DE102011083619A1

DE102011083619A1 - Verfahren zur Erzeugung einer Serie von MR-Bildern zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts, Magnetresonanzanlage, Computerprogrammprodukt und elektronisch lesbarer Datenträger

Info

Publication number: DE102011083619A1
Application number: DE102011083619A
Authority: DE
Inventors: David Grodzki; Björn Heismann; Sebastian Schmidt
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2011-09-28
Filing date: 2011-09-28
Publication date: 2013-03-28
Anticipated expiration: 2031-09-29
Also published as: US9320454B2; DE102011083619B4; US20130076357A1

Abstract

Das erfindungsgemäße Verfahren zur Erzeugung einer Serie von MR-Bildern zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts kombiniert zur Erstellung eines MR-Bildes eine radiale Abtastung des k-Raums mit anderen Abtastungen, insbesondere für das k-Raumzentrum. Die Messzeit wird dabei insgesamt, bis der gesamte dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum abgetastet ist, deutlich verkürzt. Die hiermit möglichen kurzen Echozeiten reduzieren Suszeptibilitätsartefakte in den rekonstruierten Bilddaten und ermöglichen eine Darstellung von Gewebe bzw. Stoffen mit sehr kleinen T2-Werten, wie z.B. Kunststoffe. Durch die schnell wiederholte Anregung und Aufnahme von Messdaten sowie die Rekonstruktion von Bilddaten ist es möglich eine Position des Interventionsgeräts in dem Untersuchungsgebiet zu überwachen. Es wird weiterhin eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogrammprodukt sowie ein elektronisch lesbarer Datenträger beansprucht.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer Serie von MR-Bildern zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogrammprodukt und einen elektronisch lesbaren Datenträger
Die Magnetresonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird hierzu das Untersuchungsobjekt in einem Magnetresonanzgerät in einem vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld, auch B₀-Feld genannt, mit Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr positioniert, so dass sich dessen Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zum Auslösen von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse (RF-Pulse) in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen gemessen und auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert oder Spektroskopiedaten ermittelt. 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 z.B. mittels einer mehrdimensionalen Fourier-Transformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar.
Beispielsweise bei medizinischen Interventionen an Untersuchungsobjekten wie Patienten, wie Biopsien oder Eingriffen zum Einbringen eines Katheters oder sonstigen künstlichen medizinischen Interventionsgeräten, ist es oftmals gewünscht, den Verlauf derselben überwachen zu können. Dies geschieht zurzeit in der Regel mittels sogenannten C-Bogen-Computertomographen. Diese bedienen sich Röntgenstrahlen zur Bildgebung, welche sowohl das bestrahlte Gewebe als auch die die medizinische Intervention durchführende Person schädigen und belasten. Des Weiteren ist es bei C-Bogen-Computertomographen nachteilig, dass die möglichen Projektionsebenen auf Drehungen um nur eine Drehachse, in der Regel die Längsachse eines Patienten, beschränkt sind.
Daher gibt es Bemühungen derartige Überwachungen auch mittels Magnetresonanz zu ermöglichen. Jedoch sind hierbei Besonderheiten der Magnetresonanztechnik zu beachten, welche eine Auswahl der verwendeten Interventionsgeräte (z.B. Biopsienadeln, Katheter, etc.) erschwert, da diese z.B. mit dem Grundmagnetfeld der jeweiligen Magnetresonanzanlage kompatibel sein müssen. Darüber hinaus stören selbst solche Interventionsgeräte oftmals die Anregung und/oder Aufnahme der Messdaten, z.B. indem sie Störungen des Magnetfeldes induzieren und so zu Artefakten, z.B. Suszeptibilitätsartefakten, führen, welche eine genaue Lokalisation der Interventionsgeräte erschweren oder gar unmöglich machen. Dies gilt in besonderem Maße für Katheter, wie sie beispielsweise bei Angiographien eingesetzt werden. Diese Katheter bestehen in der Regel aus Kunststoff mit Führungsdrähten aus Metall und sind daher bei konventionellen MR-Aufnahmen kaum oder gar nicht sichtbar. Darüber hinaus ist auch die die Intervention durchführende Person bei einer Überwachung mittels Magnetresonanz einer hohen Lärmbelästigung ausgesetzt, da die üblichen MR-Untersuchungssequenzen bewertete Schalldruckpegel von weit über 90dB(A) erzeugen. Zur Minderung der Lärmbelastung werden z.B. Ohrenschützer eingesetzt, welche allerdings oftmals als störend empfunden werden.
Um Artefakte in MR-Bildern zu reduzieren, wird hoher Aufwand in die Erforschung und Entwicklung von MR-kompatiblen Interventionsgeräten investiert. Zudem wird versucht, durch kurze Echozeiten Artefakte gering zu halten, oder Artefakte bei der Nachverarbeitung der Messdaten (engl. „postprocessing“) wieder herauszurechnen.
