DE102011005445B4

DE102011005445B4 - Normalisierung von Magnetresonanzbilddaten bei bewegtem Tisch

Info

Publication number: DE102011005445B4
Application number: DE102011005445.6A
Authority: DE
Inventors: wird später genannt werden Erfinder
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-03-11
Filing date: 2011-03-11
Publication date: 2014-10-09
Anticipated expiration: 2031-03-12
Also published as: US9389293B2; CN102670201B; DE102011005445A1; US20120229136A1; CN102670201A

Abstract

Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten (ND) eines Untersuchungsobjekts (O) mittels eines Magnetresonanztomographen (3),
bei dem
während einer Magnetresonanzmessung während eines Tischvorschubs im Magnetresonanztomographen (3) unter Verwendung von Lokalspulen (5) aus mehreren Schichten (SL) eines vorbestimmten Volumenbereichs (V) des Untersuchungsobjekts (O) Bildgebungs-Rohdaten (BR) erfasst werden,
auf Basis der Bildgebungs-Rohdaten (BR) Bilddaten (BD) der jeweiligen Schichten (SL) rekonstruiert werden
und dann auf Basis von gemessenen Spulensensitivitätsdaten (SD) der verwendeten Lokalspulen (5) eine Normalisierung der Bilddaten (BD) durchgeführt wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts mittels eines Magnetresonanztomographen, bei dem während einer Magnetresonanzmessung während eines Tischvorschubs im Magnetresonanztomographen unter Verwendung von Lokalspulen aus mehreren Schichten eines vorbestimmten Volumenbereichs des Untersuchungsobjekts Bildgebungsrohdaten erfasst werden und darauf basierend dann Bilddaten der Schichten rekonstruiert werden. Darüber hinaus betrifft die Erfindung ein Magnetresonanztomographiesystem mit einem Magnetresonanztomographen sowie einer Steuervorrichtung, welche ausgebildet ist, um den Magnetresonanztomographen für eine Magnetresonanzmessung so anzusteuern, dass während eines Tischvorschubs im Magnetresonanztomographen unter Verwendung von Lokalspulen aus mehreren Schichten eines vorbestimmten Volumenbereichs eines Untersuchungsobjekts Bildgebungs-Rohdaten erfasst werden, sowie einer Rekonstruktionseinheit, welche ausgebildet ist, um auf Basis der Bildgebungs-Rohdaten Bilddaten der Schichten zu rekonstruieren.
In einem Magnetresonanzsystem wird üblicherweise der zu untersuchende Körper mit Hilfe eines Grundfeldmagnetsystems einem relativ hohen Grundmagnetfeld, dem sogenannten „B₀-Feld”, beispielsweise von 3 oder 7 Tesla, ausgesetzt. Zusätzlich wird mit Hilfe eines Gradientensystems ein Magnetfeldgradient angelegt. Über ein Hochfrequenz-Sendesystem werden dann mittels geeigneter Antenneneinrichtungen hochfrequente Anregungssignale (HF-Pulse), das sogenannten „B₁-Feld”, ausgesendet, was dazu führen soll, dass die Kernspins bestimmter, durch dieses Hochfrequenzfeld resonant angeregter Atome, ortsaufgelöst um einen definierten Flipwinkel gegenüber den Magnetfeldlinien des Grundmagnetfelds verkippt werden. Bei der Relaxation der Kernspins werden wiederum Hochfrequenzsignale, sogenannte Magnetresonanzsignale, abgestrahlt, die mittels geeigneter Empfangsantennen empfangen und dann weiter verarbeitet werden. Dabei erfolgt die Datenaufnahme zeilenweise im Ortfrequenzraum, dem sogenannten „k-Raum”. Auf Basis dieser Rohdaten erfolgt dann unter Anwendung einer Fourier-Transformation eine Rekonstruktion der Bilddaten, welche ein Abbild vom Inneren des Untersuchungsobjekts im „realen” Ortsraum darstellen. Hierbei enthält das Zentrum des k-Raums die niedrigeren Ortsfrequenzen und somit die wesentlichen Kontrastinformationen bezüglich des Ortsraums, jedoch keine Informationen über räumliche Details, d. h. aus diesen Daten kann ein Bild mit niedriger Auflösung und hohem Kontrast erzeugt werden. Die weiter außen liegenden Bereiche des k-Raums enthalten die hohen Ortsfrequenzen, welche dafür verantwortlich sind, dass Kanten in den Bilddaten, beispielsweise Gewebegrenzen, gut sichtbar sind.
Frühe MR Systeme benutzen dieselbe Spule als Sende- und Empfangsspule, nämlich eine fest im Tomographen eingebaute sogenannten „Volumenspule” oder „Bodycoil”. Ein typischer Aufbau einer Volumenspule ist eine Käfigantenne (Birdcage-Antenne), welche aus mehreren Sendestäben besteht, die parallel zur Längsachse verlaufend um einen Patientenraum des Tomographen herum angeordnet sind, in dem sich ein Patient bei der Untersuchung befindet. Stirnseitig sind die Antennenstäbe jeweils ringförmig kapazitiv miteinander verbunden.
Heutzutage wird in der Regel die Volumenspule nur als Sendespule während der Hochfrequenzeinstrahlung eingesetzt, um ein möglichst homogenes B₁-Feld senkrecht zur Richtung des Grundmagnetfeldes zu erzeugen. Der Signalempfang erfolgt dagegen meist mit mehreren dedizierten Empfangsspulen, üblicherweise als „Lokalspulen” bezeichnet, die möglichst nahe am zu untersuchenden Organ des Patienten platziert sind. Die Signale der verschiedenen Lokalspulen werden dabei zunächst einzeln prozessiert (in jeweils einem eigenen sogenannten Empfangskanal) und anschließend zu einem gemeinsamen Bild kombiniert. Der Grund für die Verwendung der Lokalspulen ist ein, zumindest in Teilen des Bildes, wesentlich höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) als beim Einsatz der Volumenspule als Empfangsspule. Des Weiteren ermöglichen es mehrere Empfangsspulen mit unterschiedlicher räumlicher Empfindlichkeit, mit Hilfe sogenannter paralleler Rekonstruktionstechniken Phasenkodierschritte teilweise zu ersetzen und damit, neben anderen Vorteilen, Akquisitionszeiten zum Teil drastisch zu reduzieren.
Ein Verfahren für eine Bildgebung mit einer parallelen Bildrekonstruktion wird beispielsweise in der US 2009/0003674 A1 beschrieben. Dort wird vorgeschlagen, bei der Transformation vom k-Raum in den Bildraum eine gewichtete Transformation (weighted transform) unter Nutzung von Informationen über die Spulensensitivitäten durchzuführen. Durch die gewichtete Transformation sollen Faltungsartefakte in einer oder zwei kartesischen Richtungen vermieden werden, die sonst infolge des bei der parallelen Bildgebung üblichen Undersamplings (d. h. das Auslassen von Phasenkodierzeilen) auftreten können.
Erfolgt die Kombination der Einzelbilder der einzelnen Empfangskanäle dabei ohne die einzelnen Empfangskanäle entsprechend der Empfindlichkeit der zugehörigen Empfangsspule exakt zu gewichten, was beispielsweise bei der häufig eingesetzten Methode der Summe-der-Quadrate (engl. „Sum of Squares”) der Fall ist, so zeigt das rekonstruierte Bild Intensitätsvariationen, deren Ursache nicht anatomisch ist. Dies kann die Befundung der Bilder durch den Radiologen erheblich erschweren, erhöht die Gefahr von falsch positiven Befunden und erschwert auch die Auswertung der Bilder mit Computer gestützten Methoden.
Erfolgt die Magnetresonanzmessung bei stehendem Tisch, so lassen sich mit im Stand der Technik bekannten Methoden die Intensitätsvariationen in Folge der Empfindlichkeit der Lokalspulen zumindest teilweise korrigieren. Bei neueren Geräten und Verfahren wird der Tisch mit dem Untersuchungsobjekt während der Magnetresonanzmessung verfahren, wobei meist die Lokalspulen mit verfahren werden. Damit ändert sich dann die Empfindlichkeit der Lokalspule während der Messung und die bekannten Methoden zur Korrektur der ungewünschten Intensitätsvariationen sind nicht mehr einsetzbar. Ein Verfahren des Tisches während der Messung hat den Vorteil, dass das Sichtfeld, das so genannte „Field of View” (FOV), in Richtung der Tischverschiebung erweitert werden kann. Gleichzeitig kann aber der Messbereich innerhalb des Magnetresonanztomographen auf einen Bereich beschränkt werden, in dem ein besonders homogenes B₀-Feld gegeben ist, die Gradientenspulen eine definierte Linearität haben und auch ein möglichst homogen von der Volumenspule ausgesendetes B₁-Feld vorliegt. Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren sowie ein geeignetes Magnetresonanztomographiesystem zu schaffen, bei welchen auch bei Messverfahren, bei denen während der Magnetresonanzmessung der Tisch verfahren wird, die oben beschriebene Problematik vermieden wird.
Diese Aufgabe wird zum einen durch ein Verfahren nach Patentanspruch 1 und zum anderen durch ein Magnetresonanztomographiesystem nach Patentanspruch 14 gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden, wie eingangs beschrieben, während einer Magnetresonanzmessung bei gleichzeitigem Tischvorschub unter Verwendung von Lokalspulen aus mehreren Schichten eines vorbestimmten Volumenbereichs des Untersuchungsobjekts Bildgebungs-Rohdaten erfasst. Der Tischvorschub kann dabei kontinuierlich mit einer gleichmäßigen Geschwindigkeit aber auch mit variierender Geschwindigkeit erfolgen, wobei es ebenso möglich ist, dass der Tisch zwischenzeitlich angehalten und dann nach einer bestimmten Pause weitergefahren wird. Die Erfassung der Magnetresonanzdaten kann dabei während einer Tischbewegung, aber auch in den Standpausen erfolgen. Bei den Lokalspulen kann es sich um stationär im Tomographen angeordnete Spulen oder um mit dem Tisch mitbewegte Spulen handeln. Auf Basis dieser Bildgebungs-Rohdaten werden in üblicher Weise Bilddaten der Schichten rekonstruiert. Erfindungsgemäß erfolgt dann auf Basis von gemessenen Spulensensitivitätsdaten der zur Erfassung der Bildgebungs-Rohdaten verwendeten Lokalspulen eine Normalisierung der Bilddaten.
