersuchenden Volumen gesetzt werden. Die Bedienung wird somit vereinfacht, da es nicht mehr der Bedienperson obliegt das genannte Anregungsvolumen, z. B. derart zu setzten, dass die Diaphragmakante des Untersuchungsobjekts angeregt wird.
Eine Navigatorsequenz, mit welcher Messdaten akquiriert werden, auf welchen der erste und der zweite Datensatz beruhen, erzeugt z. B. mindestens ein Echo und tastet es für die Akquisition der Messdaten ab. Wird dabei eine Echozeit TE der Navigatorsequenz kurz gegenüber einer Zeitkonstante einer Atembewegung gewählt, so kann mit guter Näherung angenommen werden, dass eine durch die Atembewegung induzierte Abweichung vom B0-Feld in diesem Zeitintervall TE konstant ist. Es gilt also oben angegebene Gleichung (1).
Ein erfindungsgemäßes Computerprogramm implementiert ein oben beschriebenes Verfahren auf einer Recheneinheit, die mit einem Magnetresonanzgerät verbunden ist, wenn es auf der Recheneinheit ausgeführt wird.
Die bezüglich des Verfahrens beschriebenen Vorteile und Ausgestaltungen gelten für das Computerprogramm analog.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Figuren. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:
1 eine schematische Skizze eines MR-Geräts, auf dem das Verfahren durchgeführt werden kann,
2 eine Darstellung einer Navigatorsequenz, die zur Akquisition von Messdaten geeignet ist, aus welchen ein einer Atembewegung entsprechendes Signal berechnet werden kann,
3 eine Darstellung einer weiteren Navigatorsequenz, die zur Akquisition von Messdatensätzen geeignet ist, aus welchen ein einer Atembewegung entsprechendes Signal berechnet werden kann,
4 ein schematisches Ablaufdiagramm einer Verarbeitung eines ersten und eines zweiten Datensatzes zu einem einer Atembewegung entsprechenden Signal,
5 ein schematisches Ablaufdiagramm einer atemgetriggerten MR-Untersuchung,
6 eine schematische Darstellung eines Beispiels einer atemgetriggerten MR-Untersuchung,
7 eine veranschaulichende Darstellung zur Positionierung eines Untersuchungsvolumens für eine MR-Untersuchung und eines Anregungsvolumens einer Navigatorsequenz und
8 eine Möglichkeit einer Anzeige der errechneten Ergebnisse des erfindungsgemäßen Verfahrens.
1 zeigt eine schematische Skizze eines MR-Geräts 1, auf dem das erfindungsgemäße Verfahren durch geführt werden kann. Das MR-Gerät 1 ist anhand seines Hauptmagneten 1.1 und einer Gradienten- und HF-Spuleneinheit 1.2 dargestellt, mit denen in einem zu untersuchenden Untersuchungsobjektes, beispielsweise eines Patienten, Pulssequenzen ausgeführt und so MR-Signale erzeugt und als Messdaten akquiriert werden können.
Weiterhin ist eine Empfangsspuleneinheit 1.3 zur Akquisition der Messdaten dargestellt, welche mindestens eine Empfangsspule umfasst. Weitere Komponenten eines MR-Geräts und deren Wirkungsweise sind bekannt und werden der Übersichtlichkeit halber nicht dargestellt oder näher erläutert.
Ein Patient P ist auf einer Patientenlagerungsvorrichtung 1.4, auf der er in den Untersuchungsbereich des MR-Geräts 1 und wieder aus diesem heraus gefahren werden kann, gelagert.
Ein Atemsignal des Patienten P kann mittels sogenannter Navigatorsequenzen direkt mittels des MR-Geräts 1 detektiert werden, wobei der Patient ohne weitere einschränkende Geräte an seinem Körper auf der Patientenlagerungsvorrichtung 1.4 liegen kann. Dazu werden z. B. mittels der Gradienten- und HF-Spuleneinheit 1.2 MR-Signale erzeugt und mittels der Empfangsspuleneinheit 1.3 als Messdaten akquiriert. Die Gradienten- und HF-Spuleneinheit 1.2 und die Empfangsspuleneinheit 1.3 werden dabei von einer Gradienten- und HF-Spulensteuereinheit 5 gesteuert. Analoges gilt für eine Akquisition von Messdaten für eine bildgebende oder spektroskopische MR-Untersuchung.
Die akquirierten Messdaten werden z. B. in Datensätzen zusammengefasst in einer Speichereinheit 7 gespeichert.
Gespeicherte Datensätze können in eine Recheneinheit 9 geladen und dort verarbeitet werden. Ergebnisse der Verarbeitung und eventuell bei der Verarbeitung anfallende Zwischenergebnisse können wiederum in Speichereinheit 7 gespeichert und wieder abgerufen werden.
Beispielsweise können als Ergebnisse einer Verarbeitung von Datensätzen einer Atembewegung entsprechende Signale erhalten und in der Speichereinheit 7 gespeichert werden.
Derartige Signale können auch von einer Triggereinheit 11 mit einer Triggerbedingung verglichen werden. Bei Erfüllt sein der Triggerbedingung kann die Triggereinheit 11 die Gradienten- und HF-Spulensteuereinheit 5 dazu veranlassen, eine Erzeugung von MR-Signalen und Akquisition entsprechender Messdaten für eine bildgebende oder spektroskopische MR-Untersuchung auszulösen.
Eine Verarbeitung von Datensätzen mittels der Recheneinheit 9 kann auch in einer Umrechnung der akquirierten Messdaten zu Bilddaten oder spektroskopischen Daten bestehen.
Auf der Recheneinheit 9 kann ein Computerprogramm 20 ausgeführt werden, welches ein erfindungsgemäßes Verfahren auf der Recheneinheit 9 implementiert, wenn es auf der Recheneinheit 9 ausgeführt wird.
