DE102011086369A1

DE102011086369A1 - Verfahren zur Erstellung von MR-Angiographiebildern und entsprechende Magnetresonanzanlage

Info

Publication number: DE102011086369A1
Application number: DE102011086369A
Authority: DE
Inventors: Michael Zenge
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2011-11-15
Filing date: 2011-11-15
Publication date: 2013-05-16
Anticipated expiration: 2031-11-16
Also published as: CN103099618B; US9274196B2; KR20130054183A; CN103099618A; DE102011086369B4; KR101644668B1; US20130119983A1

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft die Erstellung von MR-Angiographiebildern eines vorbestimmten dreidimensionalen Volumenabschnitts eines lebenden Untersuchungsobjekts (O) mittels einer Magnetresonanzanlage (5). Dazu werden folgende Schritte durchgeführt: • MR-Daten in dem Volumenabschnitt werden mittels radialer Erfassung eines K-Raums erfasst. • Die MR-Daten werden analysiert, um die MR-Daten in Gruppen zu unterteilen, wobei jede Gruppe nur die MR-Daten umfasst, welche einer bestimmten Herzschlagphase des Herzens des Untersuchungsobjekts entsprechen. • Ausgehend nur von den MR-Daten einer dieser Gruppen werden die MR-Angiographiebilder erstellt.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren, um MR-Angiographiebilder zu erstellen sowie eine entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage.
Nach dem Stand der Technik erfolgt die Erstellung von MR-Angiographiebildern entweder dadurch, dass vor der Erstellung der MR-Bilder ein Kontrastmittel injiziert wird, oder dadurch, dass auf ein Injizieren eines Kontrastmittels verzichtet wird. Bei Verfahren, bei welchen auf die Injizierung des Kontrastmittels verzichtet wird, wird die Datenerfassung herkömmlicherweise durch eine Ansteuerung von einem EKG (Elektrokardiogramm) unterstützt. Durch diese EKG-Ansteuerung ist bei der Datenerfassung bekannt, ob die entsprechenden MR-Daten während der arteriellen Phase oder während der venösen Phase des Herzens aufgenommen werden. Dabei wird unter der arteriellen Phase diejenige Phase verstanden, in welcher das Herz das Blut in die Arterien pumpt. Dagegen handelt es sich bei der venösen Phase um diejenige Phase, in welcher das Blut über die Venen zum Herz zurückgeführt wird.
Allerdings ergibt sich nach dem Stand der Technik aus der Erfassung und der Nachverarbeitung des EKG-Signals eine Reihe von Problemen. Beispielsweise führen Einkopplungen der von der Magnetresonanzanlage erzeugten HF-Signale in die EKG-Hardware zu falschen Ansteuersignalen seitens der EKG-Hardware. Darüber hinaus führt ein sich verändernder Herzschlag (Arrhythmie) des Patienten zu Problemen bei der Datenerfassung, da in diesem Fall der Zeitpunkt der Datenerfassung häufig der falschen Phase zugeordnet wird. Des Weiteren muss eine Verzögerungszeit eingeplant werden, je weiter die zu untersuchenden Blutgefäße vom Herz entfernt sind. Schließlich weisen EKG-Ansteuersignale und die entsprechende arterielle bzw. venöse Phase an distalen Abschnitten eines Gefäßbaums nur geringe Korrelationen auf, so dass die EKG-Ansteuersignale gerade bei vorhandenen Normabweichungen der Physiologie des Patienten nicht optimal mit den jeweiligen Phasen übereinstimmen.
Daher stellt sich die vorliegende Erfindung die Aufgabe, MR-Angiographiebilder ohne Kontrastmittel und ohne EKG-Ansteuersignale zu erstellen.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur Erstellung von MR-Angiographiebildern nach Anspruch 1, durch eine Magnetresonanzanlage nach Anspruch 9, durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 11 und durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 12 gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Erstellung von MR-Angiographiebildern eines vorbestimmten dreidimensionalen Volumenabschnitts eines lebenden Untersuchungsobjekts mit Hilfe einer Magnetresonanzanlage bereitgestellt. Dabei umfasst das erfindungsgemäße Verfahren folgende Schritte:

• Radiales Erfassen von MR-Daten in dem Volumenabschnitt. Dabei wird unter einem radialen Erfassen der MR-Daten eine radiale Abtastung eines mit dem Volumenabschnitt korrespondierenden K-Raums verstanden. Die Zeitdauer zum Erfassen der MR-Daten kann dabei nur einem Herzschlagzyklus entsprechen oder sich über mehrere Herzschlagzyklen erstrecken.