Unter einer „Normalisierung” wird im Sinne der Erfindung ein Ausgleich von Intensitätsvariationen in den Bilddaten verstanden, deren Ursache in unterschiedlichen Sensitivitäten der Empfangsspulen liegt und nicht anatomisch bedingt ist. Für eine solche Normalisierung kann beispielsweise jeder Pixel der anatomischen Bilddaten, d. h. der aus den Bildgebungs-Rohdaten rekonstruierten Bilddaten, mit einer inversen Sensitivität gewichtet werden, um die durch die unterschiedlichen Sensitivitäten der Lokalspulen verursachten Intensitätsvariationen zu beseitigen.
Ein erfindungsgemäßes Magnetresonanztomographiesystem benötigt, wie oben erwähnt, neben dem Magnetresonanztomographen eine entsprechende Steuervorrichtung, welche so ausgebildet ist, dass der Magnetresonanztomograph geeignet angesteuert wird, um während eines Tischvorschubs unter Verwendung der Lokalspulen aus mehreren Schichten des vorbestimmten Volumenbereichs des Untersuchungsobjekts Bildgebungs-Rohdaten zu erfassen, und eine Rekonstruktionseinheit, die entsprechend ausgebildet ist, um auf Basis dieser Bildgebungs-Rohdaten die Bilddaten der Schichten zu rekonstruieren. Erfindungsgemäß benötigt das Magnetresonanztomographiesystem aber auch eine Normalisierungseinheit, welche ausgebildet ist, um auf Basis von gemessenen Spulensensitivitätsdaten der verwendeten Lokalspulen eine Normalisierung der Bilddaten durchzuführen. Diese Normalisierungseinheit kann beispielsweise Teil der Rekonstruktionseinrichtung und/oder Teil der Steuervorrichtung des Magnetresonanztomographiesystems sein. Sie kann aber auch, ggf. gemeinsam mit der Rekonstruktionseinheit, auf einem separaten Rechner des Magnetresonanztomographiesystems realisiert sein, beispielsweise einem daran angeschlossenen Terminal etc.. Insbesondere können die Rekonstruktionseinheit und/oder die Normalisierungseinheit auch in Form von Softwarekomponenten ausgebildet sein.
Die Erfindung umfasst somit auch ein Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher eines Rechners eines Magnetresonanztomographiegeräts ladbar ist, mit Programmcode, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in dem Rechner ausgeführt wird. Wie bereits erwähnt, kann es sich bei dem Rechner um einen Teil der Steuerung des Magnetresonanztomographen handeln, oder um einen separaten Rechner, welcher auf die Rohdaten zugreifen kann, um daraus die Bilddaten zu rekonstruieren und gleichzeitig zu normalisieren, oder welcher auf fertige Bilddaten zugreifen kann, um diese dann noch nachträglich zu normalisieren. Der Rechner kann dabei insbesondere auch als System aus mehreren untereinander vernetzten Rechnern bzw. Prozessoren aufgebaut sein. Eine softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon existierende, mit geeigneten programmierbaren Prozessoren und Speichern realisierte Magnetresonanztomographiesysteme durch Implementierung des Programms in geeigneter Weise modifiziert werden können, um in der erfindungsgemäßen Weise zu arbeiten.
Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten besonders vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung, wobei insbesondere auch die Ansprüche einer Kategorie analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
Im Prinzip können die Spulensensitivitätsdaten in einer separaten Messung gemessen werden und in einem Speicher hinterlegt sein, auf den die Normalisierungseinheit Zugriff hat, um daraus die Spulensensitivitätsdaten für die Spulen zu erhalten. Vorteilhafterweise werden aber zur Gewinnung der Spulensensitivitätsdaten während der Magnetresonanzmessung zur Erfassung der Bildgebungs-Rohdaten zusätzlich, im Rahmen von Sensitivitätsmessungen, Lokalspulensensitivitäts-Rohdaten für niedrig aufgelöste Lokalspulenbilddaten und Volumenspulensensitivitäts-Rohdaten für niedrig aufgelöste Volumenspulenbilddaten erfasst und darauf basierend dann die Spulensensitivitätsdaten ermittelt. In einer Ausführungsform wird (besonders bevorzugt) separat für jede Schicht ein niedrig aufgelöstes Ganzkörperspulenbild und ein niedrig aufgelöstes Lokalspulenbild gemessen und daraus erfolgt die Berechnung der Lokalspulensensitivität. Eine einfache Ermittlung der Spulensensitivität aus den niedrig aufgelösten Lokalspulenbilddaten und den niedrig aufgelösten Volumenspulenbilddaten ist möglich, indem pixelweise die Lokalspulenbilddaten durch die Volumenspulenbilddaten geteilt werden. Bei dieser Vorgehensweise wird davon ausgegangen, dass die räumliche Empfindlichkeit der Volumenspule in guter Näherung als konstant angenommen werden kann.
Da für Hintergrundpixel, die im Wesentlichen nur Rauschen enthalten, dieser Quotient keine sinnvollen Werte annimmt, sollten vorzugsweise derartige Pixel bei der Normalisierung ausgeschlossen werden oder die entsprechenden Pixel der Spulensensitivitäten entweder vor der Division oder nachträglich nach der Division in einer Hintergrundkorrektur geglättet werden. Hierzu können übliche Hintergrundkorrekturverfahren verwendet werden, wie sie dem Fachmann bereits aus anderen Bereichen bekannt sind, z. B. das Fitten einer glatten Funktion entweder vor der Division an die niedrig aufgelösten Lokalspulenbilddaten und die niedrig aufgelösten Volumenspulenbilddaten oder nach der Division an die Spulensensitivitäten.
Die Erfassung der Lokalspulensensitivitäts-Rohdaten für niedrig aufgelösten Lokalspulenbilddaten und die Erfassung der Volumenspulensensitivitäts-Rohdaten für die niedrig aufgelösten Volumenspulenbilddaten für eine Schicht erfolgt besonders bevorzugt, indem abwechselnd k-Raum-Zeilen für die niedrig aufgelösten Lokalspulenbilddaten und k-Raum-Zeilen für die niedrig aufgelösten Volumenspulenbilddaten ausgelesen werden. Das heißt, es werden dieselben k-Raum-Zeilen jeweils mindestens zweimal hintereinander, nämlich einmal durch die Lokalspule und einmal durch die Volumenspule ausgelesen. Dieses Verfahren minimiert Unterschiede in entsprechenden k-Raum Zeilen in Folge der Fahrt und/oder Patientenbewegung und/oder physiologischer Bewegung, so dass die Änderungen im empfangenen Signal in guter Näherung auf die unterschiedliche Ausleuchtung der Empfangsspulen zurückgeführt werden können. Andernfalls würden Änderungen im empfangenen Signal, deren Ursache die genannten Bewegungen sind, fälschlicherweise als Empfindlichkeitsbedingt interpretiert werden und somit die Sensitivitätsmessungen verfälschen und könnten letztlich dafür verantwortlich sein, dass durch die Normalisierung zusätzliche Fehler in den Bilddaten erzeugt werden. Dabei ist dieses Verfahren unabhängig von der Sequenz, mit der die Spulensensitivitäten gemessen werden. Die Reihenfolge der Messungen ist dabei nicht entscheidend. Es ist also genauso vorteilhaft, die k-Raum Zeile zuerst mit der Volumenspule und unmittelbar danach mit der Lokalspule zu erfassen.
So wäre es beispielsweise möglich, die Spulensensitivitäten im Untersuchungsbereich im Rahmen eines sog. Pre-Scans zu messen. Bei einem solchen Pre-Scan könnten z. B. mit einer schnellen, protonendichtegewichteten, gespoilten 3D-Gradientenechosequenz die zwei niedrig aufgelösten Datensätze, einmal mit den während des darauffolgenden bildgebenden Verfahrens eingesetzten Lokalspulen und einmal mit der Volumenspule, akquiriert werden.
Das Volumen einer solchen Pre-Scan-Messung umfasst dabei das Volumen der darauffolgenden bildgebenden Sequenz. Ein solches Verfahren bietet sich allerdings in erster Linie dann an, wenn die Bildgebungs-Rohdaten nachfolgend mit einem klassischen Verfahren mit stehendem Tisch akquiriert werden. Wird dagegen, wie bei dem erfindungsgemäßen Verfahren, während eines sich bewegenden Tisches gemessen, so kann diese Methode meist nicht einfach angewandt werden, da erstens ein Teil des durch den Pre-Scan zu erfassenden Volumens außerhalb des Messvolumens des Magnetresonanztomographen liegt und zweitens während der Fahrt zwischen unterschiedlichen Sätzen von Lokalspulen umgeschaltet wird. Daher werden bei einer ganz besonders bevorzugten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens die Sensitivitätsmessungen, welche letztlich zur Ermittlung der Sensitivitäten der Spulen dienen, zwischen der Erfassung der Bildgebungs-Rohdaten (im Folgenden auch kurz „Bildgebungsmessung” genannt), welche in erster Linie der anatomischen Bildgebung der z. B. für eine spätere Diagnose benötigten Bilddaten dienen, für die verschiedenen Schichten durchgeführt.
Welches Verfahren genau zur Messung der Spulensensitivitätsdaten zwischen den Messungen der Bildgebungs-Rohdaten verwendet wird, hängt dabei u. a. von der Sequenztechnik der bildgebenden Sequenz ab, da eine negative Beeinflussung der bildgebenden Sequenz durch die Messung der Spulensensitivitätsdaten und umgekehrt eine Verfälschung der gemessenen Spulensensitivitätsdaten durch die bildgebende Sequenz so weit wie möglich vermieden werden soll und gleichzeitig die zusätzliche Zeit, die für die Messung der Spulensensitivitätsdaten benötigt wird, minimiert werden soll.
Die wichtigsten Techniken zur Akquisition von Bildgebungs-Rohdaten bei gleichzeitigem Tischvorschub lassen sich grob in 2D-axiale Messungen mit Tischvorschub senkrecht zur Bildebene und 3D-Techniken einteilen, bei denen die Ausleserichtung parallel zur Richtung des Tischvorschubs orientiert ist. Bei der 2D-axialen Messung werden jeweils relativ dünne 2D-Schichten aufgenommen und es wird dabei durch einen davon gebildeten Schichtstapel ein bestimmtes zweidimensionales Volumen dicht erfasst. Dabei erfolgt die Schichtselektion in der in der Tischvorschubrichtung verlaufenden z-Richtung durch ein geeignetes gleichzeitiges Schalten von Gradientenpulsen und Hochfrequenzpuls. Die Ortsauflösung in x- und y-Richtung, jeweils senkrecht zur z-Richtung, erfolgt mit Hilfe des Auslesegradienten, welcher meist von rechts nach links bezüglich des Patienten geschaltet wird, und eines Phasencodierungsgradienten, welcher dann senkrecht zum Tisch in Anterior-/Posterior-Richtung bezüglich des Patienten verläuft. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung erfolgt die Auslesung der Bildgebungs-Rohdaten bevorzugt senkrecht zu einer Tischvorschubrichtung, d. h. es werden wie zuvor beschrieben dünne 2D-Schichten aufgenommen.