An einer Anzeige- und Bedieneinheit 17 können z. B. errechnete Bilddaten oder andere Ergebnisse oder Zwischenergebnisse einer Verarbeitung von Messdaten und/oder sonstige die MR-Untersuchung betreffende Daten angezeigt werden. Oder Eingaben von einer das MR-Gerät betreuenden Person gemacht werden, die z. B. eine Art einer gewünschten MR-Untersuchung betreffen.
Die hier gewählte Aufteilung der verschiedenen Einheiten ist nicht als physikalische Aufteilung, sondern rein anschaulich in Sinneinheiten zu verstehen. Alle genannten Einheiten können in einer einzigen physikalischen Einheit zusammengefasst oder auf eine sonstige beliebige Weise aufgeteilt oder auch verschachtelt sein.
2 und 3 zeigen Darstellungen von Navigatorsequenz, die zur Akquisition von Messdaten geeignet sind, aus welchen Messdaten ein einer Atembewegung entsprechendes Signal berechnet werden kann.
3 zeigt eine Navigatorsequenz zur Akquisition von zwei Datensätzen. Es handelt sich bei der dargestellten Navigatorsequenz um eine gespoilte Doppelecho-Gradientenechosequenz.
Im Vergleich zu einer Gradientenechosequenz, die zur Akquisition von Bilddaten eingesetzt wird, fehlt hier der Phasenkodiergradient und der Phasenrefokussiergradient.
Ein Anregungspuls (Zeile „pulse”) wird unter gleichzeitigem Schalten eines Schichtselektionsgradienten G_S (Zeile „G_z”) in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, wobei ein mit dem Anregungspuls erzielter Anregungswinkel wesentlich kleiner gewählt ist, als z. B. in der Bildgebung üblich, um die Magnetisierung nicht zu sättigen.
Der Schichtselektionsgradient G_S sorgt dafür, dass nur in einer über den Schichtselektionsgradienten G_S definierten Schicht des Untersuchungsobjekts eine Anregung der Spins stattfindet.
Nach dem Schichtselektionsgradienten G_S wird ein erster Auslese-Vorphasiergradient G_V1 (Zeile „G_x”) geschaltet, der eine Phase der Spins dephasiert. Anschließend wird die Phase der Spins, die an verschiedenen Orten in Ausleserichtung in Folge des ersten Auslese-Vorphasiergradienten G_V1 unterschiedliche Phase akkumuliert haben, durch Schalten eines ersten Auslesegradienten G_r1 rephasiert. Ein Gradientenecho (Zeile „echo”) wird an dem Zeitpunkt erzeugt, an dem das nullte Moment des Auslese-Vorphasier-Gradienten durch das bereits akkumulierte nullte Moment des Auslesegradienten kompensiert wird. Das nullte Moment entspricht hierbei der Fläche unter den Gradienten. In 3 ist dies in der Mitte des ersten Auslesegradienten G_r1 der Fall. Das Gradientenecho wird unter dem Auslesegradienten abgetastet und entsprechende Messdaten werden mittels mindestens einer Empfangsspule akquiriert Die Akquisition der Messdaten erfolgt parallel zu dem Schalten des Auslesegradienten wie in der Zeile „ADC” dargestellt. Bei dem dargestellten Schema für den ersten Auslese-Vorphasier-Gradienten G_V1 ist zu diesem Zeitpunkt auch das erste Moment Null. Ein solches flusskompensiertes Schema kann gewählt werden, ist aber nicht notwendig.
Ein durch den ersten Auslesegradienten G_r1 im weiteren Verlauf akkumuliertes Moment wird in 3 durch einen zweiten Auslese-Vorphasiergradienten G_V2 kompensiert, die Spins also wieder dephasiert. Auf den zweiten Auslese-Vorphasiergradient G_V2 folgt ein zweiter Auslesegradient G_r2. Der zweite Auslesegradient G_r2 ist identisch mit dem ersten Auslesegradienten G_r1. Der Peak eines zweiten Gradientenechos fällt somit in die Mitte des zweiten Auslesegradienten G_r2. Das zweite Gradientenecho wird ebenfalls, wie oben für das erste Gradientenecho beschrieben, abgetastet und Messdaten werden akquiriert.
Die während des ersten Auslesegradienten G_r1 akquirierten Messdaten werden dabei einem ersten Datensatz zugeordnet und die während des zweiten Auslesegradienten G_r2 akquirierten Messdaten einem zweiten Datensatz.
In einer alternativen Ausführungsform, die hier nicht extra dargestellt ist, kann der zweite Auslese-Vorphasiergradient G_V2 wegelassen werden. Dann dient die zweite Hälfte des ersten Auslesegradienten G_r1 als Vorphasiergradient des zweiten Gradientenechos. In einem solchen Fall ist die k-Raum Trajektorie der beiden Gradientenechos gegenläufig. Dies kann bei einer Rekonstruktion der Daten dadurch kompensiert werden, dass die unter dem zweiten Auslesegradienten ausgelesenen Datenpunkte in umgekehrter Richtung als die unter dem ersten Auslesegradienten ausgelesenen Datenpunkte in eine k-Raum Matrix einsortiert werden.
In dem in 3 dargestellten Schema einer Navigatorsequenz dephasieren Spoiler-Gradienten G_Sp am Ende der Navigatorsequenz ein noch verbleibendes transversales Signal.