• Analysieren der MR-Daten derart, dass durch die Analyse die MR-Daten in Gruppen aufgeteilt werden. Dabei umfasst jede dieser Gruppen nur diejenigen MR-Daten, welche während einer bestimmten Herzschlagphase des Herzens des Untersuchungsobjekts erfasst wurden. Mit anderen Worten kann ausschließlich durch die Analyse der MR-Daten (also ohne EKG-Ansteuersignal) jedes MR-Datum bzw. jedes Element der MR-Daten einer bestimmten Gruppe zugeordnet werden, wobei jede Gruppe nur diejenigen MR-Daten enthält, welche während einer bestimmten Herzschlagphase erfasst worden sind.
• Die MR-Angiographiebilder werden dann abhängig oder nur von den MR-Daten einer dieser Gruppen erstellt.

Erfindungsgemäß kann eine auf dem "Time of Flight"-Ansatz basierende Technik, wie z.B. FLASH ("Fast Low Angle SHot"), zur Erstellung der MR-Angiographiebilder eingesetzt werden. Aber auch eine auf dem als TrueFISP ("True Fast Imaging with Steady State Precession") bekannten Ansatz basierende Aufnahmetechnik ist erfindungsgemäß zur Erstellung der MR-Angiographiebilder möglich.
Durch die erfindungsgemäße Analyse der MR-Daten kann vorteilhafterweise auf die fehlerträchtige Anbindung an ein EKG-Steuersignal verzichtet werden. Anders ausgedrückt wird diejenige Information, welche herkömmlicherweise über die EKG-Ansteuersignale in das Erstellungsverfahren der MR-Angiographiebilder eingespeist wird, erfindungsgemäß durch eine entsprechende Analyse der MR-Daten erfasst und anschließend bei der Erstellung der MR-Angiographiebilder eingesetzt.
Die radiale Erfassung des K-Raums kann gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform derart durchgeführt werden, dass die MR-Daten nacheinander jeweils für mehrere Speichen erfasst werden. Dabei verläuft jede Speiche durch das Zentrum des K-Raums. Die jeweils nächste Speiche kann dabei mit Hilfe des goldenen Winkels derart gewählt werden, dass die nächste Speiche jeweils mittig in die größte Lücke fällt, welche innerhalb der bereits erfassten Speichen vorhanden ist.
Anders ausgedrückt beginnt man gemäß dieser Ausführungsform mit einer beliebigen Speiche, entlang welcher die MR-Daten abgetastet werden. Anschließend wird mit Hilfe des goldenen Winkels ausgehend von den bereits abgetasteten Speichen die nächste Speiche derart ermittelt, dass diese nächste Speiche in die Mitte des größten Raumsegments innerhalb des K-Raums fällt, welches noch keine abgetastete Speiche aufweist.
Die MR-Datenerfassung mittels des goldenen Winkels garantiert auf der einen Seite, dass niemals dieselbe Speiche zweimal abgetastet wird. Darüber hinaus kann vorteilhafterweise mit der MR-Datenerfassung nach jeder gerade erfassten Speiche abgebrochen werden, ohne dass dadurch der K-Raum ungleichmäßig abgetastet worden wäre.
Beispielsweise kann jede abzutastende Speiche durch den Mittelpunkt des K-Raums und durch einen Punkt auf einer Halbkugel definiert werden, deren Mittelpunkt auch der Mittelpunkt des K-Raums ist. Dabei wird jeder Punkt auf dieser Halbkugel vom Mittelpunkt der Kugel bzw. des K-Raums durch einen Polarwinkel und einen Azimutwinkel definiert. Dabei beschreibt der Polarwinkel einer Speiche unter der Annahme eines kartesischen Koordinatensystems mit dem Ursprung gleich dem Mittelpunkt der Halbkugel bzw. des K-Raums den Winkel zwischen der positiven x-Achse dieses Koordinatensystems und der Projektion der Speiche in die x-y-Ebene des Koordinatensystems. Der Azimutwinkel beschreibt den Winkel zwischen der positiven z-Achse dieses Koordinatensystems und der Speiche.