Die optimale Implementierung eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Durchführung von Sensitivitätsmessungen in 2D-axialen Messungen mit Tischvorschub senkrecht zur Bildebene hängt insbesondere vom verwendeten Sequenztyp der genutzten Bildgebungsmessung ab. Dabei ist wiederum zwischen drei verschiedenen prinzipiellen bildgebenden Sequenztypen zu unterscheiden.
Bei der ersten Vorgehensweise werden sukzessive die Daten einer einzigen Schicht im Zentrum des Magneten akquiriert, während das Untersuchungsobjekt mit konstanter Geschwindigkeit durch den Tomographen gefahren wird. Dabei werden die Daten einer ersten Schicht komplett akquiriert, bevor mit der Datenakquisition einer weiteren Schicht begonnen wird. Hierzu gehören beispielsweise Sequenzen mit kurzer Repetitionszeit.
Bei einer zweiten prinzipiellen Vorgehensweise werden wie bei der ersten Vorgehensweise die Schichtdaten sukzessive akquiriert, d. h. die Daten einer ersten Schicht komplett akquiriert, bevor mit der Datenakquisition einer zweiten Schicht begonnen wird. Jedoch werden hierbei die Daten von anatomisch benachbarten Schichten nicht oder zumindest nicht bevorzugt zeitlich nacheinander akquiriert, um ein Übersprechen der Schichten zu vermeiden. Unter Übersprechen der Schichten versteht man dabei die Tatsache, dass jeder selektive Hochfrequenzpuls wegen seiner endlichen Dauer ein unperfektes Anregungsprofil hat. Technisch unvermeidbar beeinflusst jeder Hochfrequenzpuls somit auch Regionen, die sich außerhalb der gewünschten Schicht befinden. Dieser Effekt tritt am stärksten zwischen unmittelbar benachbarten Schichten auf. Wird eine Nachbarschicht akquiriert, bevor die gestörte Magnetisierung in ihren Gleichgewichtszustand zurückgekehrt ist (was näherungsweise erst nach der vier- bis fünffachen T₁-Zeit des Gewebes der Fall ist), so sinkt dadurch die Signalintensität und damit das Signal-zu-Rausch-Verhältnis und der Kontrast des Bildes kann sich verändern. Dieser Gruppe gehören z. B. Sequenzen an, bei denen alle k-Raum-Zeilen eines Bildes nach einem einzigen Hochfrequenzanregungspuls ausgelesen werden, sowie Sequenzen mit kurzer Repetitionszeit, bei denen ein sogenannter selektiver Präparationspuls zur Unterdrückung einer unerwünschten Signalkomponente bzw. zur Erzielung eines gewünschten Kontrastes zum Einsatz kommt.
Insbesondere bei diesen beiden zuvor beschriebenen grundsätzlichen Verfahrensweisen bietet es sich an, dass bevorzugt die Sensitivitätsmessungen für eine bestimmte Schicht und die Bildgebungsmessung der betreffenden Schicht zeitlich zusammengruppiert, beispielsweise paarweise benachbart, erfolgen.
Dabei wird besonders bevorzugt die Sensitivitätsmessung für eine bestimmte Schicht vor einer Messung von Bildgebungs-Rohdaten der betreffenden Schicht durchgeführt, da die Sensitivitätsmessung, z. B. beim Einsatz einer Gradientenechosequenz, mit einem kleinen Anregungsflipwinkel erfolgen kann und somit die Störung der Magnetisierung durch die Sensitivitätsmessung gering ist und zum Zeitpunkt der darauffolgenden Bildgebungsmessung weitgehend abgeklungen ist. Wird die Sensitivitätsmessung vor der Bildgebungsmessung durchgeführt, ist also die Beeinflussung der beiden Messungen insgesamt geringer.
Bei einer dritten prinzipiellen Vorgehensweise zur Akquisition der Bildgebungs-Rohdaten wird die Datenakquisition für die unterschiedlichen Schichten wie in der konventionellen Magnetresonanztomographie (d. h. bei stehendem Tisch) mit einer verschachtelten Akquisitionstechnik aufgenommen, bei der zwischen aufeinanderfolgenden Anregungen einer Schicht Daten von anderen Schichten akquiriert werden und zwischen zwei Anregungen der gleichen Schicht der Anregungsort so an die Tischgeschwindigkeit angepasst wird, dass unter der Annahme eines starren Untersuchungsobjekts jeweils die gleiche Schicht im Untersuchungsobjekt angeregt wird. Das Verfahren ist insbesondere vorteilhaft bei Sequenzen mit längerer Repetitionszeit wie T₁-gewichtete Flash-Techniken oder multi-shot turbo spin-echo-Sequenzen (TSE), bei denen eine Repetitionszeit von 70 ms bis zu mehreren Sekunden nötig ist, um einen gewünschten Kontrast zu erhalten oder das Signal aufrechtzuerhalten.
Bei der letztgenannten Vorgehensweise erfolgt also die Erfassung der Bildgebungs-Rohdaten, d. h. die Bildgebungsmessung, für eine Schicht, indem in mehreren (Bildgebungs-)Teilmessungen k-Raum-Segmente (die jeweils mehrere k-Raum-Zeilen umfassen) dieser Schicht erfasst werden. Bei diesem Verfahren erfolgt vorzugsweise eine Sensitivitätsmessung für die jeweilige Schicht wiederum vor Erfassung des ersten k-Raum-Segments. Wegen der relativ langen Zeit zwischen aufeinanderfolgenden Anregungen der gleichen Schicht wäre bei der dritten Vorgehensweise auch eine Sensitivitätsmessung für die jeweilige Schicht nach Erfassen des letzten Segments vorteilhaft möglich.
Wenn die Erfassung der Bildgebungs-Rohdaten für eine Schicht in mehreren solchen Bildgebungs-Teilmessungen der k-Raum-Segmente an definierten Messpositionen in einem Messraum des Magnetresonanztomographen erfolgt, so kann besonders bevorzugt eine bestimmte Messposition im Messraum einer Sensitivitätsmessung zugeordnet werden. Um in diesem Fall sicherzustellen, dass die Sensitivitätsmessung vor Erfassung des ersten k-Raum-Segments erfolgt, kann beispielsweise diese Messposition die erste Messposition im Messraum in Tischvorschubrichtung sein.
Unabhängig davon, in welcher Reihenfolge und/oder Verschachtelung die Sensitivitätsmessungen und die Bildgebungsmessungen durchgeführt werden, erfolgt besonders bevorzugt bei den Sensitivitätsmessungen die Anregung der Schichten nur mit einem kleinen Flipwinkel, beispielsweise bevorzugt < 5°. Dies reicht zur Rekonstruktion der niedrig aufgelösten Bilddaten für die Sensitivitätsdatenermittlung aus und stellt sicher, dass die Bildgebungsmessungen möglichst wenig durch die Sensitivitätsmessungen beeinflusst werden. Außerdem wird bevorzugt, wenn einer Messung von Bildgebungs-Rohdaten eine Sensitivitätsmessung unmittelbar vorgeschaltet ist, zunächst eine definierte Mindestwartezeit bzw. Pausenzeit abgewartet, bevor schließlich die Bildgebungs-Rohdaten der zuvor in der Sensitivitätsmessung vermessenen Schicht erfasst werden.
Bei einer weiteren bevorzugten Variante wird die Messzeit für die Sensitivitätsmessung dadurch verkürzt, dass Rohdaten zur Bestimmung von Sensitivitätsdaten für eine bestimmte Schicht unmittelbar aus den Bildgebungs-Rohdaten bzw. aus mindestens einem k-Raum-Segment der Bildgebungs-Rohdaten der betreffenden Schicht ermittelt werden. Zum Beispiel können direkt k-Raum-Zeilen der Bildgebungs-Rohdaten übernommen werden, vorzugsweise aus dem k-Raum-Zentrum, aus dem niedrig aufgelöste Lokalspulenbilder erzeugt werden können.
Bildgebungs-Rohdaten werden in der Regel nur mit den Lokalspulen erfasst. Deshalb werden bei dieser Variante die betreffenden k-Raum-Zeilen noch einmal mit der Volumenspule zur Erzeugung niedrig aufgelöster Volumenspulenbilddaten erfasst. Aus den oben genannten Gründen erfolgt auch hier die zweite Messung einer bestimmten k-Raum Zeile zur Erfassung von Volumenspulen-Sensitivitätsdaten bevorzugt unmittelbar nach der ersten Messung der selben k-Raum Zeile zur Erfassung von Lokalspulen-Sensitivitätsdaten und Bildgebungs-Rohdaten. Die Reihenfolge der Messungen ist auch hier wieder nicht entscheidend. Es ist also genauso vorteilhaft, die k-Raum Zeile zuerst mit der Volumenspule und unmittelbar danach mit der Lokalspule zu erfassen.
Ein mögliches Verfahren zur Erfassung von Lokalspulensensitivitätsdaten auf diese Weise wird in S. A. R. Kannengießer „Parallel Imaging for Continuously Moving Table MRI Using Moving RF Coils and In-place Sensitivity Calibration”, Second International Workshop an Parallel MRI, Latsis Symposium 2004, ETH Zürich beschrieben. Dabei werden bewegte Spulen mit sogenannter „In-place” Kalibrierung und der parallelen Rekonstruktionstechnik GRAPPA zur Bildgebung verwendet. „In-place” Kalibrierung bedeutet, dass der k-Raum nicht komplett unterabgetastet wird. Vielmehr wird der mit den niedrigen räumlichen Frequenzen assoziierte zentrale Bereich des k-Raums nach dem Nyquist-Theorem hinreichend dicht abgetastet. Dieser zentrale Bereich wird dann zur Spulenkalibrierung verwendet. Zum Beispiel können aus dem dicht abgetasteten k-Raum-Bereich in die unterabgetastet Richtung gering aufgelöste Bilder berechnet werden, aus denen sich wiederum die Spulensensitivitäten approximieren lassen. Diese „In-place” Kalibrierung hat eine Reihe von Vorteilen, wie die relative Bewegungsinsensitivität. Bei der dort beschriebenen „In-place” Kalibrierung erhält man jedoch nur Daten von den Lokalspulen. Spulensensitivitäten, die allein aus Daten abgeleitet werden, die mit Lokalspulen akquiriert wurden, sind in der Regel zwar hinreichend für eine Nutzung der Spulensensitivitäten für die parallele Bildrekonstruktion, aber oft nicht für die Bildnormalisierung. Daher werden im Rahmen des beschriebenen bevorzugten Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens die zentralen k-Raum-Zeilen nicht nur hinreichend dicht abgetastet, sondern zusätzlich doppelt abgetastet, nämlich ein zweites Mal mit der Volumenspule.