Die Navigatorsequenz, die in 2 dargestellt ist, unterscheidet sich von der in 3 gezeigten Navigatorsequenz lediglich durch Weglassen des zweiten Auslese-Vorphasiergradienten G_V2 und des zweiten Auslesgradienten G_r2 und ein entsprechend früheres Schalten der Spoiler Gradienten. Hier wird somit auch nur ein Datensatz akquiriert, da nur ein Gradientenecho erzeugt wird. Zur Verdeutlichung des Umstands, dass keinerlei Phasenkodier- oder Phasenrefokussiergradienten geschaltet werden ist in 2 explizit das entsprechende Gradientensignal (kein Signal) in der Zeile „G_Y” dargestellt.
Bei Gradientenechos ist die Echozeit, also die zwischen einem Anregungspuls und einem Echo vergehende Zeit, kurz gegenüber typischen Zeitkonstanten einer Atembewegung oder kann zumindest so gewählt werden. Daher sind auch in den 2 und 3 die jeweiligen Echozeiten TE, TE1 und TE2 kurz gegenüber z. B. einem Atemzyklus einer menschlichen Atmung.
In 4 ist schematisch ein Ablaufdiagramm einer Verarbeitung eines ersten und eines zweiten Datensatzes „DS1” und „DS2” zu einem einer Atembewegung entsprechenden Signal „S” dargestellt.
Zunächst wurde eine Position (und eine Orientierung) einer Navigatorschicht bestimmt (Schritt 300). Dies geschieht entweder manuell durch eine Bedienperson eines verwendeten MR-Geräts, oder wie später in Bezug auf 6 erläutert, automatisch.
Ist die Navigatorschicht bestimmt, wird diese Schicht mittels einer Navigatorsequenz angeregt, wobei mindestens ein Echo erzeugt wird und Messdaten akquiriert werden. Als Navigatorsequenzen kommen insbesondere die in Bezug auf 2 und 3 vorgestellten Navigatorsequenzen in Betracht. Die akquirierten Messdaten werden einem ersten und einem zweiten Datensatz „DS1” und „DS2” zugeordnet.
Dabei umfassen der erste und der zweite Datensatz „DS1” und „DS2” in einem Ausführungsbeispiel jeweils diejenigen komplexen k-Raum-Datenpunkte, die mit einer Navigatorsequenz, wie der in 3 dargestellten Navigatorsequenz, unter einem ersten und einem zweiten Auslesegradienten in der zeitlichen Umgebung des jeweiligen Gradientenecho akquiriert wurden.
Beispielsweise können die zu dem ersten Gradientenecho akquirierten k-Raum-Datenpunkte im ersten Datensatz „DS1” in eine zweidimensionale Matrix einsortiert. Die erste Dimension kann dabei die Ausleserichtung der Navigatorsequenz sein und unterscheidet also Datenpunkte, die zu verschiedenen Zeiten akquiriert wurden, die zweite Dimension kann beispielsweise eine Kanaldimension sein, die Datenpunkte unterscheidet, die von verschiedenen Empfangsspulen akquiriert wurden. Analog können die zu dem zweiten Gradientenecho akquirierten k-Raum-Datenpunkte im zweiten Datensatz „DS2” in eine zweidimensionale Matrix einsortiert werden.
Bei der oben in Bezug auf 3 erwähnten Variante einer Navigatorsequenz ohne zweiten Vorphasiergradienten zwischen dem ersten und dem zweiten Auslesegradienten, ist dabei die Einsortierrichtung der Datenpunkte des zweiten Echos in Ausleserichtung umgekehrt zur Einsortierrichtung der Datenpunkte des ersten Echos.
Die Verarbeitung des ersten und des zweiten Datensatz „DS1” und „DS2” kann nun ein Berechnen je einer Fouriertransformation der komplexen k-Raum-Daten des ersten und des zweiten Datensatzes umfassen (Blöcke 303.1 und 303.2). Dabei werden der erste und der zweite Datensatz entlang der Ausleserichtung fouriertransformiert und so in komplexe Ortsraumdaten gewandelt. Ergebnis ist je eine Projektion des Untersuchungsobjektes in der Richtung senkrecht zur Ausleserichtung:
Dabei indiziert n die Navigatorsequenz, mit der Messdaten der Datensätze akquiriert wurden, j ist der Echoindex, q der mit der Ortskoordinate assoziierte Dimension „Pixelindex” in Ausleserichtung, c der Index der Komponentenspule, |s_n,j(q, c)| bezeichnet den Betrag und Φ_n,j(q, c) bezeichnet die Phase des komplexen Pixels.
Die Phase Φ_n,j(q, c) enthält, wie oben bereits beschrieben, unter anderem eine in Folge der durch die Atembewegung induzierten Fluktuation des B0-Feldes zusätzlich akkumulierte Phase.
In einem nächsten Schritt 305 werden die erhaltenen Projektionsdaten s_n,j(q, c), j = 1, 2 pixelweise konjugiert komplex miteinander multipliziert. D. h. es wird eine neue Signalmatrix berechnet, deren Elemente sich aus den beiden Projektionen s_n,j(q, c), j = 1, 2, wie folgt ergeben:
Wie im Exponenten der e-Funktion zu sehen, ist die Phase eines Pixels der neuen Signalmatrix gleich der Phasendifferenz der beiden Projektionen s_n,j(q, c), j = 1, 2, und damit, wie oben begründet, mit einer Atembewegung des untersuchten Patienten korreliert.
Jeder Einzelpixel der neuen Signalmatrix enthält neben der Signalkomponente in der Regel auch eine Rauschkomponente mit unspezifizierter Phase. Deshalb ist die Phase eines Einzelpixels der neuen Signalmatrix in der Regel noch kein für ein Atemgating oder eine Atemtriggerung hinreichendes mit der Atembewegung korreliertes physiologisches Signal.