Beispielsweise kann der Polarwinkel θ_n der n-ten Speiche entsprechend der folgende Gleichung (1) ermittelt werden:
Dabei ist n der Zählindex bzw. der Index der aktuell zu ermittelnden Speiche, und N ist die Anzahl der insgesamt zu ermittelnden Speichen.
Der Azimutwinkel Ф_n der n-ten Speiche kann entsprechend der folgenden Gleichung (2) ermittelt werden: Φ_n = mod(n × Ψ, 2 × π) (2)
Dabei kann es sich bei dem goldenen Winkel Ψ entweder um den kleinen goldenen Winkel Ψ₁ (siehe Gleichung (3)) oder um den großen goldenen Winkel Ψ₂ (siehe Gleichung (4)) handeln.
Gemäß einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform können für jede Speiche nur diejenigen MR-Daten in einem mittleren Bereich des K-Raums (in der Nähe des Zentrums) ausgewertet werden, um dadurch jeweils eine gemittelte Energie für die jeweilige Speiche zu bestimmen. Die Unterteilung der MR-Daten in die entsprechenden Gruppen wird gemäß dieser Ausführungsform abhängig von einer Änderung der gemittelten Energie über der Zeit durchgeführt.
Anders ausgedrückt werden bei der Auswertung der MR-Daten einer Speiche nur die MR-Daten ausgewertet, welche im mittleren Bereich dieser Speiche liegen. Da der Mittelpunkt der Speiche dem Mittelpunkt des K-Raums entspricht, liegt dieser mittlere Bereich der jeweiligen Speiche auch im mittleren Bereich des K-Raums. Der Bereich kann beispielsweise durch einen Abstand vom Mittelpunkt des K-Raums bestimmt werden. Wenn dieser Abstand z.B. 50 % (oder 30%) des Radius des K-Raums entspricht, werden nur 50 % (oder 30%) der MR-Daten der jeweiligen Speiche zur Bestimmung der gemittelten Energie für diese Speiche ausgewertet.
Da die Speichen nacheinander ausgelesen werden, ergibt sich ein zeitlicher Verlauf der gemittelten Energie. Anhand dieses zeitlichen Verlaufs der gemittelten Energie der Speichen kann dann die einzelne Speiche bzw. können die MR-Daten der einzelnen Speiche der jeweiligen Gruppe zugeteilt werden.
Das arterielle Blut wird in einer pulsierenden Form oder mit mehreren pulsförmigen Wellen durch die Arterien gepumpt. Dagegen erfolgt der Blutstrom durch die Venen vergleichsweise kontinuierlich (d.h. nicht pulsförmig). Darüber hinaus ist die Strömungsgeschwindigkeit des venösen Blutes im Mittel geringer als die Strömungsgeschwindigkeit des arteriellen Bluts. Während der gesamte Blutstrom (Summe aus arteriellem und venösem Blut) während der arteriellen Herzschlagphase im Wesentlichen von dem arteriellen Blut dominiert wird, wird der gesamte Blutstrom während der venösen Herzschlagphase im Wesentlichen von dem venösen Blut dominiert oder zumindest weniger von dem arteriellen Blut gestört als während der arteriellen Herzschlagphase.
Bei der Erstellung von MR-Angiographiebildern werden die Spins innerhalb des dreidimensionalen Volumenabschnitts, welcher mit dem K-Raum korrespondiert, durch entsprechend eingestrahlte HF-Pulse gesättigt, so dass nur frisches bzw. ungesättigtes in den Volumenabschnitt einströmendes Blut zu weißen bzw. hellen Punkten in den MR-Angiographiebildern führt, während das restliche MR-Angiographiebild im Wesentlichen dunkel bleibt. Bei diesem auch als "Time of Flight" bekannten Ansatz liefert nahezu nur das frische in das Gesichtsfeld einströmende Blut einen positiven, hellen Kontrast zu dem restlichen dunklen Hintergrundsignal. Anders ausgedrückt werden statische Teile des Volumenabschnitts gesättigt, was dann zu schwarzen Bildpunkten führt, während sich in den gesättigten Bereich hineinbewegende Partikel ungesättigte Spins aufweisen, was dann zu hellen Bildpunkten führt.