Wie bereits oben erläutert, werden die gemessenen Spulensensitivitätsdaten in erfindungsgemäßer Weise zur Normalisierung der Bilddaten eingesetzt. Besonders bevorzugt können diese Spulensensitivitätsdaten aber auch zusätzlich für weitere Zwecke eingesetzt werden, insbesondere bevorzugt im Rahmen eines parallelen Bildrekonstruktionsverfahrens und/oder zur komplexen Kombination von Einzelspulenbildern. Verfahren, wie Spulensensitivitätsdaten für diese Zwecke genutzt werden können, werden später noch erläutert.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Magnetresonanztomographiesystems,
2 eine schematische Darstellung der Durchführung einer erfindungsgemäßen Magnetresonanzmessung gemäß einer ersten Ausführungsvariante,
3 eine schematische Darstellung der Durchführung einer Magnetresonanzmessung gemäß dem Stand der Technik,
4 eine schematische Darstellung der Durchführung einer erfindungsgemäßen Magnetresonanzmessung gemäß einer zweiten Ausführungsvariante, bei der die Akquisition der Bildgebungs-Rohdaten analog zu dem Verfahren nach 3 erfolgt, und
5 eine Darstellung eines möglichen Verfahrens zur Normalisierung von Bilddaten auf Basis von erfindungsgemäß gemessenen Spulensensitivitätsdaten.
In 1 ist ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Magnetresonanztomographiesystems 1 schematisch dargestellt. Das Magnetresonanztomographiesystem 1 umfasst im Wesentlichen einen Magnetresonanztomographen 3, mit welchem das für die Magnetresonanzmessung notwendige Magnetfeld in einem Messraum M erzeugt wird. Im Messraum M, auch Patiententunnel genannt, befindet sich ein Tisch 2, auf dem ein Patient bzw. Untersuchungsobjekt O positioniert werden kann. Als ein Sendeantennensystem weist der Magnetresonanztomographen 3 wie üblich eine Volumenspule 4 auf. Im Tomographen 3 befinden sich darüber hinaus mehrere Gradientenspulen, um jeweils in den drei Raumrichtungen die gewünschten Magnetfeldgradienten anzulegen. Diese Komponenten sind aber der besseren Übersichtlichkeit halber in 1 nicht dargestellt.
Außerdem umfasst das Magnetresonanztomographiesystem 1 eine Steuereinrichtung 6, mit welcher der Tomograph 3 gesteuert wird und Magnetresonanzdaten, nämlich hier unter anderem Bildgebungs-Rohdaten BR, Volumenspulensensitivitäts-Rohdaten VSR und Lokalspulensensitivitäts-Rohdaten LSR, von dem Tomographen 3 erfasst werden, und ein an die Steuereinrichtung 6 angeschlossenes Terminal 7. Die Steuereinrichtung 6 umfasst ihrerseits eine Ansteuereinheit 11 und eine Auswerteeinheit 12 für die Magnetresonanzdaten.
Während einer Magnetresonanzmessung werden Magnetresonanzsignale mittels im Messraum M am Patienten O positionierter Lokalspulen 5 (von denen hier nur eine dargestellt ist) und gegebenenfalls der Volumenspule 4 erfasst und nach einer Vorverarbeitung als Magnetresonanzdaten BR, LSR, VSR über eine Rohdatenschnittstelle 16 an die Auswerteeinheit 12 übergeben, wobei der Tomograph 3 und der Tisch 2 von der Ansteuereinheit 11 über eine Steuerdatenschnittstelle 17 derart angesteuert werden, dass Magnetresonanzsignale aus einem definierten Volumenbereich V (dem Messvolumen V), welcher sich im Körperinneren eines auf dem Tisch 2 liegenden Patienten O befindet, erfasst werden.
Die Auswerteeinheit 12 umfasst hier eine Rekonstruktionseinheit 13, eine Sensitivitätsdaten-Ermittlungseinheit 14 und eine Normalisierungseinheit 15. Die Auswerteeinheit 12 ist mit all diesen Komponenten 13, 14, 15 in Form von Software auf einem geeigneten Prozessor der Steuereinrichtung 6 realisiert. In der Rekonstruktionseinheit 13 werden aus den Bildgebungs-Rohdaten BR Bilddaten BD rekonstruiert. Dies kann mit einem der üblichen, dem Fachmann bekannten Verfahren erfolgen. Außerdem werden hier aus den Lokalspulensensitivitäts-Rohdaten LSR niedrig aufgelöste Lokalspulenbilddaten LSB und aus den Volumenspulensensitivitäts-Rohdaten VSR niedrig aufgelöste Volumenspulenbilddaten VSB rekonstruiert, die dann an die Sensitivitätsdaten-Ermittlungseinheit 14 übergeben werden. Diese berechnet daraus – wie später noch anhand von 5 genauer erläutert wird – Spulensensitivitätsdaten SD, die an die Normalisierungseinheit 15 übergeben werden. Gleichzeitig erhält die Normalisierungseinheit 15 von der Bildrekonstruktionseinheit 13 die zugehörigen Bilddaten BD.
Die Normalisierungseinheit 15 sorgt dann auf Basis der Spulensensitivitätsdaten SD für eine Normalisierung der Bilddaten BD und stellt diese als normalisierte Bilddaten ND zur Verfügung.
Die normalisierten Bilddaten ND können zum Beispiel auf einem Bildschirm 8 des Terminals 7 grafisch dargestellt werden. Alternativ können die Rohdaten und/oder Bilddaten auch in einem (nicht dargestellten) Massenspeicher hinterlegt werden. Die Spulensensitivitätsdaten SD können von der Sensitivitätsdaten-Ermittlungseinheit 14 auch an die Rekonstruktionseinheit 13 zurückgeliefert werden, so dass diese die Spulensensitivitätsdaten SD zusätzlich z. B. im Rahmen der Rekonstruktion von Bilddaten BD nutzen kann, beispielsweise wenn parallele Bildgebungsverfahren verwendet werden.
Neben der grafischen Darstellung der Bilddaten ND kann mit dem Terminal 7, welches neben dem Bildschirm 8 eine Tastatur 9 und eine Maus 10 umfasst, von einem Anwender z. B. ein zu vermessender Volumenbereich V vorgegeben werden und es können weitere Parameter zur Durchführung der erfindungsgemäßen Verfahren bestimmt werden. Üblicherweise erfolgt die Steuerung des Magnetresonanztomographen 3 durch die Steuereinrichtung 6 während der Magnetresonanzmessung vollautomatisch mittels eines Messprotokolls, das der Bediener zuvor aus einer Sammlung von vorgefertigten Messprotokollen ausgewählt und in der Regel modifiziert hat, so dass die von ihm gewünschte Messung durchgeführt wird.
Über das Terminal 7 kann auch die Software für die Steuereinrichtung 6, insbesondere für die Auswerteeinheit 12, in die Steuereinrichtung 6 geladen werden. Diese Software der Steuereinrichtung 6 kann dabei auch die erfindungsgemäßen Verfahren umfassen. Es ist dabei auch möglich, dass ein erfindungsgemäßes Verfahren in einer Software enthalten ist, welche in dem Terminal 7 abläuft. Unabhängig davon, in welcher Software das erfindungsgemäße Verfahren enthalten ist, kann die Software auf einer DVD 19 oder einem anderen Datenträger gespeichert sein, so dass diese Software dann von dem Terminal 7 von der DVD 19 gelesen und entweder in die Steuereinrichtung 6 oder in eine Recheneinheit des Terminals 7 selbst kopiert werden kann.
Die Steuerdatenschnittstelle 17 und die Rohdatenschnittstelle 16 sind hier sehr vereinfacht jeweils nur als ein Block dargestellt. Tatsächlich bestehen diese Schnittstellen aus einer Vielzahl von einzelnen Komponenten. Beispielsweise umfasst die Steuerdatenschnittstelle 17 einen oder mehrere Sendekanäle mit entsprechenden Hochfrequenzverstärkern, um HF-Pulse mit der benötigten Stärke und Pulsform in die Volumenspule 4 einspeisen zu können, sowie geeignete (Gradienten-)Schnittstellen um die Gradientenspulen mit den passenden Gradientenpulsen zu versorgen. Ebenso weist die Rohdatenschnittstelle 16 eine Vielzahl von Empfangskanälen für die Volumenspule 4 und die verschiedenen Lokalspulen 5 (von denen hier nur eine dargestellt ist) auf.
Es wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass ein solches Magnetresonanztomographiesystem 1, insbesondere die Steuereinrichtung 6, noch eine Vielzahl weiterer Komponenten aufweisen kann, beispielsweise Schnittstellen zum Anschluss an ein Netzwerk, um die Rohdaten und/oder die rekonstruierten Bilddaten auch an andere Stationen zu übergeben etc. Ebenso kann auch der Magnetresonanztomograph 3 anders als hier dargestellt aufgebaut sein, beispielsweise als seitlich offener Tomograph. Da der grundsätzliche Aufbau von Magnetresonanztomographiesystemen dem Fachmann aber bekannt ist, wurde aus Gründen der Übersichtlichkeit darauf verzichtet, all diese Komponenten und Varianten in 1 darzustellen und hier näher zu erläutern.
Im Folgenden werden anhand der 2 bis 4 beispielhaft verschiedene bevorzugte Verfahren erläutert, wie die Sensitivitätsmessungen SM mit den Bildgebungsmessungen innerhalb einer Messsequenz kombiniert werden können.
Bei allen nachfolgend beschriebenen Verfahren erfolgen die Bildgebungsmessungen in Form von axialen 2D-Messungen mit einem Tischvorschub senkrecht zur Bildebene. Das heißt, die Ausleserichtung ist senkrecht zur Tischvorschubrichtung R. Dabei wird für jede anatomische Schicht SL individuell die Spulensensitivität mit einer schnellen, protonendichtegewichteten, gespoilten 2D-Gradientenechosequenz (mit kurzer Anregungszeit TE und kurzer Repetitionszeit TR) gemessen.