Zur Reduktion des ungerichteten Rauschens können z. B. die Signale der verschiedenen Empfangsspulen in einem Schritt 307 miteinander kombiniert werden, wenn mehr als eine Empfangsspule zur Akquisition der ursprünglichen Messdaten verwendet wurde. Im einfachsten Fall besteht eine solche Kombination zur Reduktion des ungerichteten Rauschens aus einer komplexen Summation der Daten eines Pixels der neuen Signalmatrix von verschiedenen Empfangsspulen. Dies ist möglich, da eine möglicherweise unterschiedliche Phasenlage von Signalen von verschiedenen Empfangsspulen durch die Differenzbildung in Gleichung (6) herausgerechnet wurde. Ist die Rauschkorrelationsmatrix der Einzelkanäle bekannt, so können die Summanden entsprechend mit einer Wichtung R(c) gewichtet werden. Die Rauschkorrelationsmatrix und damit die Koeffizienten R(c) können hierfür z. B. aus solchen Messdaten berechnet werden, welche in einer extra Messung z. B. mit der Navigatorsequenz aus 2, jedoch ohne Anregungspuls („pulse”) von den Empfangsspulen empfangen werden. Ergebnis der Summation ist ein eindimensionaler Spaltenvektor p_n(q) von komplexen Zahlen: p_n(q) = Σ cR(c)S_n,2(q, c)s * / n,1(q, c) (7)
In einem weiteren Schritt 309 können bereits Betrag und Phase der komplexen Elemente von p_n(q) gebildet und extrahiert werden.
Um eine weitere Rauschunterdrückung zu erzielen, kann in einem Schritt 311 eine gewichtete mittlere Phase in einem Fenster in dem mit einer Ortskoordinate assoziierten Parameter q berechnet werden, welches Fenster einem (diskreten) Intervall entspricht, in dem angenommen werden kann, dass die durch die Atembewegung induzierte Fluktuation des B0-Feldes annähernd konstant ist: p_n = Σ q∊Fensterw_n(q)ATAN2(Im{p_n(q)}}, Re{p_n(q)}) (8).
Dabei bezeichnet ATAN2 die zwei-Argumente-Version der Arcustangensfunktion Arcustangensfunktion, die von den meisten Programmiersprachen unterstützt wird, und die es erlaubt aus ihren beiden Argumenten die Phase im Wertebereich [–π, π] zu extrahieren. Das Verarbeiten des ersten und des zweiten Datensatzes umfasst mit diesem Schritt 311 somit eine Berechnung einer Arcustangensfunktion mit zwei Argumenten (atan2), wobei das erste Argument ein Imaginärteil einer komplexen Zahl ist, und das zweite Argument ein Realteil derselben komplexen Zahl, welche komplexe Zahl von dem ersten und dem zweiten Datensatz abhängt.
Als Wichtung w_n(q) kann beispielsweise der Beitrag eines Pixels proportional zum Quadrat seines Betrages gewichtet werden: w_n(q) = |p_n(q)|²/Σ Fenster|p_n(q)². (9)
Durch eine solche Wichtung gehen Signale mit besserem SNR stärker in die Berechnung von p_n ein.
Das Ergebnis der Summation in Gleichung (8) kann direkt als aus der n-ten Navigatorsequenz extrahierter der Atembewegung entsprechender physiologischer Signalpunkt p_n verwendet werden. Es wird also pro Navigatorsequenz ein physiologischer Signalpunkt extrahiert.
Je nach Präferenz kann eine Umrechnung in Grad (durch Multiplikation mit einem Faktor(180/π)) erfolgen, eine Normierung, z. B. durch Division durch die Differenz der beiden Echozeiten TE1 und TE2 der für die Akquisition der ursprünglichen Messdaten des ersten und des zweiten Datensatzes „DS1” und „DS2” verwendeten Navigatorsequenz, oder wie in Gleichung (2) eine Umrechnung in eine Feldstärke erfolgen.
Es sei erwähnt, das die Summation in Gleichung (8) nur dann ein brauchbares Signal liefert, wenn die echte Phasendifferenz entsprechender Pixel der beiden Echos im Bereich von [–π, π] liegt. Andernfalls könnte es zu einer Signalauslöschung kommen, wenn die ATAN2 Funktion einem Pixel des Vektors p_n(q) dessen echte Phase z. B. etwas kleiner als π ist, einen positiven Wert zuordnet, aber einem benachbarten Pixel, dessen echte Phase etwas größer als π ist, einen negativen Wert zuordnet. Diese sogenannten „phase wraps” kann man durch ein sogenanntes „phase unwrapping” vor der Summation verhindern. Dabei addiert oder subtrahiert man zu der Phase der Pixel geeignete Vielfache von 2π derart, dass die Phase des Spaltenvektor p_n(q) eine glatte Funktion von q ist. Dieser Prozess ist jedoch insbesondere beim Vorhandensein von Pixeln die im Wesentlichen nur Rauschen enthalten relativ schwierig und damit fehleranfällig.
Aus den eingangs gemachten Überlegungen (Gleichung (2)) ergibt sich, dass die echte Phasendifferenz zweier Pixel, die verschiedenen Echozeiten TE1 und TE2 zuzuordnen sind, bei gegebener Fluktuation des B0-Feldes proportional zur Differenz der beiden Echozeiten ist, da mit einer Doppelecho-Gradientenechosequenz unter den oben gemachten Annahmen eine durch die Atmung induzierte Abweichung am Ort x zur Zeit t_n aus der Phase der Projektion extrahiert werden kann: ΔB₀(x, t_n) = (Δφ_n,2(x) – Δφ_n,1(x))/γ(TE₂ – TE₁). (3)
Demnach können „phase wraps” vermieden werden durch einen geeigneten zeitlichen Abstand der beiden Auslesegradienten. Diese Justage der Navigatorsequenz erfolgt am einfachsten empirisch. Insbesondere wird man z. B. bei Verwendung eines 3 T MR-Systems einen kleineren Echoabstand als bei Verwendung eines 1.5 T Systems wählen.