Es ist bereits eine Anzahl an MR-kompatiblen Markern für Interventionsgeräte bekannt. Eine Auswahl dieser ist beispielsweise in der US-Patentanmeldung US 2008/0221428 A1 beschrieben. Allerdings sind derartig markierte Interventionsgeräte deutlich teurer und wegen dem größeren Aufwand bei der Herstellung ggf. schwerer erhältlich als konventionelle Interventionsgeräte.
Nach dem Stand der Technik sind bereits Sequenzen bekannt, welche eine sehr kurze Echozeit ermöglichen. Ein Beispiel ist die radiale UTE-Sequenz ("Ultrashort Echo Time"), wie sie z.B. in dem Artikel von Sonia Nielles-Vallespin „3D radial projection technique with ultrashort echo times for sodium MRI: Clinical applications in human brain and skeletal muscle", Magn. Res. Med. 2007; 57; S. 74–81, beschrieben wird. Bei diesem Sequenz-Typ werden nach einer Wartezeit T_delay nach einer nicht- oder schichtselektiven Anregung die Gradienten hochgefahren und zeitgleich mit der Datenakquisition begonnen. Die derart abgetastete k-Raum-Trajektorie nach einer Anregung verläuft radial vom k-Raumzentrum nach außen. Daher müssen vor der Rekonstruktion der Bilddaten aus den im k-Raum aufgenommenen Rohdaten mittels Fourier-Transformation diese Rohdaten, z.B. durch Regridding, zunächst auf ein kartesisches k-Raum-Gitter umgerechnet werden.
Ein weiterer Ansatz, um kurze Echozeiten zu ermöglichen, ist es den k-Raum punktartig abzutasten, indem der freie Induktionszerfall (FID („Free Inducation Decay")) erfasst wird. Ein solches Verfahren wird auch als Einzelpunkt-Bildgebung bezeichnet, da pro HF-Anregung im Wesentlichen nur ein Rohdatenpunkt im K-Raum erfasst wird. Ein Beispiel für ein solches Verfahren zur Einzelpunkt-Bildgebung ist das RASP-Verfahren ("Rapid Single Point (RASP) Imaging", O. Heid, M. Deimling, SMR, 3rd Annual Meeting, Seite 684, 1995). Gemäß dem RASP-Verfahren wird zu einem festen Zeitpunkt nach der HF-Anregung zur "Echozeit" TE ein Rohdatenpunkt im k-Raum ausgelesen, dessen Phase von Gradienten kodiert wurde. Die Gradienten werden mittels der Magnetresonanzanlage für jeden Rohdatenpunkt bzw. Messpunkt geändert und somit der k-Raum Punkt für Punkt abgetastet, wie es in 1a und 1b dargestellt ist.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein Verfahren, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogrammprodukt sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger anzugeben, welche eine schnelle Erzeugung und Anzeige einer Serie von MR-Bildern ermöglichen, in welcher eine Position eines Interventionsgeräts in einem Untersuchungsgebiet bestimmt werden kann.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren gemäß Anspruch 1, eine Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 11, ein Computerprogrammprodukt gemäß Anspruch 12 sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger gemäß Anspruch 13.
Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Erzeugung einer Serie von MR-Bildern zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts umfasst die Schritte:

– Auslesen eines dem Untersuchungsgebiet entsprechenden k-Raums, umfassen die Schritte:
a) Schalten von mindestens zwei Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) in jeweils einer Raumrichtung mittels einem Gradientensystem der Magnetresonanzanlage,
b) nach Erreichen der vollen Stärke der geschalteten Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) Einstrahlen eines nicht-schichtselektiven HF-Anregungspuls mittels einer Hochfrequenzantenne der Magnetresonanzanlage,
c) nach einer Zeit t1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, Aufnehmen von Echosignalen mittels der Hochfrequenzantenne und speichern dieser als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie,
d) Wiederholen der Schritte a) bis c) mit verschiedenen Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) bis der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum in einem von der Zeit t1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen ist, und
e) Auslesen des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, und welcher zumindest das k-Raumzentrum umfasst, auf andere Weise als durch die Schritte a) bis d) beschrieben, und speichern dieser Rohdatenpunkte,
– Rekonstruieren von Bilddaten aus den aufgenommenen Rohdatenpunkten des k-Raums mittels eines Anlagenrechners der Magnetresonanzanlage, wobei die Rekonstruktion eine Fourier-Transformation umfasst,
– Wiederholen des Auslesens des k-Raums und des Rekonstruierens von Bilddaten zur Erzeugung mehrerer aktueller MR-Bilder des Untersuchungsgebiets,
– Anzeigen der rekonstruierten Bilddaten auf Anzeigemitteln der Magnetresonanzanlage zur Bestimmung einer aktuellen Position des Interventionsgeräts.