Zur Unterteilung der MR-Daten in die unterschiedlichen Gruppen kann nach einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform eine Fouriertransformation der erfassten MR-Daten durchgeführt werden, um dadurch ein Frequenzspektrum der MR-Daten zu erzeugen. Indem dieses Frequenzspektrum gefiltert wird, werden nur die Frequenzen der MR-Daten einer bestimmten Gruppe nicht unterdrückt. Dann können die MR-Angiographiebilder nur abhängig von den MR-Daten dieser bestimmten Gruppe erstellt werden.
Wird beispielsweise der zeitliche Verlauf der gemittelten Energie der erfassten Speichen einer Fouriertransformation unterzogen, so ergibt sich beispielsweise für die Zeitspanne der arteriellen Herzschlagphase ein anderes Frequenzspektrum als für die anderen Herzschlagphasen (z. B. venöse Herzschlagphase, Übergangsphase). Der zeitliche Verlauf der Leistung während der arteriellen Phase zeichnet sich durch höhere Frequenzen aufgrund des pulsförmigen Verlaufs aus, während der zeitliche Verlauf der Leistung während der venösen Phase niedrigere Frequenzen aufweist, welche aber größer als diejenigen Frequenzen sind, welche während der Übergangsphasen auftreten. Durch eine entsprechende Filterung ist es daher möglich, allein durch eine Analyse der MR-Daten (in diesem Fall durch eine Analyse des zeitlichen Verlaufs der gemittelten Energie) diejenigen MR-Daten zu ermitteln, welche während der arteriellen Herzschlagphase erfasst werden. MR-Angiographiebilder, welche abhängig von den während der arteriellen Herzschlagphase erfassten MR-Daten erstellt werden, zeigen vorteilhafterweise im Wesentlichen nur die Arterien innerhalb des Volumenabschnitts.
Bei einem stehenden Menschen strömt arterielles Blut oberhalb des Herzens im Wesentlichen nach oben und unterhalb des Herzens im Wesentlichen nach unten, während venöses Blut oberhalb des Herzens im Wesentlichen nach unten und unterhalb des Herzens im Wesentlichen nach oben strömt. Wenn bei der Erstellung von MR-Angiographiebildern des Gefäßbaums unterhalb/oberhalb des Herzens ein Sättigungsband unterhalb/oberhalb des aufzunehmenden Volumenabschnitts gelegt wird, dann ist auch das aus diesem Sättigungsband in den aufzunehmenden Volumenabschnitt hineinströmende venöse Blut gesättigt, so dass im Wesentlichen nur arterielles Blut zum Signal bei der Bildgebung des Gefäßbaums beiträgt.
Vorteilhafterweise werden die MR-Angiographiebilder mit Hilfe eines iterativen Rekonstruktionsverfahrens erstellt. Iterative Rekonstruktionsverfahren können vorteilhafterweise fehlende bzw. nicht erfasste MR-Daten durch ein Vorwissen über das zu erstellende MR-Bild ergänzen. Bei diesem Vorwissen kann es sich beispielsweise um die Lage und/oder die Abmessungen von Blutgefäßen in dem zu erfassenden Volumenabschnitt handeln. Da sich diese Lage und diese Abmessungen der Blutgefäße in zwei MR-Bildern, welche benachbarte Schichten innerhalb des Volumenabschnitts darstellen, nur wenig ändern sollte, können größere Abweichungen von dieser einmal erfassten Lage oder von den einmal erfassten Abmessungen durch einen entsprechenden Strafterm bestraft werden. Mit Hilfe dieses Strafterms wird demnach bei der iterativen Rekonstruktion des n-ten MR-Bildes dafür gesorgt, dass sich das aktuell rekonstruierte n-te MR-Bild nicht zu stark von den vorab rekonstruierten MR-Bildern unterscheidet.
Als Variante des iterativen Rekonstruktionsverfahrens kann das komprimierte Abtasten erfindungsgemäß eingesetzt werden. Das komprimierte Abtasten („compressed sensing“) ist eine statistische Technik zur Datenerfassung und Datenabschätzung, welche darauf abzielt, nur vergleichsweise wenige Messpunkte im K-Raum zu erfassen oder abzutasten. Trotzdem können dann diese spärlich im K-Raum erfassten Messwerte unter bestimmten Bedingungen nahezu die vollständige Information wiedergeben, welche ohne das komprimierte Abtasten nur durch ein Erfassen aller Messpunkte im K-Raum rekonstruiert werden kann. Diese Bedingungen sind gerade bei der Erstellung von MR-Angiographiebildern erfüllt, da hier zum einen nur geringe Unterschiede zwischen benachbarten MR-Bildern auftreten und da zum anderen die zu erfassende Information nur auf einen geringen Anteil der Bildpunkte (nämlich die Bildpunkte, welche Blutgefäße darstellen) konzentriert ist, während die restlichen Bildpunkte nur eine vergleichsweise geringe Signalintensität aufweisen.