In dieser Ausführungsform wird das physiologische Signal völlig frei von Referenzsignalen bestimmt. Da vielmehr wird das physiologische Signal durch den Vergleich von zwei Datensätzen, die mittels zweier Echos derselben Navigatorsequenz und damit in einem zeitlichen Abstand von nur wenigen ms akquiriert wurden, sind Störsignale (wie Sättigungsstreifen) jeweils in beiden Datensätzen gleichermaßen vorhanden und erzeugen somit kein störendes Ausgangssignal.
In einem anderen Ausführungsbeispiel umfassen der erste und der zweite Datensatz „DS1” und „DS2” z. B. jeweils diejenigen komplexen k-Raum-Datenpunkte, die mit einer Navigatorsequenz wie der in 2 dargestellten, mit nur einem Gradientenecho akquiriert wurden. Dabei umfasst der erste Datensatz „DS1” z. B. jeweils diejenigen komplexen k-Raum-Datenpunkte, die mit einer aktuellen n-ten Navigatorsequenz wie der in 2 dargestellten akquiriert wurden. Der zweite Datensatz „DS2” umfasst ein Referenzsignal, z. B. diejenigen komplexen k-Raum-Datenpunkte, die als erste Navigatorsequenz mit einer Einzelecho-Gradientenechosequenz wie der in 2 dargestellten akquiriert wurden. Dabei wird vorteilhaft Schritt 303.2 nicht für jede erneute Navigatormessung durchgeführt, sondern z. B. nur einmal, wobei das Ergebnis von Schritt 303.2 gespeichert wird. Die weiteren Verarbeitungsschritte können identisch mit der oben beschriebenen Doppelecho-Variante durchgeführt werden. Wobei lediglich z. B. Projektionsdaten des zweiten Echos s_n,2(q, c) aus dem vorhergehenden Ausführungsbeispiel nun jeweils durch die Projektionsdaten des Referenzsignals s_1,1(q, c) ersetzt werden und sich somit im Laufe des Verfahrens nicht ändern. Die Projektionsdaten des ersten Echos s_n,1(q, c) aus dem vorhergehenden Ausführungsbeispiel werden gleich den Projektionsdaten der aktuellen Navigatorsequenz gesetzt.
Das der Referenz Sequenz zugeordnete physiologische Signal p_n=1 ist damit gleich Null.
Aus den eingangs gemachten Überlegungen (Gleichung (2)) ergibt sich, dass sich das Signal bei gegebener Fluktuation des B0-Feldes mit der Echozeit skaliert, da sich eine relative Änderung des B0-Feldes zwischen zwei Navigatorsequenzen, die zu den Zeiten t_n und t₁ erfolgten, aus der Phase der Projektionen messen läst: ΔB₀(x, t_n) – ΔB₀(x, t₁) = (Δφ_n,1(x) – Δφ_1,1(x))/γTE₁. (4)
„Phase wraps” nach der Extraktion der Phase lassen sich demnach vermeiden, indem man die Echozeit nur kurz genug wählt. Die Justage der Einzelecho-Navigatorsequenz erfolgt wiederum empirisch.
Sowohl bei einer Verwendung einer Doppelecho-Gradientenechosequenz wie auch bei einer Verwendung einer Einzelecho-Gradientenechosequenz beruhen der erste und der zweite Datensatz bei den beschriebenen Verfahren auf Messdaten, die durch Anregen desselben Anregungsvolumens unter der jeweiligen Navigatorsequenz an gleichen Positionen in dem Untersuchungsobjekt akquiriert wurden.
5 zeigt eine schematische Darstellung eines Beispiels einer atemgetriggerten MR-Untersuchung, wobei der zeitliche Verlauf einer zur Datenakquisition verwendeten Sequenz dargestellt ist. Das Atemsignal wird in diesem Beispiel mittels Navigatorsequenzen erfasst. Zu Beginn der die gesamte MR-Messung repräsentierenden Sequenz wird die Navigatorsequenz, ohne Unterbrechung durch eine bildgebende oder spektroskopische Sequenz, mit konstantem zeitlichen Abstand Scout-TR wiederholt („Navigators”), bis eine ausreichende Anzahl an physiologischen Datenpunkten erfasst wurde, um eine Auswertung des physiologischen Atemsignals durchführen zu können, um z. B. eine Triggerbedingung festlegen zu können. Diese Phase wird auch als Lernphase („LP”) bezeichnet, da hier das individuelle Atemsignal des zu untersuchenden Untersuchungsobjektes „gelernt” wird. Diese Lernphase sollte nicht allzu lange gewählt werden, da sich ansonsten die Gesamtdauer der MR-Untersuchung entsprechend verlängert. Sie sollte jedoch auch nicht zu kurz gewählt werden, damit das individuelle Atemsignal richtig gelernt werden kann. So ist es z. B. wenn die Dauer eines Atemzyklus bestimmt werden soll, zumeist nötig das physiologische Atemsignal in der Lernphase über mindestens einen vollen Atemzyklus lang zu erfassen. Da das Atemsignal eines atmenden Untersuchungsobjektes jedoch nicht streng periodisch ist, sondern gewissen Schwankungen unterworfen ist, ist es von Vorteil das physiologische Atemsignal sogar über mehrere Atemzyklen lang zu erfassen, um die Schwankungen berücksichtigen zu können. Dies gilt vor allem, da Patienten oft am Anfang einer Untersuchung aufgeregt sind, und infolgedessen schneller atmen. Es wird daher eine Lernphase der Länge von ca. 5 Atemzyklen empfohlen.