Durch das Schalten der Phasenkodiergradienten und Abwarten, dass die geschalteten Phasenkodiergradienten ihre volle Stärke erreicht haben, bevor mit dem HF-Senden und der Aufnahme von Echosignalen, also mit der Akquisition von Messdaten, begonnen wird, kann die Echozeit, also die Zeit, die zwischen der Anregung durch einen HF-Anregungspuls und dem Start der Akquisition der Messdaten, verstreicht, im gesamten radial abzutastenden k-Raum im Vergleich zu einer UTE-Sequenz reduziert werden. Damit können auch Echosignale von Stoffen mit sehr kurzem T2, wie z.B. Kunststoffe, erfasst werden, und auch die Repetitionszeit, die Zeit zwischen zwei HF-Anregungspulsen, kann entsprechend reduziert werden. Damit können MR-Bilder innerhalb einer Zeit von unter einer Sekunde erstellt werden und selbst herkömmliche, bereits kommerziell verfügbare Interventionsgeräte wie, z.B. Katheter, und deren Führungsdrähte dargestellt werden.
Darüber hinaus ist die Messung weniger anfällig auf Störungen, wie z.B. in dem Gradientensystem während der Änderung dessen Bestromung induzierte Wirbelströme, da nicht während dem Hochfahren der Phasenkodiergradienten (engl. „rampen“) gemessen wird. Messdaten können daher genauer aufgenommen werden.
Dadurch, dass nur der Bereich, welcher das k-Raumzentrum umfasst, auf andere Weise als der radiale Teil im ersten Bereich ausgelesen wird, ist die Messzeit insgesamt, bis der gesamte dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum abgetastet ist, deutlich verkürzt z.B. gegenüber reinen Einzelpunkt-Bildgebungsverfahren. Die hiermit möglichen kurzen Echozeiten reduzieren weiterhin Suszeptibilitätsartefakte in den rekonstruierten Bilddaten, da die Beeinflussung des Magnetfeldes durch entstehende Magnetisierungen eine gewisse Zeit in Anspruch nimmt. Weiterhin sind durch die radiale Akquisition, wie auch die phasenkodierte Akquisition bei der Einzelpunkt-Bildgebung ohnehin nur symmetrische Suszeptibilitätsartefakte zu erwarten, während bei herkömmlichen phasen- und frequenzkodierten Messungen chemische Verschiebungen (2ngl. „chemical shifts“) auftreten, welche ein rekonstruiertes MR-Bild unsymmetrisch verzerren.
In einem Ausführungsbeispiel wird der Bereich, welcher das für die Bildrekonstruktion (Kontrast) wichtige k-Raumzentrum (k_x = 0, k_y = 0, k_z = 0) umfasst, kartesisch ausgelesen, z.B. mittels eines Einzelpunkt-Bildgebungsverfahrens, wie z.B. RASP. Dadurch kann die Genauigkeit der Abtastung des k-Raumzentrums und ggf. eines das k-Raumzentrum umgebenden Gebiets im k-Raum erhöht werden, da die dort ausgelesenen Rohdaten bereits auf einen kartesischen k-Raum-Gitter liegen, und nicht erst wie die radial ausgelesenen Rohdaten fehlerbehaftet auf ein solches umgerechnet werden müssen bevor Bilddaten aus den Rohdaten konstruiert werden können.
Insgesamt werden somit durch die Kombination von radialem und kartesischem Auslesen des k-Raums ein besonders schnelles Verfahren mit besonders kurzen Echozeiten und damit die Darstellung von Gewebe mit kleinem T2-Werten möglich.
In einem vorteilhaften Ausführungsbeispiel ist die Zeit t1, die nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls verstreicht bis die Aufnahme der Echosignale gestartet wird, gleich der minimalen Umschaltzeit TE_HW zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus der Hochfrequenzantenne. Die Echozeit t1 ist also bei dem vorliegenden Verfahren nach unten nur durch eine Hardwarekonstante, die Umschaltzeit TE_HW, limitiert.
In einem anderen Ausführungsbeispiel werden die Phasenkodiergradienten derart geschaltet, dass die aus den aufgenommenen Rohdaten rekonstruierten Bilddaten Projektionsbilddaten sind Die gesamte Aufnahmezeit für eine solchen Satz an Rohdaten zur Rekonstruktion von Projektionsbilddaten ist mit dem vorliegenden Verfahren derart gering (in der Größenordnung von wenigen 100 ms, z.B. ca 250 ms), dass insbesondere eine zeitaufgelöste Darstellung des Abbildungsgebiets möglich ist. Es können somit mehrere jeweils aktuelle MR-Bilder, z.B. vier bis 10 jeweils aktuelle MR-Bilder, innerhalb einer Sekunde erzeugt und nacheinander angezeigt werden. Somit ist eine Echtzeitanzeige des Untersuchungsgebiets möglich.