Bei dieser Sequenz wird die Pixelanzahl N_x in Ausleserichtung, die Pixelanzahl N_y in Phasenkodierrichtung, das Gesichtsfeld (field of view) FOV_x in Ausleserichtung, das Gesichtsfeld FOV_y in Phasenkodierrichtung und somit die Fourier-Pixelgröße d_x = FOV_x/N_x in Ausleserichtung, sowie die Fourier-Pixelgröße d_y = FOV_y/N_y in Phasenkodierrichtung von der zugehörigen Bildgebungsmessung (im Folgenden auch „anatomische Messung” genannt) übernommen, die normalisiert werden soll. Somit gilt im k-Raum für den Zeilenabstand dk_y = 1/(Ny·dy) = 1/FOV_y und für den Spaltenabstand dk_x = 1/(N_x·d_x) = 1/FOV_x. Die Auflösung in der Bildebene ist aber wesentlich geringer als bei der anatomischen Messung. Dies bedeutet jedoch keine Einschränkung, da angenommen werden kann, dass sich die Spulensensitivitäten räumlich langsam ändern. Die geringe Auflösung hat aber den Vorteil, dass nur der zentrale Bereich des k-Raums erfasst werden muss, also die Dauer des Ausleseintervalls verkürzt sowie die Zahl der gemessenen Zeilen gegenüber der hoch aufgelösten anatomischen Messung verringert werden kann. Diese beiden Maßnahmen zusammen mit der kurzen Repetitionszeit TR erlauben es, die Messzeit der Spulensensitivitäten auf < 100 ms pro Schicht zu verkürzen.
Bei einer Sensitivitätsmessung einer Schicht SL wird jede k-Raum-Zeile dieser Schicht SL zweimal erfasst, und zwar einmal mit der gleichmäßig ausleuchtenden Volumenspule 4 und einmal mit den signalstarken Lokalspulen 5. Ein gleichzeitiges Erfassen des Signals mit der Volumenspule 4 und den Lokalspulen 5 ist nicht möglich, da die Spulen 4, 5 gegeneinander verstimmt werden müssen. Daher erfolgt bevorzugt die wiederholte Messung einer bestimmten k-Raum Zeile unmittelbar nach der ersten Messung, also bevor andere k-Raum Zeilen gemessen werden. Dies minimiert Unterschiede in Folge der Fahrt und/oder Patientenbewegung und/oder physiologischer Bewegung, so dass die Änderung im empfangenen Signal in guter Näherung auf die unterschiedliche Ausleuchtung der Empfangsspulen zurückgeführt werden kann.
Ferner wird für die Gradientenechosequenz ein sehr kleiner Flipwinkel (5°) verwendet, um eine lang anhaltende Störung der Magnetisierung durch die Messung der Spulensensitivitäten zu vermeiden. In der Regel werden zur Akquisition der anatomischen Daten positionsabhängig unterschiedliche Oberflächenspulen für verschiedene Schichten eingesetzt. Zur Messung der Spulensensitivität einer bestimmten Schicht wird dabei der gleiche Satz von Oberflächenspulen wie während der anatomischen Messung eingesetzt.
Das implementierte Schema zur verschachtelten Akquisition von Spulensensitivitäten und bildgebenden Daten ist – wie bereits oben erläutert – von der eingesetzten bildgebenden Sequenz abhängig. Ziel des Schemas ist es bei allen Verfahren, die gegenseitige Beeinflussung der beiden Messungen (z. B. durch Sättigung, Unterbrechung eines dynamischen Gleichgewichtes etc.) so gering wie möglich zu halten.
Ein erstes Verfahren wird anhand von 2 erläutert.
Dieses Verfahren bietet sich insbesondere bei bildgebenden Sequenzen mit kurzer Repetitionszeit TR, wie TrueFISP (engl. ”True fast imaging with steady state precession”) oder Protonendichte-gewichtete FLASH (engl. „Fast Low Angle Shot”) Sequenzen an. Bei diesen Sequenzen ist es möglich, fortlaufend (sukzessiv) die Daten einer einzigen Schicht im Zentrum des Magneten zu akquirieren, während der das Untersuchungsobjekt mit konstanter Geschwindigkeit
im Tomographen 3 verfahren wird. Dabei bezeichnet die Repetitionszeit TR wie üblich die Zeit zwischen zwei sukzessiven Anregungen einer Schicht und N_PE die Zahl der Phasenkodierschritte pro Schicht in einer kartesischen Akquisitionstechnik bzw. N_r die Zahl der radialen Speichen pro Schicht in einer radialen Akquisitionstechnik. d ist der Abstand zwischen benachbarten Schichten.
Außerdem ist dieses Verfahren besonders für Sequenzen geeignet, bei denen die Schichtdaten ebenfalls sukzessiv akquiriert werden, d. h. bei denen die Daten einer ersten Schicht SL komplett akquiriert werden, bevor mit der Datenakquisition einer weiteren Schicht SL begonnen wird, wobei die Daten von anatomisch benachbarten Schichten aber zur Verminderung des Übersprechens zwischen den Schichten bevorzugt nicht zeitlich nacheinander akquiriert werden. Hierzu zählen z. B. single-shot Sequenzen, wie echo-planar-imaging (EPI) oder half-Fourier single-shot turbo spin-echo (HASTE) Sequenzen, bei denen alle k-Raum Zeilen eines Bildes nach einem einzigen Hochfrequenz-Anregungspuls ausgelesen werden, sowie Sequenzen mit kurzer Repetitionszeit TR, wie TurboFLASH, bei denen ein selektiver Präparationspuls verwendet wird.
Im Folgenden bezeichnet das Zeitintervall TS den zeitlichen Abstand zwischen der anatomischen Messung zweier Schichten, die unmittelbar nacheinander gemessen werden. Häufig ist diese Zeit bereits länger als die Akquisitionszeit TA1 pro anatomischer Schicht, um z. B. eine vorgegebene maximale Energie-Einstrahlung pro Zeit (bei HASTE, TrueFisp) oder den Duty Cycle eines Gradientenverstärkers (bei einer diffusionsgewichteten EPI-messung) nicht zu überschreiten. Falls dies nicht der Fall ist oder falls die Differenzzeit TS-TA1 kürzer als eine Zeit TA2 ist, die zur Akquisition der Spulensensitivitäten einer Schicht benötigt wird, so ist TS entsprechend zu verlängern, so dass TS ≥ TA1 + TA2 gilt.
In der Regel erfordert diese Verlängerung eine zusätzliche Anpassung der Tischgeschwindigkeit. Dementsprechend sind die obigen Gleichungen (1a) und (1b) durch die Gleichungen
zu ersetzen.
Bei single-shot Sequenzen wie HASTE oder EPI ist ferner die Repetitionszeit TR nicht definiert. Die folgende Formel für die Tischgeschwindigkeit gilt auch für single-shot Sequenzen: v_table = d / TS ≥ d / TA2 + TA1
Mit TS ≥ TA1 + TA2 ergibt sich eine Pause zwischen der Akquisition der aufeinanderfolgenden Schichten, die lang genug ist, um die Spulensensitivitäten einer Schicht zu akquirieren. In einer bevorzugten Ausführungsform wird dabei die Spulensensitivität der als nächstes zu messenden Schicht akquiriert.
Da der Anregungswinkel der zur Messung der Spulensensitivitäten verwendeten Gradientenechosequenz klein ist, sind die Störung der Magnetisierung und damit die Beeinträchtigung der darauffolgenden, anatomischen Messung gering.
Wenn TS > TA1 + TA2 gilt, wird die dadurch gegebene Pause TP = TS – (TA1 + TA2) bevorzugt zwischen der Sensitivitätsmessung und der zugehörigen Bildgebungsmessung der betreffenden Schicht eingefügt. Die Relaxation der Magnetisierung während der Pause führt zu einer weiteren Reduzierung der Beeinflussung.
Konkret erfolgt bei dem in 1 gezeigten Verfahren eine verschachtelte Akquisition von Spulensensitivitätsdaten und anatomischen Daten im Rahmen einer CT (Continuous Table move) single-shot HASTE Sequenz. Ausgangspunkt ist dabei ein aus der DE 10 2009 021 242 A1 bekanntes Akquisitionsschema für die anatomischen Daten. Durch Einsatz eines derartigen Akquisitionsschemas können die mit einem Übersprechen von HF-Pulsen (Präparationspulse, Anregungspulse, Refokussierungspulse) eventuell verbundenen Kontrastvariationen und Signalverluste bei gleichzeitiger möglichst gleichartiger Akquisition verschiedener Schichten minimiert werden.
Die horizontale z-Achse in 2 zeigt in Richtung R des Tischvorschubs. Der dargestellte Nullpunkt der z-Achse befindet sich im Isozentrum des Magneten des Tomographen. Auf der vertikalen Achse ist die Zeit t dargestellt. Der Untersuchungsbereich (z. B. das Messvolumen) ist hier beispielhaft in 24 Schichten SL mit äquidistantem Abstand eingeteilt. Diese Schichten SL sind entsprechend ihrer Reihenfolge nummeriert, in der sie in Richtung R des Tischvorschubs in das aktive Volumen im Zentrum des Magneten gefahren werden. Die anatomischen Daten werden an drei verschiedenen Messpositionen S1, S2, S3 innerhalb des Magnetresonanztomographen 3 gemessen (d. h. der Parameter c in dem in der DE 10 2009 021 242 A1 beschriebenen Verfahren ist gleich 3).
In der 2 sind bereits gemessene Schichten SL grau hinterlegt und noch nicht gemessene Schichten SL sind nicht gefüllt dargestellt. Eine Schicht SL, bei der zum gezeigten Zeitpunkt gerade die Bildgebungsmessung BM erfolgt, ist horizontal gestreift hinterlegt. Eine Schicht SL, deren Spulensensitivitäten gerade gemessen werden, d. h. bei der die Spulensensitivitätsmessung SM erfolgt, ist schräg gestreift hinterlegt. Zum willkürlich herausgegriffenen Zeitpunkt t₀ sind die Schichten SL mit den Nummern 1 bis 5 und 7 bereits komplett gemessen, und es erfolgt gerade die Bildgebungsmessung BM für die Schicht Nr. 10 an der Messposition S₁ innerhalb des Magnetresonanztomographen 3. Die übrigen Schichten SL sind zu diesem Zeitpunkt noch nicht gemessen. Ein Zeitintervall TS später, zur Zeit t₀ + TS, erfolgt die Bildgebungsmessung BM der Schicht Nr. 8 an der Messposition S2, noch ein Zeitintervall TS später, zur Zeit t₀ + 2TS, die Bildgebungsmessung BM der Schicht Nr. 6 an der Messposition S3. Noch ein Zeitintervall TS später wiederholt sich das Akquisitionsschema mit der Bildgebungsmessung BM der Schicht Nr. 13 an der Messposition S1. In den Zeitintervallen TS zwischen der Messung zweier Schichten SL werden jeweils die Spulensensitivitäten für die nächste zu messende Schicht SL akquiriert.