Nach der Lernphase „LP” beginnt eine z. B. bildgebende Phase der MR-Untersuchung. In dieser Phase wird die Navigatorsequenz zunächst ebenfalls mit konstanten zeitlichen Abstand („Scout-TR”) wiederholt („Navigators”), und so ein aktuelles physiologisches Atemsignal erfasst. Ergebnis jeder Navigatorsequenz ist je ein physiologischer Datenpunkt, der z. B. wie oben beschrieben aus einer Phasendifferenz berechnet wurde. Die Serie der zuletzt erfassten physiologischen Datenpunkte lässt Rückschlüsse auf die aktuelle Phase der Atmung zu. Die Serie der erfassten Datenpunkte ist hier der Anschaulichkeit halber als durchgezogene Linie 200 dargestellt. Tatsächlich wird im zeitlichen Abstand eines „Scout-TR” je nur ein physiologischer Datenpunkt pro Navigator erfasst. Zu Zeiten, zu denen keine Navigatorsequenz ausgeführt wird, ist demzufolge auch kein physiologisches Signal vorhanden. Trotzdem ist es hier zum besseren Verständnis als durchgängiges Signal 200 dargestellt. Sobald eine gegebene Triggerbedingung erfüllt ist („Resp. Trigger”), werden zunächst keine weiteren Navigatorsequenzen ausgeführt. Stattdessen wird im in 5 dargestellten Beispiel die bildgebende Sequenz („anatomical sequence bloc 1”) ausgeführt, d. h. eine Akquisition von hier bildgebenden Messdaten wird ausgelöst und ein erstes Paket an Messdaten akquiriert. Das Auslösen der Akquisition der Messdaten wird im Folgenden kurz als Triggerereignis bezeichnet.
Dieser Vorgang der Akquisition an Messdaten geschieht über ein zuvor festgelegt Zeitintervall („Akquisitionsdauer”, „AD”). Nach der Akquisition kann eine gewisse, meist relativ kurze, Füllzeit „R” eingefügt werden (z. B. von ca. 400 ms Länge). Diese Füllzeit kann beispielsweise dazu dienen, dass eine Störung der Magnetisierung in dem Untersuchungsobjekt, die durch die bildgebende Sequenz hervorgerufen wurde, zumindest teilweise abklingt. Dies ist von Vorteil, da eine gestörte Magnetisierung die Navigatorsequenz negativ beeinflussen kann. Danach setzt die Wiederholung von Navigatorsequenzen von neuem ein bis die Triggerbedingung, in der Regel, während des nächsten Atemzyklus des Patienten ein zweites Mal erfüllt wird. Nach dem so ausgelösten zweiten Trigger akquiriert die bildgebede Sequenz das zweite Paket von Messdaten („anatomical sequence bloc 2”). Dieser Ablauf wird so lange wiederholt, bis alle Bilddaten akquiriert sind.
Ein Trigger wird generiert, d. h. die Akquisition von Messdaten wird ausgelöst, wenn die Triggerbedingung erfüllt ist.
Dabei kann die Triggerbedingung mehrere Bedingungen umfassen, die alle erfüllt sein müssen. Eine Bedingung kann z. B. sein, dass der Patient ausatmet. Mit der hier verwendeten Vorzeichenkonvention bedeutet dies, dass die Folge der gemessenen physiologischen Datenpunkte ansteigend ist. Eine weitere Triggerbedingung kann z. B. sein, dass das gemessene physiologische Atemsignal in ein zuvor festgelegtes Akzeptanzfenster 201 fällt. In einem Ausführungsbeispiel wird die Position des Akzeptanzfensters am Ende der initialen Lernphase LP automatisch auf Grundlage des ausgewerteten Atemsignals bestimmt.
6 zeigt eine veranschaulichende Darstellung zur Positionierung eines Untersuchungsvolumens für eine MR-Untersuchung und eines Anregungsvolumens einer Navigatorsequenz.
Die oben in Bezug auf 2 und 3 beschriebenen Navigatorsequenzen wurden in verschiedenen Probanden und MR-Geräten mit 1.5 T (Siemens MAGNETOM Avanto, MAGNETOM Espree) bzw. 3 T (MAGNETOM Verb, MAGNETOM Skyra) erprobt. Dabei zeigte sich, dass mit dem oben beschriebenen Verfahren auf Grundlage der bestimmten Phasendifferenz ein besonders robustes mit der Atmung korreliertes physiologisches Signal in einem weiten Bereich von Positionen der Navigatorschicht innerhalb des Abdomen bzw. Pelvis des Probanden, also auch weitab vom Diaphragma, erhalten wird. Somit ist das Verfahren auch für sogenannte Short-Bore-Systeme ohne Probleme durchführbar.
Daher wird in einer Ausführungsform eine Positionierung eines Anregungsvolumens einer Navigatorsequenz, kurz eine Positionierung einer Navigatorschicht, sowie die Position des Fensters aus Gleichung (8), automatisch relativ zu einer Position der anatomischen Schichten gesetzt, also zu einer Position eines Untersuchungsvolumens für eine bildgebende oder spektroskopische MR-Untersuchung. Auf eine Positionierung der Navigatorschicht durch eine Bedienperson des MR-Geräts kann somit verzichtet werden.
Die automatische Positionierung der Navigatorschicht kann auf vielfältige Weise erfolgen.