Dabei können in einem Ausführungsbeispiel die Phasenkodiergradienten automatisch derart geschaltet werden, dass die Projektionsrichtung der Projektionsbilddaten parallel oder senkrecht zu dem im Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgerät liegt, beispielsweise nachdem die Achse des Interventionsgeräts in dem Untersuchungsgebiet mittels einer vorangehenden MR-Messung oder mittels anderen geeigneten Mitteln ermittelt wurde. Eine parallele Ausrichtung der Projektionsrichtung erlaubt eine gute Darstellung des Zielgebiets z.B. bei einer Biopsie, eine Ausrichtung der Projektionsrichtung senkrecht zu dem Interventionsgerät erlaubt eine gute Darstellung des Interventionsgeräts selbst, was z.B. bei Kathetern gewünscht sein kann.
Die Phasenkodiergradienten können jedoch auch derart geschaltet werden, dass die Projektionsrichtung der Projektionsbilddaten entlang einer beliebigen vorgegebenen Achse verläuft. Die vorgegebene Achse kann hierbei z.B. von einer das Interventionsgerät bedienenden Person derart gewählt werden, dass das Interventionsgerät in dem Untersuchungsgebiet zu dem Untersuchungsgebiet in einem gewünschten Verhältnis zu sehen ist.
Die in Bezug auf das Verfahren beschriebenen Vorteile und Ausgestaltungen gelten für die Magnetresonanzanlage, das Computerprogrammprodukt und den elektronisch lesbaren Datenträger 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:
1a und 1b eine schematische Darstellung zur Veranschaulichung des nach dem Stand der Technik bekannten Einzelpunkt-Verfahrens RASP,
2 schematisch eine Magnetresonanzanlage gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung,
3 schematisch ein Ablaufplan eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erstellung einer Serie von MR-Bildern zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts,
4 schematisch einen Teil einer Sequenz zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie, wie sie bei dem erfindungsgemäßen Verfahren eingesetzt werden kann,
5 schematisch eine Veranschaulichung der in Zusammenhang mit dem erfindungsgemäßen Verfahren wählbaren Projektionsrichtungen bei Aufnahme eines Projektionsbilddatensatzes.
In 1a ist eine Sequenz zur Erfassung einer Zeile im k-Raum dargestellt. Man erkennt, dass die beiden Phasenkodiergradienten G_y und G_z mit einer konstanten Stärke eingeschaltet sind, während sich die Stärke des dritten Phasenkodiergradienten G_x kontinuierlich erhöht.
In 1b ist die Erfassung von zwei Rohdatenpunkten im Detail dargestellt. Man erkennt, dass die Echozeit, d.h. der Zeitabstand von dem HF-Anregungspuls 116 bis zu dem Beginn der Auslesezeitspanne 117 konstant ist. Darüber hinaus verläuft der Phasenkodiergradient G_x stufenförmig von unten nach oben. Dabei wird der Phasenkodiergradient G_x zum Auslesen eines Rohdatenpunktes konstant gehalten, was bedeutet, dass der Phasenkodiergradient G_x für die Zeitspanne TE (Echozeit) konstant gehalten wird.
2 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Untersuchungsgebiets eines Untersuchungsobjekts U, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegt und in die Magnetresonanzanlage 5 geschoben wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welches die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle, so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 und eine geeignet Ansteuerung 27 für die Shim-Spulen 2 eliminiert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem entsprechenden Verstärker 24–26 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung eines kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Die Verstärker 24–26 umfassen jeweils einen Digital-Analog-Wandler (DAC), welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer beispielsweise ringförmigen, linearen oder matrixförmigen Anordnung von Spulen. Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8, 8' eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagerechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler (DAC) im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem dem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht. Über einen Verstärker 28 werden die modulierten Pulssequenzen der HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 zugeführt.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden in einem ersten Demodulator 8' des Empfangskanals des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz Null demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz Null und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt, welcher die demodulierten Daten über Ausgänge 11 an einen Bildrechner 17 ausgibt. Durch den Bildrechner 17 wird aus den derart gewonnenen Messdaten ein MR-Bild rekonstruiert.
Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei die das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale gemäß dem hierin beschriebenen Verfahren.
Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung einer Serie von MR-Bildern, welche z.B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie sonstige nutzerseitige Eingaben und die Darstellung der erzeugten MR-Bilder erfolgen über ein Terminal 13, welches zur Ermöglichung einer Eingabe Eingabemittel wie z.B. eine Tastatur 15 und /oder eine Maus 16 und zur Ermöglichung einer Anzeige Anzeigemittel wie z.B. einen Bildschirm 14 umfasst, auf welchem insbesondere die erzeugte Serie von MR-Bildern insbesondere zeitaufgelöst eine aktuelle Position eines Interventionsgeräts I in dem Untersuchungsgebiet U angezeigt werden kann. Über die Eingabemittel kann ein Benutzer beispielsweise auch eine gewünschte Projektionsrichtung erzeugter Projektionsbilddaten eingeben und/oder ein zu untersuchendes Untersuchungsgebiet (ROI; engl. „region of interest“) angeben, sowie ggf. diejenigen Einzel-Hochfrequenzantennen der Hochfrequenzantenne 4 auswählen, welche für das angegebene ROI ein optimales Signal-Rausch-Verhältnis (SNR; engl. „signal-to-noise ratio“) liefert. Es kann auch mindestens ein weiteres Anzeigemittel (nicht dargestellt) umfasst sein, welches in der Nähe des Untersuchungsgebiets U angeordnet werden kann, sodass insbesondere eine eine medizinische Intervention durchführende Person (nicht dargestellt) die auf dem weiteren Anzeigemittel angezeigten MR-Bilder während der medizinischen Intervention sehen kann.
Ist das in dem Untersuchungsgebiet befindliche Interventionsgerät I ein Interventionsgerät I, welches eine HF-Empfangsspule umfasst, wie es beispielsweise aus der US2006/0116574 bekannt ist, können die Echosignale mittels dieser HF-Empfangsspule aufgenommen werden. Dadurch kann eine Überlagerung von Echosignalen aus anderen Strukturen, die sich nicht im Aufnahmegebiet der HF-Empfangsspule befinden, verhindert werden. Z.B. bei Aufnahmen von Projektionsdatensätzen werden Strukturen, die sich in Projektionsrichtung, aber nicht in der unmittelbaren Umgebung des Interventionsgeräts I befinden, nicht mit der HF-Empfangsspule des Interventionsgeräts I aufgenommen, wodurch eine Überlagerung dieser Strukturen mit der Struktur des Interventionsgeräts I verhindert wird. Dies gilt auch für sonstige lokale HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4. Beispielsweise bei einem Projektionsdatensatz entlang der Längsachse eines Patienten, welcher mittels einer im Bereich des Bauches des Patienten angeordneten HF-Empfangsspule aufgenommen wurde, werden Signale z.B. vom Kopf oder anderer, zwar in Projektionsrichtung befindlicher, aber nicht in unmittelbarer Umgebung der verwendeten HF-Empfangsspule angeordneter, Strukturen nicht mit in das rekonstruierte MR-Bild eingefaltet.
In 3 ist schematisch ein Ablaufplan eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erstellung einer Serie von MR-Bildern zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts dargestellt.
Hierbei wird in einem ersten Schritt 101 zur Erstellung eines Bilddatensatzes ein dem Abbildungsgebiet entsprechender k-Raum ausgelesen.
Dazu werden mindestens zwei Phasenkodiergradienten (G_x, G_y, G_z) in jeweils einer Raumrichtung mittels einem Gradientensystem der Magnetresonanzanlage geschaltet (Block 201) und ein nicht-schichtselektiver HF-Anregungspuls mittels einer Hochfrequenzantenne der Magnetresonanzanlage eingestrahlt (Block 202). Werden drei Phasenkodiergradienten geschaltet, kann auf konventionelle Weise ein dreidimensionaler Bilddatensatz aus den aufgenommenen Rohdaten rekonstruiert werden. Werden nur zwei Phasenkodiergradienten geschalten, und z.B. auf eine Kodierung in Schichtrichtung verzichtet, kann ein Projektionsbilddatensatz rekonstruiert werden, wobei die Projektionsrichtung beliebig im dreidimensionalen Raum gewählt werden kann.
Nach einer Zeit t1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, in welcher die in Block 201 geschalteten Phasenkodiergradienten bereits ihre volle Stärke erreicht haben, werden Echosignale mittels der Hochfrequenzantenne aufgenommen und als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie z.B. in einem Anlagenrechner der Magnetresonanzanlage als Rohdatensatz RD gespeichert.
In einer Ausführungsform werden nur nach der Zeit t1 Echosignale aufgenommen und als Rohdaten im Rohdatensatz RD gespeichert. In einer weiteren Ausführungsform werden nach der Zeit t1 nach jedem HF-Anregungspuls erste Echosignale aufgenommen und als Rohdaten in einem ersten Rohdatensatz RD1 gespeichert, und weiterhin nach einer Zeit t2 nach demselben HF-Anregungspuls mindestens ein zweites Echosignal aufgenommen und als weiterer Rohdatenpunkt in einem zweiten Rohdatensatz RD2 gespeichert, wobei gilt t2 > t1. Das zweite Echosignal wird hierbei auf bekannte Weise, z.B. durch Umpolen der Gradienten, erzeugt. Die Anregung und Aufnahme eines zweiten Echosignals kann vor allem bei der Erstellung von dreidimensionalen Bilddatensätzen z.B. zur Verbesserung des Signal-zu-Rausch Verhältnisses sinnvoll sein.