Durch den Einsatz eines iterativen Rekonstruktionsverfahrens kann sowohl die Auflösung als auch das Signal-Rausch-Verhältnis der erfindungsgemäß erstellten MR-Angiographiebilder verbessert werden. Auch die Anzahl und die Stärke von Artefakten kann durch den Einsatz eines iterativen Rekonstruktionsverfahrens im Vergleich zu nicht iterativen Verfahren verringert werden. Darüber hinaus ermöglicht der Einsatz von iterativen Rekonstruktionsverfahren, dass nur z.B. 50% der Speichen im K-Raum erfasst werden müssen, ohne dass Qualitätseinbußen bei den erstellten MR-Angiographiebildern im Vergleich zu einer MR-Datenerfassung, bei welcher alle Speichen im K-Raum erfasst werden, hingenommen werden müssen.
Der Einsatz eines iterativen Rekonstruktionsverfahrens ist insbesondere dann von Vorteil, wenn zur Erfassung der MR-Daten mehrere HF-Empfangsspulen eingesetzt werden. Das iterative Rekonstruktionsverfahren kann vorteilhafterweise die räumliche Redundanz der von mehreren HF-Spulen gleichzeitig erfassten MR-Daten zur Verbesserung der Qualität der zu erstellenden MR-Angiographiebilder einsetzen.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird auch eine Magnetresonanzanlage zur Erstellung von MR-Angiographiebildern in einem vorbestimmten dreidimensionalen Volumenabschnitt innerhalb eines Untersuchungsobjekts bereitgestellt. Dabei umfasst die Magnetresonanzanlage einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, eine oder mehrere HF-Antennen und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der/n HF-Antenne(n), zum Empfang der Messsignale, welche von Empfangsspulen der HF-Antenne(n) aufgenommen werden, und zur Auswertung der Messsignale sowie zur Erstellung der MR-Bilddatensätze. Die Magnetresonanzanlage regt den dreidimensionalen Volumenabschnitt mit einem HF-Anregungspuls an und erfasst dann radial MR-Daten in einem mit dem Volumenabschnitt korrespondierenden K-Raum. Diese MR-Daten werden von der Magnetresonanzanlage analysiert, um die MR-Daten in Gruppen zu unterteilen, wobei jede Gruppe nur diejenigen MR-Daten umfasst, welche zu einer bestimmten Herzschlagphase des Herzens des Untersuchungsobjekts gehören. Anschließend erstellt die Magnetresonanzanlage die MR-Angiographiebilder nur ausgehend von den MR-Daten einer dieser Gruppen.
Die Vorteile der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage entsprechen im Wesentlichen den Vorteilen des erfindungsgemäßen Verfahrens, welche vorab im Detail beschrieben worden sind, so dass hier auf eine Wiederholung verzichtet wird.
Des Weiteren beschreibt die vorliegende Erfindung ein Computerprogrammprodukt, insbesondere eine Software, welche man in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung bzw. einer Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage laden kann. Mit diesem Computerprogrammprodukt können alle oder verschiedene vorab beschriebene Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden, wenn das Computerprogrammprodukt in der Steuereinrichtung läuft. Dabei benötigt das Computerprogrammprodukt eventuell Programmmittel, z.B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, um die entsprechenden Ausführungsformen des Verfahrens zu realisieren. Mit anderen Worten soll mit dem auf das Computerprogrammprodukt gerichteten Anspruch insbesondere eine Software unter Schutz gestellt werden, mit welcher eine der oben beschriebenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden kann bzw. welche diese Ausführungsform ausführt. Dabei kann es sich bei der Software um einen Quellcode (z.B. C++), der noch compiliert und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder um einen ausführbaren Softwarecode handeln, der zur Ausführung nur noch in die entsprechende Recheneinheit bzw. Steuereinrichtung zu laden ist.