Beispielsweise kann unterschieden werden, ob die Hauptorientierung der anatomischen Schichten axial oder nicht axial ist. Im ersten Fall kann die Orientierung der Navigatorschicht z. B. parallel zur Orientierung der anatomischen Schicht gewählt werden. Im zweiten Fall kann die Orientierung der Navigatorschicht z. B. strikt axial mit Ausleserichtung entlang der Rechts nach Links Richtung des Patienten gewählt werden. Die Position der Navigatorschicht kann nun als um eine Länge D, z. B. als um ca. 15 mm, gegenüber dem Zentrum des anatomischen Schichtblocks entlang der axialen Achse in Richtung der Füße des Patienten verschoben gewählt werden, wie gut in der linken Hälfte der 6 zu sehen ist. Für die Dicke der Navigatorschicht kann z. B. ca. 5 mm gewählt werden, der Anregungswinkel (Flipwinkel) sollte wie oben ausgeführt, klein gewählt werden, z. B. ca. 3 Grad. Alle diese Wahlmöglichkeiten müssen nur einmal getroffen werden. Sind sie gewählt, wird die Position und die Orientierung der Navigatorschicht anhand der gewählten Parameter automatisch relativ zur Position und Orientierung der anatomischen Schichten gesetzt. Dadurch wird eine Vorbereitungszeit für die MR-Untersuchung deutlich verkürzt und damit die Effizienz erhöht, die Gefahr von Fehlbedienung erniedrigt und das Bedienpersonal des MR-Geräts muss nicht in der Navigatorpositionierung geschult werden, welche im Stand der Technik mehrere Arbeitsschritte umfasst und daher sehr zeitaufwändig ist.
In dem in 6 gezeigten Beispiel beträgt das Gesichtsfeld (engl. „field of view”) der Projektion 256 mm bei einer Pixelgröße von 1 mm (also insgesamt 256 Pixel). Zur Vermeidung von Einfaltungsartfakten wurde mit 100% Ausleseüberabtastung (engl. „readout oversampling”) gearbeitet (also effektives Gesichtfeld 512 mm und Akquisition von 512 Datenpunkten unter jedem Auslesegradienten). Für die Breite des Fensters 202 aus Gleichung (8) wurde 96 mm gewählt. Das Fenster 202 wird automatisch z. B. in der rechten Hälfte des Gesichtsfeldes zentriert.
6 zeigt das Ergebnis der automatischen Positionierung der Navigatorschicht und des Fensters aus Gleichung (8). In der linken Hälfte ist ein coronales und auf der rechten Hälfte der 6 ist ein axiales sogenanntes „Lokalizer-Bild” gezeigt, auf denen eine Bedienperson des MR-Geräts unter anderem die Position und Orientierung der anatomischen Schichten definiert. Der anatomische Schichtblock 201 wird in beiden „Lokalizer-Bildern” als Boxen 201 angezeigt.
Die Navigatorschicht wird vom System automatisch relativ zur Position und Orientierung des anatomischen Schichtblocks 201 gesetzt. Visualisiert ist die Navigatorschicht hier durch die Box 202, dessen Ausdehnung in axialer Richtung gleich der Schichtdicke d der Navigatoranregung ist. In Ausleserichtung (Rechts-Links-Richtung) visualisiert die türkise Box Lage und Ausdehnung des Fensters aus Gleichung (8), das keine statischen Strukturen enthält. Das aktuelle Anregungsvolumen des Navigators ist eine Schicht, die die angezeigte Box 202 enthält. Die gezeigte Ausdehnung der Box 202 in Anterior-Posterior-Richtung (von oben nach unten in der rechten Hälfte der 6) hat keine physikalische Bedeutung, sondern soll veranschaulichen, dass das komplette Volumen projiziert wird.
Wie bereits erwähnt, besteht bei der automatischen Positionierung große Freiheit. Es ist z. B. auch denkbar, bei axialer Hauptorientierung des anatomischen Schichtblocks die Navigatorschicht außerhalb des durch den anatomischen Schichtblock erfassten Volumens zu positionieren. Auf diese Weise wird eine gegenseitige Störung von bildgebender Sequenz und Navigatorsequenz ausgeschlossen, und man wäre bei der Wahl Anregungswinkel der Navigatorsequenz frei.
Das beschriebene Verfahren zur Erfassung von einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechender Signaldaten aus mittels einer beschriebenen Navigatorsequenz akquirierten Datensätzen arbeitet robust in einem weiten Bereich von Positionen der Navigatorschicht innerhalb des Abdomen bzw. Pelvis.