Nachdem alle gewünschten Echosignale nach einem HF-Anregungspuls aufgenommen und damit die entsprechenden k-Raum-Trajektorie(n) ausgelesen sind, wird in Schritt 207 geprüft, ob der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum in einem von der Zeit t1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien somit bereits ausgelesen ist oder nicht. Wenn nicht („n“) wird erneut bei Block 201 begonnen, wobei von den bisher verwendeten Phasenkodiergradienten verschiedene Phasenkodiergradienten geschalten werden.
Der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, welcher erste Bereich mittels der Blöcke 201 bis 205 abgetastet wird, wird zu einem beliebigen Zeitpunkt oder auch zu verschiedenen Zeitpunkten vor, zwischen oder nach dem Auslesen der radialen k-Raum-Trajektorien, z.B. punktweise mittels eines Einzelpunkt-Bildgebungsverfahrens, wie z.B. RASP, oder auf eine andere bekannte Weise ausgelesen (Block 209) und ebenfalls in dem Rohdatensatz RD gespeichert. Werden die Rohdatenpunkte, welche das k-Raumzentrum enthalten, hierbei kartesisch erfasst, erübrigt sich vor der Rekonstruktion von Bilddaten ein sogenanntes Regridding.
Bei dem Auslesen des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums können die Phasenkodiergradienten zwischen dem Einstrahlen eines ersten HF-Anregungspulses zur Aufnahme von Rohdatenpunkten des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums und eines zweiten HF-Anregungspulses zur Aufnahme von weiteren Rohdatenpunkten des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums kontinuierlich verändert werden. D.h. die Phasenkodiergradienten werden nicht nach jeder Aufnahme einer radialen k-Raum-Trajektorie heruntergefahren, und für die Aufnahme der nächsten k-Raum-Trajektorie erneut hochgefahren, sondern die Phasenkodiergradienten werden lediglich von der bereits angenommenen Stärke aus weiter hoch- bzw. heruntergefahren bis die für die nächste Aufnahme erforderliche Stärke erreicht ist. Somit können durch die zur Erzeugung der Phasenkodiergradienten nötige Bestromung des Gradientensystems induzierte Wirbelströme reduziert werden, was die Bildung von Geräuschen reduziert, welche durch die Kräfte verursacht werden, die die Wirbelströme auf das Gradientensystem auswirken. Damit ist die beschriebene Sequenz extrem leise, sodass beispielsweise eine eine medizinische Intervention durchführende Person sich nicht gegen die Geräuschentwicklung bei der MR-Messung schützen muss. Dies verringert den Stress sowohl bei der die medizinische Intervention durchführenden Person als auch bei einem zu untersuchenden Patienten.
Insbesondere ist es hierbei vorteilhaft, die auszulesenden k-Raum-Trajektorien derart anzuordnen, dass die Stärke der Phasenkodiergradienten jeweils nur möglichst gering verändert werden muss, wodurch die durch die Änderung der Phasenkodiergradienten verursachten Geräusche in dem Messvolumen M der Magnetresonanzanlage weiter reduziert werden können.
Analog zu dem bereits oben ausgeführten Ausführungsbeispielen kann auch bei den nicht auf radiale Weise, z.B. mittels Einzelpunkt-Bildgebungsverfahren, ausgelesenen Rohdatenpunkten, welche das k-Raumzentrum umfassen, nach jedem HF-Anregungspuls entweder nur nach einer ersten Echozeit t1’ ein Rohdatenpunkt ausgelesen und in dem ersten Rohdatensatz RD1 gespeichert werden, oder es können nach einer ersten Echozeit t1’ ein erster Rohdatenpunkt ausgelesen und in dem ersten Rohdatensatz RD1 gespeichert werden, und nach einer zweiten Echozeit t2’, mit t1’ < t2’, ein zweiter Rohdatenpunkt ausgelesen und in dem zweiten Rohdatensatz RD2 gespeichert werden. Die Erzeugung des zweiten Echos erfolgt dabei wieder auf bekannte Weise.
In einem weiteren Schritt 102 wird aus den aufgenommenen Rohdatenpunkten welche in dem Rohdatensatz RD gespeichert sind, z.B. mittels des Anlagenrechners der Magnetresonanzanlage, unter Verwendung einer Fourier-transformation ein Bilddatensatz BD rekonstruiert.