Schließlich offenbart die vorliegende Erfindung einen elektronisch lesbaren Datenträger, z.B. eine DVD, ein Magnetband oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software (vgl. oben), gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen (Software) von dem Datenträger gelesen und in eine Steuereinrichtung bzw. Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage gespeichert werden, können alle erfindungsgemäßen Ausführungsformen des vorab beschriebenen Verfahrens durchgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung ist insbesondere zur Rekonstruktion von MR-Angiographiebildern ausgehend von MR-Daten eines dreidimensionalen Volumenabschnitts geeignet, welche während eines kontinuierlichen Tischvorschubs (d.h. das Untersuchungsobjekt wird kontinuierlich in die Magnetresonanzanlage eingeschoben) erfasst werden. Die kontinuierliche Tischverschiebung ermöglicht vorteilhafterweise die Datenerfassung innerhalb eines in Tischverschiebungsrichtung nahezu unbegrenzten Volumens. Dadurch können erfindungsgemäß periphere Gefäßbäume des Untersuchungsobjekts nahtlos ohne die Verabreichung von Kontrastmitteln und ohne einen externen Triggerimpuls von einem EKG-Gerät mit einer hohen Auflösung erstellt werden.
Selbstverständlich ist die vorliegende Erfindung jedoch nicht auf diesen bevorzugten Anwendungsbereich eingeschränkt, da die vorliegende Erfindung beispielsweise auch zur Erstellung von MR-Angiographiebildern eingesetzt werden kann, welche auf bei stillstehendem Tisch (d.h. das Untersuchungsobjekt bzw. der Volumenabschnitt verändert seine Lage bezüglich der Magnetresonanzanlage während der Datenerfassung nicht) erfassten MR-Daten basieren.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand erfindungsgemäßer Ausführungsformen mit Bezug zu den Figuren im Detail beschrieben.
1 stellt eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage dar.
In 2 sind die Strömungsgeschwindigkeiten in der Arterie und in der Vene dargestellt.
In 3 ist ein Ablauf eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erstellung von MR-Angiographiebildern eines dreidimensionalen Volumens dargestellt.
1 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 Volumenabschnitt eines Objekts O, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegend zur Untersuchung bzw. Messung kontinuierlich in die Magnetresonanzanlage 5 gefahren wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welchem die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers angeordnet 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 eliminiert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen (auch zeitlich veränderbaren) Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des 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. Der Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befinden sich mehrere Hochfrequenzantennen 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts O bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts O umsetzen. Jede Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer ringförmigen vorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen der jeweiligen 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 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 im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Mittenfrequenz entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespulen der Hochfrequenzantennen 4 strahlen die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und resultierende Echosignale werden über die HF-Empfangsspulen abgetastet. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator) des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz 0 demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz 0 und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein MR-Angiographiebild bzw. dreidimensionaler Bilddatensatz 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 das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines MR-Angiographiebildes, welche z.B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie die Darstellung des erzeugten MR-Angiographiebildes erfolgt über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
In 2 sind die Strömungsgeschwindigkeiten des arteriellen Blutes 31 und des venösen Blutes 32 über der Zeit t für einen Herzschlag für Blutgefäße in einem menschlichen Bein dargestellt. Dabei ist ein in dem Bein von unten nach oben strömender Blutfluss mit einer positiven Geschwindigkeit dargestellt. Man erkennt, dass sich die Strömungsgeschwindigkeit des arteriellen Blutes 31 innerhalb eines Herzschlages deutlich ändert, während im Vergleich dazu die Strömungsgeschwindigkeit des venösen Blutes 32 nahezu konstant verläuft. Darüber hinaus kann man der 2 entnehmen, dass es zwar einen Rückfluss des arteriellen Blutes (Zeitintervall von ca. 490 ms bis 675 ms), aber keinen Rückfluss des venösen Blutes gibt.
Bei dem in 2 dargestellten Geschwindigkeitsverlauf des arteriellen Blutes 31 über der Zeit t entspricht die arterielle Phase einem Zeitfenster, welches bei ca. 200 ms beginnt und bei ca. 400 ms endet. Während dieser arteriellen Phase wird der Blutstrom (d.h. der sich aus dem arteriellen Blut und venösen Blut zusammensetzende Blutstrom) von dem arteriellen Blut dominiert. Dagegen entspricht die venöse Phase einem Zeitfenster, welches bei ca. 700 ms beginnt und bei ca. 150 ms (beim nächsten Herzschlag) endet.