Die Spulensensitivitätsmessung SM der Schicht Nr. 10 erfolgt zum Zeitpunkt t₀ – TS + TA1 + TD. Dabei ist TD eine Verzögerungszeit mit 0 ≤ TD ≤ TP zur vorangegangenen Bildgebungsmessung einer anderen Schicht (nicht gezeichnet) und TP die oben eingeführte Pausenzeit TP = TS – (TA1 + TA2). Ist diese Pausenzeit TP echt größer als Null, so erlaubt die Wahl der Verzögerungszeit TD eine Optimierung zwischen einer maximalen Relaxation der Magnetisierung nach der Messung der Spulensensitivitäten (TD = 0) und möglichst unveränderten Messbedingungen zur Zeit der Messung der Spulensensitivitäten und zur Zeit der Messung der anatomischen Daten (TD = TP). Bei einer konkreten Implementierung des in 1 gezeigten Akquisitionsschemas für eine CT single-shot HASTE-Sequenz wurde mit den Werten TS = 1000 ms, TA1 ~ 600 ms, TA2 ~ 90 ms und TD = 0 kein Signalverlust in den anatomischen Bildern in Folge der vorausgegangen Spulensensitivitätsmessung beobachtet.
Wie bereits oben erläutert, gibt es Bildgebungs-Sequenzen mit längeren Repetitionszeiten TR von 70 ms bis zu mehreren Sekunden, wie z. B. T1-gewichtete FLASH-Techniken oder multi-shot Turbo-Spin-Echosequenzen (TSE). Bei derartigen Sequenzen kann die sukzessive Akquisition der Schichten im Zentrum des Magneten ineffizient werden, da die lange Repetitionszeit TR bei einem in der Magnetresonanztomographie typischen Schichtabstand von d = 3 bis 8 mm nach den Gleichungen (1a), (1b) bzw. (2a) und (2b) zu recht kleinen Tischgeschwindigkeiten führen würde.
Deshalb wird bei solchen Verfahren vorzugsweise mit einer verschachtelten Akquisitionstechnik gearbeitet, bei der zwischen aufeinanderfolgenden Anregungen einer Schicht Daten von anderen Schichten akquiriert werden. Dabei wird zwischen zwei Anregungen der gleichen Schicht der Ort der Anregung derart an die Tischgeschwindigkeit angepasst, dass jeweils die gleiche Schicht im Untersuchungsobjekt getroffen wird.
Beispielsweise kann der abzubildende Volumenbereich im Untersuchungsobjekt in mehrere Schichtstapel von Ns Schichten unterteilt werden. Diese Schichtstapel werden nacheinander gemessen. Während der Messung eines Schichtstapels folgt dabei die Messposition einer festen anatomischen Position innerhalb des mit dem Tisch fahrenden Untersuchungsobjektes. Die Geschwindigkeit des Tisches wird dabei derart gewählt, dass der Verfahrweg während der Akquisitionszeit eines Schichtstapels gleich der Ausdehnung eines Schichtstapels ist:
Die Tischgeschwindigkeit und damit die Effizienz ist also bei der verschachtelten Akquisitionstechnik gegenüber der sukzessiven Technik um einen Faktor N_s erhöht.
Die eben beschriebene sukzessive Messung der Schichtstapel kann den Nachteil haben, dass verschiedene Schichten eines Schichtstapels unterschiedlich gemessen werden, was z. B. wegen der Nichtlinearität jedes realen Gradientensystems zu verschiedenen Verzeichnungen der berechneten Bilder führen kann. Nach dem Zusammensetzen der Bilder können sich, insbesondere an den Stapelgrenzen, dadurch Diskontinuitäten ergeben, da anatomisch benachbarte Schichten, die verschiedenen Schichtstapel zugeordnet wurden, oppositionelle Positionen innerhalb des Schichtstapels einnehmen. Dieses Problem kann dadurch vermieden werden, dass gleiche k-Raum-Zeilen unterschiedlicher Schichten jeweils am gleichen Ort innerhalb der MR-Anlage gemessen werden, so dass alle Schichten möglichst gleichartig gemessen werden. Diese „Sliding Multislice” (SMS)-Technik wird in H.-P. Fautz und S. A. R. Kannengießer, ”Sliding Multislice (SMS): A New Technique for Minimum FOV Usage in Axial Continuously Moving-Table Acquisitions”, Magnetic Resonance in Medicine 55, 363–370 (2006) beschrieben.
In 3 wird als vereinfachtes Beispiel die Akquisition von insgesamt 24 Schichten unter Verwendung der zuvor beschriebenen SMS-Technik von Fautz und Kannengießer gezeigt. Die horizontale z-Achse zeigt wieder in Richtung des Tischvorschubs und in vertikaler Richtung ist wieder die jeweilige Position des Schichtstapels als Funktion der Zeit t aufgetragen.
Dabei wird (stark vereinfacht) angenommen, dass zur kompletten Akquisition einer Schicht SL nur drei Anregungen nötig sind. Gemäß dem SMS-Schema werden entsprechende k-Raum-Segmente verschiedener Schichten SL an der gleichen Messposition S1, S2, S3 innerhalb des Tomographen 3 akquiriert. Ein erstes Segment nach einer ersten Anregung an der Messposition S1, ein zweites Segment (nach einer zweiten Anregung) an der Messposition S2, und ein drittes Segment (nach einer dritten Anregung) an der Messposition S3. Die Graustufe des Hintergrunds einer bestimmten Schicht SL in 3 ist ein Maß für die Zahl der bereits gemessenen Segmente (Hellgrau: bereits erfolgte Messung eines k-Raum-Segments, Mittelgrau: Messung von zwei k-Raum-Segmenten, Dunkelgrau: komplette Messung aller drei k-Raum-Segmente). Insgesamt werden Daten von jeweils sechs Schichten pro TR-Intervall akquiriert.
Die Zeitauflösung in dem Verfahren gemäß 3 ist 1/6 des TR-Intervalls. Während eines in der Figur dargestellten Zeitintervalls TR werden also Daten von genau einer Schicht SL akquiriert. Diese Schicht SL ist jeweils horizontal gestreift in zwei Graustufen hinterlegt. Die Tischvorschubgeschwindigkeit v_sms ist hier derart gewählt, dass der Tischvorschub pro TR-Intervall genau zwei Schichtabstände beträgt: v_sms = 2·d/TR, und die Zahl N der Schichten, die pro TR-Intervall angeregt und gemessen werden, ist doppelt so groß wie die Zahl E der Anregungen pro Schicht: N = 2·E.
Dies entspricht der Gleichung (1) bzw. (2) aus der oben zitierten Veröffentlichung von Fautz und Kannengießer mit p = 2, r = 1, E = 3, N = p·E = 6, I = 1 (die ganze Zahl p verknüpft dabei die Zahl E der Anregungen pro Schicht mit der Zahl N der Schichten, die pro TR-Intervall angeregt und gemessen werden, und I ist die Anzahl der generierten Bilder pro Schicht, der Faktor r sei zunächst 1. Auf den Fall r > 1 wird weiter unten eingegangen.): N = p·E (4a) v_sms = p·d/TR = N·d/(E·TR). (4b)
Die Repetitionszeit TR ist dabei mindestens so lang zu wählen, dass N (im Beispiel der 3 ist N = 6) Schichten angeregt und gemessen werden können: TR_min ≥ p·E·TA_exc = N·TA_exc. (5)
Dabei ist TA_exc die Akquisitionsdauer pro Anregung.
Anhand von 4 wird nun eine erfindungsgemäße Erweiterung des Akquisitionsschemas gemäß 3 zur zusätzlichen Akquisition der Spulensensitivitäten gezeigt.
Zur kompletten Akquisition der anatomischen Daten einer Schicht SL seien hier wiederum drei Anregungen nötig. Die drei k-Raum-Segmente werden jeweils in Bilddaten-Teilmessungen KSM₁, KSM₂, KSM₃ dann akquiriert, wenn sich die Schicht SL an den Messpositionen S1, S2, S3 innerhalb des Tomographen 3 befindet. Zusätzlich gibt es nun (anders als bei dem bekannten Verfahren nach 3) eine vierte Messposition S0. Befindet sich eine Schicht SL an diesem Ort, wird die Spulensensitivitätsmessung SM durchgeführt.
Eine Schicht SL, deren Spulensensitivitäten bereits gemessen sind, von der aber noch keine anatomischen Daten akquiriert wurden, ist quer gestreift hinterlegt. Wird in einem gezeichneten Zeitintervall gerade eine Spulensensitivitätsmessung SM einer Schicht durchgeführt, so wird die gemessene Schicht SL ebenfalls quer gestreift dargestellt, jedoch mit weniger Streifen. Sobald in einer ersten Teilmessung KSM₁ die ersten anatomischen Daten einer Schicht SL gemessen werden, entspricht die Hintergrundhinterlegung der in 3.
Die Zeitauflösung in dem Verfahren nach 4 ist 1/8 eines TR-Intervalls. In einem TR-Intervall werden jeweils ein k-Raum-Segment von sechs verschiedenen Schichten SL sowie Spulensensitivitäten von zwei Schichten SL akquiriert. Die Gleichung (4b) zur Berechnung der Tischgeschwindigkeit v_sms,sens gilt hier weiterhin: v_sms,sens = p·d/TR. (6)
Allerdings muss die Repetitionszeit TR mindestens so lang gewählt werden, dass in einem TR-Intervall neben der Anregung und Messung von hier N = p·E = 2·3 k-Raum-Segmenten auch die Messung von p = 2 Spulensensitivitäten erfolgen kann: TR_min,sens ≥ p·E·TA_exc + p·TA2 (7)
Dabei ist TA2 wieder die Zeit, die benötigt wird, um die Spulensensitivitäten einer Schicht SL zu akquirieren.
Es wird darauf hingewiesen, dass die Gleichungen (6) und (7) nicht aus der Gleichung (2) der o. g. Veröffentlichung von Fautz und Kannengiesser hervorgehen, indem man z. B. einfach die Spulensensitivitäten als zusätzliches Bild interpretiert (I = 2).
Bei einer T₂-gewichteten TSE-Sequenz ist die Akquisitionszeit TA_exc pro Anregung in der Regel in der gleichen Größenordnung oder länger als die Akquisitionszeit TA2 für die Spulensensitivitäten. T₁-gewichtete 2D-Sequenzen werden dagegen häufig mit einer gewünschten Repetitionszeit TR im Bereich zwischen 70 und 500 ms gefahren. In diesem TR-Bereich ist die sukzessive Einschicht-Akquisitionstechnik des o. g. ersten Sequenztyps nicht so effizient. Bei einer FLASH-Sequenz ist beispielsweise die Zahl der Anregungen gleich der Zahl der zu messenden k-Raum-Zeilen (N_pe in Gleichung (2a)) bzw. k-Raum Speichen (N_r in Gleichung (2b)). Die große Zahl der Anregungen per Bild würde bei dieser Variante also zu einem großen aktiven FoV und einer großen Tischgeschwindigkeiten führen. In der o. g. Veröffentlichung von Fautz und Kannengießer wird daher ein Faktor r ≥ 1 eingeführt, der die Zahl N der Schichten die pro TR-Intervall gemessen werden, von der Zahl E der Anregungen pro Bild entkoppelt.