Wurden ein erster und ein zweiter Rohdatensatz RD1 und RD2 aufgenommen und gespeichert, kann analog aus dem ersten Rohdatensatz RD1 ein erster Bilddatensatz BD1 und aus dem zweiten Rohdatensatz RD2 ein weiterer, zweiter Bilddatensatz BD2 rekonstruiert werden, aus welchen in einem weiteren Ausführungsbeispiel, ein Differenzbild DBD errechnet werden kann. Durch die unterschiedlichen Echozeiten t1 und t2, mit denen der erste und der zweite Rohdatensatz RD1 und RD2 aufgenommen wurden, ist es möglich aus dem ersten und dem zweiten Bilddatensatz BD1 und BD2 ein Differenzbild DBD zu erzeugen, in dem ausschließlich Gewebe mit einem vorgegebenen T2 dargestellt werden.
Ein solches Differenzbild DBD kann beispielsweise durch pixelweise Subtraktion des zweiten Bilddatensatzes BD2 von dem ersten Bilddatensatz BD1 (oder umgekehrt), ggf. unter einer geeigneten Gewichtung mindestens eines der beiden Bilddatensätze BD1 und BD2, erfolgen, z.B.: DBD = a·BD1 – b·BD2, mit a und b Gewichtungsfaktoren.
Vorteilhaft sind die Gewichtungsfaktoren a und b abhängig von einer in dem mit den Bilddatensätzen BD1 und BD2 abgebildeten Abbildungsgebiet vorherrschenden Zeitkonstante, insbesondere in Abhängigkeit des in dem Abbildungsgebiet vorherrschenden T2-Werts. Damit kann das Differenzbild DBD derart erstellt werden, dass möglichst ausschließlich Gewebe mit einem bestimmten (kurzen) T2 angezeigt werden.
Wie durch den Pfeil von 102 zurück zu 101 veranschaulicht, wird das Auslesen des k-Raums (Schritt 101) und das Rekonstruieren von Bilddaten (Schritt 102) wiederholt, um mehrere aktuelle MR-Bilder des Untersuchungsgebiets mit dem darin befindlichen Interventionsgerät zu erstellen. Auf diese Weise wird mindestens ein MR-Bild pro Sekunde erzeugt, vorteilhaft mehrere MR-Bilder pro Sekunde.
Die jeweils aktuellen rekonstruierten Bilddaten BDa, kurz das jeweils aktuelle MR-Bild, wird auf Anzeigemitteln der Magnetresonanzanlage angezeigt, sodass ein Betrachter jeweils eine aktuelle Position des Interventionsgeräts in dem Untersuchungsgebiet beurteilen kann.
Weiterhin können die erzeugten Bilddatensätze BD, BD1, BD2, DBD z.B. auf einem Anlagenrechner der Magnetresonanzanlage z.B. zur späteren Verwendung, Nachbearbeitung oder Betrachtung gespeichert werden.
In 4 ist schematisch der Teil Sequenz, der zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie dient, wie sie bei einem erfindungsgemäßen Verfahren eingesetzt werden kann, dargestellt(vgl. 3, Blöcke 201–205). Zu einem Zeitpunkt t_gs werden mindestens zwei Phasenkodiergradienten G_x, G_y, G_z hochgefahren und erreichen zu einem Zeitpunkt t_g ihre volle Stärke. Zu einem späteren Zeitpunkt t_a > t_g wird ein HF-Anregungspuls 116 eingestrahlt. Nach einer Echozeit t1 nach dem HF-Anregungspuls 116, die vorteilhaft der hardwaregegebenen minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus einer verwendeten Hochfrequenzantenne TE_HW entspricht, wird zum Zeitpunkt t_r die Auslesezeitspanne 117 zum Auslesen der Echosignale begonnen.
In dem in 4 dargestellten Ausführungsbeispiel werden die Phasenkodiergradienten geschalten bevor der HF-Anregungspuls eingestrahlt wird.
Die anhand der 3 und 4 beschriebene Sequenz zur Aufnahme der Messdaten ermöglicht besonders kurze Echozeiten von sogar unter 500 Mikrosekunden (TE ≤ 500μs).
Wird mittels des oben beschriebenen Verfahrens ein Projektionsbilddatensatz aufgenommen, ist es möglich, die Projektionsrichtung frei im dreidimensionalen Raum zu wählen. Dies wird anhand von 5 veranschaulicht.