7 ist eine Möglichkeit einer Anzeige der errechneten Ergebnisse des erfindungsgemäßen Verfahrens, z. B. auf einer Anzeige- und Bedieneinheit 17 aus 1, dargestellt. Eine solche Anzeige kann beispielsweise während einer atemgetriggerten MR-Untersuchung einer Bedienperson zur Information angezeigt werden. Dabei zeigt hier das Grauwertbild im oberen Bereich der 8 die Phase des Vektors p_n(q) aus Gleichung (7). Im unteren Bereich ist das einer Atembewegung entsprechende Ergebnis der Gleichung (8) angezeigt. Hierbei entspricht jede Spalte der Darstellung einer Navigatorsequenz. Die Zeitachse läuft von links nach rechts, d. h. die rechte Spalte des Bildes entspricht der letzten Navigatorsequenz. Sobald eine neue Navigatorsequenz vorhanden ist, kann das Bild um eine Spalte nach links verschoben werden, sodass das Ergebnis der Navigatorsequenz, die zuvor mit der linken Spalte assoziiert war, nicht mehr dargestellt wird und die rechte Spalte frei wird zur Darstellung des Ergebnisses der nun aktuellsten Navigatorsequenz. Für den Betrachter entsteht so der Eindruck dass das Bild von rechts nach links läuft.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

US 4761613 [0015]
US 4961426 [0017]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

„Spin-Echo M-Mode NMR Imaging” von Tetsuya Matsuda et. al [0012]
„Magnetic Resonance Imaging 27, 238–246 (1992) [0012]
”Rapid NMR Cardiography with a Half-Echo M-Mode Method” von C. Hardy, J. Pearlman, J. Moore, P. Roemer und H. Cline; J. Comput. Assist. Tomogr. 15, 868 (1991) [0013]
Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14 (2006), p2977 [0016]
„Extraction of Cardiac and Respiratory Motion Cycles by Use of Projection Data and Its Applications to NMR Imaging” von W. S. Kim et. al.; Magnetic Resonance in Medicine 13, 25–37 (1990) [0018]

Claims

Verfahren zur Erfassung von einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechender Signaldaten mittels Magnetresonanz (MR) umfassend folgende Schritte: a) Laden eines ersten und eines zweiten Datensatzes, welche beiden Datensätze jeweils auf Messdaten in Form von komplexen k-Raum-Daten beruhen, die mit einer Navigatorsequenz aus einem gemeinsamen Anregungsvolumen von dem Untersuchungsobjekt akquiriert wurden, b) Verarbeiten des ersten und des zweiten Datensatzes derart, dass eine Phasendifferenz einer Phase des ersten Datensatzes und einer Phase des zweiten Datensatzes oder ein dieser Phasendifferenz proportionaler Wert als Ergebnis erhalten wird, c) Speichern des Ergebnisses aus Schritt b) zusammen mit einem Zeitwert, der von einem Zeitpunkt der Akquisition der Messdaten, auf denen der erste Datensatz beruht, und/oder einem Zeitpunkt der Akquisition der Messdaten, auf denen der zweite Datensatz beruht, abhängt, d) Wiederholen der Schritte a) bis c) solange bis eine Reihe an Ergebnissen gespeichert wurde, die eine interessierenden Atembewegung abbildet, wobei bei jeder Wiederholung mindestens einer der beiden in Schritt a) geladenen Datensätze zu einem anderen Zeitpunkt akquiriert wurde als die beiden davor zuletzt in Schritt a) geladenen Datensätze.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Navigatorsequenz, mit welcher die Messdaten akquiriert werden, auf welchen der erste und der zweite Datensatz beruhen, mindestens ein Echo erzeugt und jedes Echo für die Akquisition der Messdaten unter einem Auslesegradienten abtastet.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei das Verarbeiten des ersten und des zweiten Datensatzes mindestens einmal ein Berechnen je einer Fouriertransformation entlang der Ausleserichtung der komplexen k-Raum-Daten des ersten und des zweiten Datensatzes umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Verarbeiten des ersten und des zweiten Datensatzes eine konjugiert komplexe Multiplikation von Fouriertransformierten der komplexen k-Raum-Daten des ersten Datensatzes und des zweiten Datensatzes umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Akquisition der Messdaten, auf denen der erste und zweite Datensatz beruhen, mit der jeweiligen Navigatorsequenz mittels mindestens zwei Empfangsspulen geschieht.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei Messdaten, die mittels verschiedenen Empfangsspulen akquiriert wurden, getrennt von einander verarbeitet werden, um neue Datensätze zu erhalten, bei welchen die Phase eines Datenpunkts des neuen Datensatzes proportional zu einer Phasendifferenz derjenigen Messdaten des ersten und zweiten Datensatzes ist, welche Messdaten zur Erhaltung des Datenpunktes des neuen Datensatzes miteinander verarbeitet wurden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 oder 6, wobei das Verarbeiten ein Kombinieren von Messdaten, welche von verschiedenen Empfangsspulen akquiriert wurden, umfasst, welches Kombinieren eine Summation über Empfangsspulen umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Verarbeiten des ersten und des zweiten Datensatzes eine Summation über eine mit einer Ortskoordinate assoziierten Dimension in einem vorgegebenen Intervall in Ausleserichtung der Navigatorsequenz umfasst.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 oder 8, wobei bei der jeweiligen Summation eine Wichtung der Summanden vorgenommen wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Ergebnisse aus Schritt b) gemäß Anspruch 1 und/oder aus Schritt c) gemäß Anspruch 1 bereits gespeicherte Ergebnisse als einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechende Signaldaten mit einer Triggerbedingung verglichen werden, und bei Erfüllt sein der Triggerbedingung eine Akquisition von Messdaten für eine bildgebende oder spektroskopische MR-Untersuchung eines zu untersuchenden Volumens ausgelöst wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Ergebnisse aus Schritt b) gemäß Anspruch 1 und/oder aus Schritt c) gemäß Anspruch 1 bereits gespeicherten Ergebnisse als einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechende Signaldaten für ein Atemgating-Verfahren für eine bildgebende oder spektroskopische MR-Untersuchung eines zu untersuchenden Volumens verwendet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 10 oder 11, wobei das zu untersuchende Volumen von einer Bedienperson vorgegeben wird, und ein Anregungsvolumen für eine Navigatorsequenz zur Akquisition von ersten und zweiten Datensätzen automatisch in Abhängigkeit von dem zu untersuchenden Volumen gesetzt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Navigatorsequenz, mit welcher Messdaten akquiriert wurden, auf welchen der erste und der zweite Datensatz beruhen, eine Gradientenechosequenz ist, die mindestens ein Gradientenecho erzeugt und abtastet.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Navigatorsequenz, mittels welcher Messdaten des ersten und zweiten Datensatzes akquiriert wurden, zwei Echos erzeugt und abtastet, wobei der erste Datensatz auf Messdaten beruht, die während des ersten Echos akquiriert wurden und der zweite Datensatz auf Messdaten beruht, die während des zweiten Echos akquiriert wurden.
Computerprogramm, das ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14 auf einer Recheneinheit, die mit einem Magnetresonanzgerät verbunden ist, implementiert, wenn es auf der Recheneinheit ausgeführt wird.