Damit sind die Gleichungen (4a) und (4b) wie folgt zu modifizieren: N = p·E/r, (4a') v_sms = p·d/(r·TR) = N·d/(E·TR). (4b')
Da hier die Zeit TA2 zur Sensitivitätsdatenmessung im Verhältnis zur Anregungszeit TA_exc für die Akquisition der Bilddaten groß ist, sollte vorzugsweise das oben beschriebene modifizierte SMS-Schema zur Akquisition der Spulensensitivitäten ebenfalls modifiziert werden, um das Verfahren möglichst effizient zu halten. Beispielsweise kann hierzu die Zahl der k-Raum-Zeilen, die pro Spulensensitivitätsmessung gemessen werden, gleich r/2 gewählt und dann jeweils pro TR-Intervall nur eine einzige Spulensensitivitätszeile akquiriert werden. Dabei wird weiterhin jede k-Raum-Zeile zweimal erfasst, nämlich einmal mit der Volumenspule und einmal mit den Lokalspulen.
Bei einem nicht dargestellten Ausführungsbeispiel wird für solche Bilddatenakquisitions-Sequenzen wie T1-gewichtete FLASH-Sequenzen bevorzugt das bereits oben erwähnte (in den Figuren nicht dargestellte) „In-place” Verfahren genutzt. Dabei werden die Spulensensitivitäten mit der bildgebenden Sequenz selbst akquiriert und aus dem hinreichend abgetasteten k-Raum-Zentrum berechnet. Dabei wird das k-Raum-Zentrum aber nicht nur dicht abgetastet, sondern sogar doppelt. Wenn z. B. N_sens die Zahl der gemessenen k-Raum-Zeilen einer Spulensensitivitätsmatrix ist, dann können die N_sens innersten k-Raum-Zeilen der bildgebenden k-Raum-Matrix zweimal gemessen werden, einmal mit der Volumenspule als Empfangsspule und einmal mit den Lokalspulen als Empfangsspule. In der Regel ist dabei N_sens klein gegenüber N_PE, der Zahl der Phasenkodierschritte pro Schicht. Bevorzugt erfolgt die Erfassung der gleichen Zentrumszeile wieder in aufeinander folgenden TR-Intervallen, d. h. das Auslesen der k-Raum-Zeilen durch die Lokalspulen und die Volumenspule erfolgt abwechselnd. Ähnlich genügt es bei einer radialen k-Raum Trajektorie, nur einen kleinen Teil der Speichen doppelt, also mit Volumenspule und Lokalspulen, zu erfassen. Erfasst man beispielsweise jede n-te (n >> 1) der insgesamt Nr radialen Speichen pro Schicht doppelt und belegen die Nr Speichen einen kreisförmigen k-Raum mit Radius A hinreichend, so erfassen die N_sens = N_r/n doppelt gemessenen Speichen das kreisförmige innerste dieses k-Raums mit Radius A/n bereits hinreichend. Aus diesem Kreis mit Radius A/n lassen sich dann die niedrig aufgelösten Spulensensitivitäten berechnen.
Unabhängig von der k-Raum Trajektorie werden bei diesem Verfahren die mit den Lokalspulen erfassten Daten doppelt verwendet; einmal zur Berechnung der Spulensensitivitäten und einmal zur Berechnung der anatomischen Bilder. Die mit der Volumenspule erfassten Daten werden dagegen hier ausschließlich zur Berechnung der Spulensensitivitäten verwendet.
Die Zahl E der Anregungen pro Bild erhöht sich damit um die Zahl N_sens der von der Volumenspule erfassten k-Raum-Zeilen gemäß E = N_pe + N_sens sofern N_pe die einfache Erfassung der N_sens innersten k-Raum-Zeilen mit den Lokalspulen bereits berücksichtigt.
Mit den oben beschriebenen Verfahren erhält man pro anatomischem Bild bzw. pro axialer Schicht SL des Messvolumens V zwei zusätzliche niedrig aufgelöste Bilder, die die gleiche Schicht zweimal erfassen, nämlich einmal durch die Lokalspulen 5 und einmal durch eine Volumenspule 4.
Derartige niedrig aufgelöste Bilder für eine Schicht sind als Beispiel in 5 oben gezeigt, wobei auf der rechten Seite das niedrig aufgelöste Volumenspulenbild S_BC gezeigt ist und auf der linken Seite ein niedrig aufgelöstes Lokalspulenbild S_LC. Dieses Volumenspulenbild S_BC ist ein Beispiel für die Volumenspulensensitivitäts-Rohdaten VSR und das Lokalspulenbild S_LC ein Beispiel für die Lokalspulensensitivitäts-Rohdaten LSR in 1.
Mit diesen beiden Bildern S_LC, S_BC lässt sich mit im Stand der Technik bekannten Verfahren ein Sensitivitätsbild berechnen, welches die in der Bildebene räumlich aufgelöste Lokalspulensensitivität zeigt. Dabei ist der Quotient S_LC(p, q)/S_BC(p, q) ein Maß für die Sensitivität der Lokalspulen an dem Ort, der mit dem Pixel (p, q) assoziiert ist. Ein solches Sensitivitätsbild wird für jedes mit der bildgebenden Sequenz akquirierte und mit den Lokalspulen erfasste anatomische Bild I_LC(p, q) erzeugt (Dieses Bild I_LC ist ein Beispiel für die Bilddaten BD in 1). Eine Gewichtung jedes Pixels des anatomischen Bildes I_LC(p, q) mit dem Pixel eines inversen Sensitivitätsbilds IM(p, q) = S_BC(p, q)/S_LC(p, q) beseitigt die Intensitätsvariationen weitgehend. In 5 ist im Schritt I die Kombination des niedrig aufgelösten Volumenspulenbilds S_BC und des niedrig aufgelösten Lokalspulenbilds S_LC zum inversen Sensitivitätsbilds IM(p, q) dargestellt und im Schritt II die Gewichtung des mit den Lokalspulen aufgenommenen hoch aufgelösten anatomischen Bildes I_LC(p, q) mit diesem inversen Sensitivitätsbild IM(p, q), um daraus ein normalisiertes Bild NI_LC(p, q) zu erhalten (Dieses normalisierte Bild NI_LC ist ein Beispiel für die normalisierten Bilddaten ND in 1). Da für Hintergrundspixel, die im Wesentlichen nur Rauschen enthalten, der Quotient S_LC (p, q)/S_BC(p, q) keine sinnvollen Werte annimmt, müssen diese Pixel (p, q) bei der Normalisierung ausgeschlossen werden. Hierzu können herkömmliche Hintergrundkorrekturverfahren auf den niedrig aufgelösten Bildern S_LC, S_BC oder auf dem Sensitivitätsbild bzw. dem inversen Sensitivitätsbild IM ausgeführt werden.
In 5 ist die Wirkung der erfindungsgemäßen Normalisierung anhand eines Vergleichs des unten links gezeichneten hoch aufgelösten ursprünglichen anatomischen Bildes I_LC und des rechts gezeigten normalisierten Bildes NI_LC deutlich zu sehen. Das linke untere Bild zeigt dabei den Abfall der Grauwerte zur Bildmitte und deren Korrektur (rechtes untere Bild) mit den erfindungsgemäß akquirierten Spulensensitivitäten. Das Bild wurde mit einer fettgesättigten CT-FLASH Sequenz auf einem Siemens MAGNETOM Skyra 3T Scanner akquiriert. Die oben in der 5 gezeigten niedrig aufgelösten Bilder zur Berechnung der Spulensensitivitäten wurden während der gleichen Fahrt unter Einsatz eines erfindungsgemäßen Verfahrens akquiriert.
Außer zur Normalisierung können die gemessenen Spulensensitivitäten oder der gemessene niedrig aufgelöste Datensatz vorteilhafter Weise noch für weitere Zwecke eingesetzt werden.
Sind z. B. mehrere Empfangsspulen mit unterschiedlicher räumlicher Empfindlichkeit verfügbar, so erlauben es parallele Rekonstruktionstechniken, während der Akquisition einige Phasenkodierschritte auszulassen und die fehlenden Daten mit Hilfe sogenannten Spulenkalibrierungsdaten und der gemessenen Bilddaten zu substituieren und dadurch Geisterartfakte in Folge der ausgelassenen Zeilen zu vermeiden.
Bei einigen der bekannten Rekonstruktionsverfahren, wie SENSE (engl. ”sensitivity encoding”), können dabei die Spulensensitivitäten direkt als Spulenkalibrierungsdaten verwendet werden.
Die parallele Rekonstruktionstechnik GRAPPA (engl. ”GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions”) berechnet jeden fehlenden k-Raum-Messwert als Linearkombination der gemessenen k-Raum-Punkte aller Spulen in einer Nachbarschaft des fehlenden k-Raum-Messwerts. Die dazu benötigten komplexen linearen Faktoren (engl. „weights”) werden aus einem vollständig gemessenen k-Raum-Datensatz durch Lösen eines linearen Gleichungssystems berechnet. Das Berechnen der Spulensensitivitäten ist dazu nicht nötig. Als vollständig gemessener Datensatz kann der mit den Lokalspulen gemessene niedrig aufgelöste Datensatz verwendet werden. Der zweite, mit der Volumenspule gemessene niedrig aufgelöste Datensatz wird in den bekannten GRAPPA-Varianten nicht benötigt und demzufolge ausschließlich zur Bildnormalisierung eingesetzt.
Ein solches Verfahren kann für eine single-shot CT-HASTE Sequenz implementiert werden. Die parallele Rekonstruktionstechnik dient dann primär dazu, den Echozug bei gegebener Auflösung zu verkürzen und die Durchquergeschwindigkeit entlang der Phasenkodierrichtung im k-Raum zu erhöhen. Der verkürzte Echozug erniedrigt die Hochfrequenzbelastung des Patienten, beispielsweise die spezifische Absorptionsrate (also die Energieeinstrahlung pro Zeit, per kg Körpergewicht des Patienten; abgekürzt SAR von engl. „specific absorption rate”), die erhöhte k-Raum-Geschwindigkeit vermindert Verschmierungsartefakte wegen des unvermeidbaren T₂-Zerfalls entlang des Echozuges.
Es sei bemerkt, dass beim Einsatz von mit einer Protonendichte-gewichteten Gradientenechosequenz gemessene Kalibrierungsdaten für die parallele Rekonstruktion bei einem gegebenen nominellen Beschleunigungsfaktor die Verkürzung des Echozugs größer und die mittlere k-Raum-Durchquergeschwindigkeit höher ist, als im Vergleich zu der im Zusammenhang mit GRAPPA üblicherweise eingesetzten „In-Place” Kalibrierung. Entsprechend ist die SAR-Belastung des Patienten geringer und sind die Verschmierungsartefakte geringer.