Um MR-Bilder in hoher zeitlicher Auflösung zu erhalten, kann wie bereits oben beschrieben z.B. bei den geschalteten Phasenkodiergradienten auf eine Kodierung in Schichtrichtung verzichtet werden und ein Projektionsbilddatensatz rekonstruiert werden. Das auf diese Weise erhaltene MR-Bild ist eine Projektion entlang der Schichtrichtung durch das gemessene Untersuchungsobjekt. Die Projektionsrichtung P kann bei MR-Messungen im dreidimensionalen Raum z.B. gewählt werden, indem Winkel α und β jeweils um senkrecht zueinander stehende Achsen Z und N gewählt werden. Als Achse Z kann hierbei z.B. die Längsachse eines zu untersuchenden Patienten herangezogen werden. Im Gegensatz hierzu sind bei C-Bogen-Computertomographen nur Projektionen, die einer Drehung um die dargestellte Achse Z entsprechen, möglich, d.h. lediglich der Winkel α ist bei C-Bogen-Computertomographen auswählbar.
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 2008/0221428 A1 [0006]
US 2006/0116574 [0036]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

Sonia Nielles-Vallespin „3D radial projection technique with ultrashort echo times for sodium MRI: Clinical applications in human brain and skeletal muscle“, Magn. Res. Med. 2007; 57; S. 74–81 [0007]
"Rapid Single Point (RASP) Imaging", O. Heid, M. Deimling, SMR, 3rd Annual Meeting, Seite 684, 1995 [0008]

Claims

Verfahren zur Erzeugung einer Serie von MR-Bildern (BDa) zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts (I), umfassend die Schritte: – Auslesen eines dem Untersuchungsgebiet entsprechenden k-Raums, umfassen die Schritte: a) Schalten von mindestens zwei Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) in jeweils einer Raumrichtung mittels einem Gradientenspulensystem (3) der Magnetresonanzanlage (5), b) nach Erreichen der vollen Stärke der geschalteten Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) Einstrahlen eines nicht-schichtselektiven HF-Anregungspuls mittels einer Hochfrequenzantenne (4) der Magnetresonanzanlage (5), c) nach einer Zeit t1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, Aufnehmen von Echosignalen mittels der Hochfrequenzantenne (4) und speichern dieser als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie, d) Wiederholen der Schritte a) bis c) mit verschiedenen Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) bis der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum in einem von der Zeit t1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen ist, und e) Auslesen des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, und welcher zumindest das k-Raumzentrum umfasst, auf andere Weise als durch die Schritte a) bis d) beschrieben, und speichern dieser Rohdatenpunkte, – Rekonstruieren von Bilddaten (BD, BD1, BD2, DBD) aus den aufgenommenen Rohdatenpunkten des k-Raums mittels eines Anlagenrechners (20) der Magnetresonanzanlage (5), wobei die Rekonstruktion eine Fourier-Transformation umfasst, – Wiederholen des Auslesens des k-Raums und des Rekonstruierens von Bilddaten (BD, BD1, BD2, DBD) zur Erzeugung mehrerer aktueller MR-Bilder (BDa) des Untersuchungsgebiets, – Anzeigen des jeweils akutellen MR-Bildes (BDa) auf Anzeigemitteln (14) der Magnetresonanzanlage (5) zur Bestimmung einer aktuellen Position des Interventionsgeräts (I).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Rohdatenpunkte im Schritt e) als kartesische Rohdatenpunkte ausgelesen werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Rohdatenpunkte im Schritt e) mittels eines Einzelpunkt-Bildgebungsverfahrens ausgelesen werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Zeit t1 gleich der minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus der Hochfrequenzantenne ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) zwischen dem Einstrahlen eines ersten HF-Anregungspulses zur Aufnahme von Rohdatenpunkten des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums und eines zweiten HF-Anregungspulses zur Aufnahme von weiteren Rohdatenpunkten des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums kontinuierlich verändert werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) derart geschaltet werden, dass die aus den aufgenommenen Rohdaten rekonstruierten Bilddaten Projektionsbilddaten sind.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) automatisch derart geschaltet werden, dass die Projektionsrichtung (P) der Projektionsbilddaten parallel oder senkrecht zu dem im Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgerät (I) liegt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) derart geschaltet werden, dass die Projektionsrichtung (P) der Projektionsbilddaten entlang einer vorgegebenen Achse verläuft.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei mindestens ein MR-Bild (BDa) pro Sekunde erzeugt und angezeigt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Interventionsgerät I eine HF-Empfansspule umfasst, zum Empfangen von Hochfrequenzsignalen, und wobei die aufgenommenen Echosignale mittels der HF-Empfangsspule des Interventionsgeräts I aufgenommen werden.
Magnetresonanzanlage, wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), eine Hochfrequenzantenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der Hochfrequenzantenne (4), zum Empfang von von der Hochfrequenzantenne (4) aufgenommenen Messsignalen, zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung von Magnetresonanzbildern umfasst, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) zum Durchführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–10 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ladbar ist, mit Programmmitteln, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–10 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (10) der Magnetresonanzanlage (5) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einer Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–10 durchführen.