Wie eingangs bereits erwähnt, werden die von den Lokalspulen empfangenen Daten zunächst weitgehend (Ausnahmen sind z. B. parallele Rekonstruktionstechniken oder Kombinationen der Daten zu neuen, sogenannten „virtuellen Kanälen”) in einem eigenen separaten Empfangskanal einzeln prozessiert und anschließend zu einem einzigen Bild kombiniert. Bei der Kombination wird häufig die oben erwähnte Summe-der-Quadrate-Methode eingesetzt. Bezeichnet hierbei I_j(p, q) das Bild, das mit dem j-ten Kanal (1 ≤ j ≤ Nc) erfasst wird, dann ergibt sich damit das kombinierte Bild I_SOS(p, q) zu:
Alternativ zur Summe der Quadrate kann auch der „adaptive combine”-Algorithmus eingesetzt werden, der ein komplexes kombiniertes Bild mit Hilfe einer Eigenwertzerlegung in einer Nachbarschaft des Bildpunktes berechnet (siehe z. B. David O. Walsh et al., „Adaptive Reconstruction of Phased Array MR Imagery”, Magnetic Resonance in Medicine 43:682–690 (2000).
Aus der Arbeit „The NMR Phased Array” von P. B. Roemer et al. in MRM 16, 192–225 (1990) ist bereits bekannt, dass sich, sofern die Spulensensitivitäten bekannt sind, ein Bild mit besserem Signal-zu-Rausch-Verhältnis wie folgt berechnen lässt:
Dabei bezeichnet S_j(p, q) die Spulensensitivität des j-ten Empfangskanals und der hochgestellte Stern eine komplexe Konjugation. Die gemessenen Spulensensitivitäten können also auch oder zusätzlich zur SNR-optimierten Kanalkombination eingesetzt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren hat eine Reihe von Vorteilen:
In allen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens werden die Spulensensitivitäten erstens zeitnah und zweitens an zu den zugehörigen anatomischen Bildern benachbarten Positionen innerhalb des Magnetresonanztomographen akquiriert. Die zeitnahe Akquisition ist z. B. bei einer stationären Messung der Spulensensitivitäten oder bei der Messung der Spulensensitivitäten in einer extra Fahrt nicht gegeben. Durch die zeitnahe Akquisition werden Unterschiede zwischen anatomischen Daten und zugehörigen Spulensensitivitäten z. B. in Folge eines unterschiedlichen Atemanhaltezustands oder physiologischer Vorgänge vermieden. Durch die ortsnahe Akquisition werden Unterschiede zwischen Spulensensitivitäten und bildgebenden Daten in Folge von Unperfektionen des Magnetresonanztomographen (wie einer Nichtlinearität der Gradientenspulen) vermieden.
Drittens werden durch die verschachtelte Akquisition eventuelle, sich während einer Fahrt in Folge unterschiedlicher Messbedingungen, z. B. unterschiedliche Tischgeschwindigkeiten, ergebende Unterschiede vermieden. Viertens berücksichtigt das Verfahren die unterschiedlichen Lastbedingungen bei verschiedenen Liegenpositionen.
Das Verfahren erlaubt zudem die kombinierte Verwendung von Spulen, die stationär relativ zum Magnetresonanztomographen sind, und solchen, die mit dem Patienten durch die Anlage gefahren werden. Eine Beschränkung auf eine Spulengruppe, die eine ungleichmäßige Ausleuchtung zur Folge haben könnte, die nicht durch eine Bildnormalisierung kompensiert werden könnte, kann somit vermieden werden. Dabei ist weder eine zusätzliche stationäre Messung zur Messung der Spulensensitivitäten an einer oder mehreren Stationen notwenig, noch eine zusätzliche Fahrt.
Bei SAR-intensiven Sequenzen wie HASTE oder TSE können die Spulensensitivitäten mit einer weniger SAR-intensiven Sequenztechnik (wie FLASH) akquiriert werden. Die Akquisitionsdauer solcher Messungen ist häufig nicht durch die Dauer der einzelnen Sequenzmodule, sondern durch die regulierte Energieeinstrahlung pro Zeit und kg Körpergewicht bestimmt. Werden in dieser Sequenzfamilie die Spulensensitivitäten während der ohnehin einzuschiebenden Kühlpausen akquiriert, kommt es effektiv zu keiner oder nur einer sehr geringen Messzeitverlängerung.
Es ist zudem effizienter, einmal gemessene Spulensensitivitäten zur Bildnormalisierung, zur parallelen Bildrekonstruktion und/oder zur Kombination verschiedener Lokalspulen einzusetzen, statt die Spulensensitivitäten für die Bildnormalisierung in einem Prescan zu akquirieren, die Spulenkalibrierungsdaten zur parallelen Bildrekonstruktion „In-Place” zu akquirieren und die Spulenkombination mit sub-optimalen Verfahren wie „Summe der Quadrate” oder „Adaptive Combine” durchzuführen. Voraussetzung ist jedoch, dass die gemessenen Spulensensitivitäten für alle drei Verfahren von hinreichender Qualität sind. Durch das erfindungsgemäße Verfahren ist diese Voraussetzungen erfüllt.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor beschriebenen detaillierten Verfahren und Aufbauten um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Auch wenn die Erfindung vorstehend anhand eines Magnetresonanztomographiesystems im medizinischen Bereich beschrieben wurde, ist die Erfindung auch in wissenschaftlichen und/oder industriell genutzten Magnetresonanztomographiesystemen einsetzbar. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit” nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.

Claims

Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten (ND) eines Untersuchungsobjekts (O) mittels eines Magnetresonanztomographen (3), bei dem während einer Magnetresonanzmessung während eines Tischvorschubs im Magnetresonanztomographen (3) unter Verwendung von Lokalspulen (5) aus mehreren Schichten (SL) eines vorbestimmten Volumenbereichs (V) des Untersuchungsobjekts (O) Bildgebungs-Rohdaten (BR) erfasst werden, auf Basis der Bildgebungs-Rohdaten (BR) Bilddaten (BD) der jeweiligen Schichten (SL) rekonstruiert werden und dann auf Basis von gemessenen Spulensensitivitätsdaten (SD) der verwendeten Lokalspulen (5) eine Normalisierung der Bilddaten (BD) durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass während der Magnetresonanzmessung im Rahmen von Sensitivitätsmessungen (SM) Rohdaten (LSR) für niedrig aufgelöste Lokalspulenbilddaten (LSB) und Rohdaten (VSR) für niedrig aufgelöste Volumenspulenbilddaten (VSB) erfasst werden und darauf basierend die Spulensensitivitätsdaten (SD) ermittelt werden.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erfassung der Rohdaten (LSR) für die niedrig aufgelösten Lokalspulenbilddaten (LSB) und der Rohdaten (VSR) für die niedrig aufgelösten Volumenspulenbilddaten (VSB) für eine Schicht (SL) abwechselnd k-Raum-Zeilen für die niedrig aufgelösten Lokalspulenbilddaten (LSB) und k-Raum-Zeilen für die niedrig aufgelösten Volumenspulenbilddaten (VSB) ausgelesen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass Sensitivitätsmessungen (SM) zwischen den Bildgebungsmessung (BM) der Bildgebungs-Rohdaten (BR) für verschiedene Schichten (SL) durchgeführt werden.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensitivitätsmessungen (SM) für eine bestimmte Schicht (SL) und die Bildgebungsmessungen (BM) für diese Schicht (SL) zeitlich zusammengruppiert erfolgen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensitivitätsmessung (SM) für eine bestimmte Schicht (SL) vor einer Bildgebungsmessung (BM) für diese Schicht (SL) erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass für eine Bildgebungsmessung der Bildgebungs-Rohdaten (BR) für eine Schicht (SL) in mehreren Teilmessungen (KSM₁, KSM₂, KSM₃) k-Raum-Segmente dieser Schicht (SL) erfasst werden und eine Sensitivitätsmessung (SM) für diese Schicht (SL) vor Erfassen des ersten k-Raum-Segments oder nach Erfassen des letzten k-Raum-Segments erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass für eine Bildgebungsmessung der Bildgebungs-Rohdaten (BR) für eine Schicht in mehreren Teilmessungen (KSM₁, KSM₂, KSM₃) k-Raum-Segmente an definierten Messpositionen (S1, S2, S3) in einem Messraum (M) des Magnetresonanztomographen (5) erfasst werden und eine Messposition (S0) im Messraum (M) einer Sensitivitätsmessung (SM) zugeordnet ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Rohdaten zur Bestimmung von Sensitivitätsdaten (SM) für eine bestimmte Schicht (SL) zumindest teilweise aus den Bildgebungs-Rohdaten (BR) der betreffenden Schicht (SL) ermittelt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildgebungs-Rohdaten (BR) senkrecht zur Tischvorschubrichtung (R) ausgelesen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass bei den Sensitivitätsmessungen (SM) eine Anregung der Schichten mit kleinem Flipwinkel erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass nach einer Sensitivitätsmessung (SM) einer Schicht (SL) eine definierte Mindest-Wartezeit abgewartet wird, bevor Bildgebungs-Rohdaten (BR) dieser Schicht (SL) erfasst werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die gemessenen Spulensensitivitätsdaten (SD) zusätzlich im Rahmen eines parallelen Bildrekonstruktionsverfahrens und/oder zur komplexen Kombination von Einzelspulenbildern genutzt werden.
Magnetresonanztomographiesystem (1) mit – einem Magnetresonanztomographen (3), – einer Steuervorrichtung (6), welche ausgebildet ist, um den Magnetresonanztomographen (3) für eine Magnetresonanzmessung so anzusteuern, dass während eines Tischvorschubs im Magnetresonanztomographen (3) unter Verwendung von Lokalspulen (5) aus mehreren Schichten eines vorbestimmten Volumenbereichs (V) eines Untersuchungsobjekts (O) Bildgebungs-Rohdaten (BR) erfasst werden, – einer Rekonstruktionseinheit (13), welche ausgebildet ist, um auf Basis der Bildgebungs-Rohdaten (BR) Bilddaten (BD) der jeweiligen Schichten (SL) zu rekonstruieren, und – einer Normalisierungseinheit (15), welche ausgebildet ist, um auf Basis von gemessenen Spulensensitivitätsdaten (SD) der verwendeten Lokalspulen (5) eine Normalisierung der Bilddaten (BD) durchzuführen.
Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher eines Rechners (6) eines Magnetresonanztomographiesystems (1) ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auszuführen, wenn das Programm in dem Rechner (6) ausgeführt wird.