Durch eine entsprechende Analyse der während mehrerer Herzschläge erfassten MR-Daten werden die arterielle Phase und die venöse Phase bestimmt. Anschließend werden die erfassten MR-Daten der arteriellen Phase, der venösen Phase oder keiner der beiden Phasen zugewiesenen, so dass dann MR-Angiographiebilder der Arterien bzw. der Venen in dem Bein anhand der MR-Daten, welche der arteriellen bzw. venösen Phase zugewiesenen wurden, erstellt werden können.
In 3 ist der beispielhafte Ablauf eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erstellung von MR-Angiographiebildern dargestellt.
In einem ersten Schritt S1 werden radial MR-Daten in einem K-Raum erfasst, welcher dem dreidimensionalen Volumenabschnitt entspricht, von welchem die MR-Angiographiebilder zu erstellen sind. Bei der radialen MR-Datenerfassung werden die MR-Daten Speiche für Speiche in zeitlich aufeinanderfolgenden Schritten erfasst.
Im zweiten Schritt S2 wird eine Energie der pro Speiche erfassten MR-Daten ermittelt.
Im folgenden Schritt S3 wird der zeitliche Verlauf der im Schritt S2 ermittelten Energie pro Speiche einer Fouriertransformation unterzogen.
Anschließend werden im Schritt S4 nur diejenigen MR-Daten ausgefiltert, welche während der arteriellen Herzschlagphase erfasst wurden. Da sich das Spektrum des zeitlichen Verlaufs der Leistung pro Speiche abhängig davon, ob die MR-Daten während der arteriellen Herzschlagphase oder während einer anderen Herzschlagphase erfasst wurden, unterscheidet, können durch eine Frequenz-Ausfilterung nur diejenigen MR-Daten bestimmt oder ausgefiltert werden, welche während der arteriellen Herzschlagphase erfasst wurden.
Anschließend werden im Schritt S5 MR-Angiographiebilder rekonstruiert, wobei zu der Rekonstruktion nur die ausgefilterten MR-Daten, also nur die während der arteriellen Herzschlagphase erfassten MR-Daten, eingesetzt werden. Bei einer kontinuierlichen Tischbewegung kann ein Stapel von axialen MR-Angiographiebildern erzeugt werden, welche dann das arterielle Gefäßsystem abbilden. Ein axiales MR-Bild stellt dabei eine Schicht des Volumenabschnitts dar, welche senkrecht zur Bewegungsrichtung des Tisches verläuft.
Wenn im Schritt S4 die MR-Daten der venösen Herzschlagphase ausgefiltert werden und abhängig von diesen MR-Daten der Stapel von axialen MR-Angiographiebildern erstellt wird, dann bilden die einzelnen MR-Bilder anstelle des arteriellen Gefäßsystems das venöse Gefäßsystem innerhalb des Volumenabschnitts ab.

Claims

Verfahren zur Erstellung von MR-Angiographiebildern eines vorbestimmten dreidimensionalen Volumenabschnitts eines lebenden Untersuchungsobjekts (O) mittels einer Magnetresonanzanlage (5), wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Erfassen von MR-Daten in dem Volumenabschnitt mit radialer Erfassung eines K-Raums, Analysieren der MR-Daten, um die MR-Daten in Gruppen zu unterteilen, wobei jede Gruppe nur die MR-Daten umfasst, welche einer bestimmten Herzschlagphase des Herzens des Untersuchungsobjekts entsprechen, und Erstellen der MR-Angiographiebilder ausgehend nur von den MR-Daten einer der Gruppen.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das radiale Erfassen des K-Raums durchgeführt wird, indem nacheinander jeweils die MR-Daten mehrerer Speichen erfasst werden, dass jede Speiche durch ein Zentrum des K-Raums verläuft, wobei der K-Raum mit dem vorbestimmten Volumenabschnitt korrespondiert, dass die jeweils nächste Speiche mittels des goldenen Winkels derart gewählt wird, dass die nächste Speiche mittig in der größten Lücke liegt, welche innerhalb der bereits erfassten Speichen existiert.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass nur die MR-Daten in einem mittleren Bereich des K-Raums für jede Speiche ausgewertet werden, um eine gemittelte Energie zu bestimmen, und dass die Unterteilung in die Gruppe abhängig von einer Änderung der gemittelten Energie über der Zeit durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine arterielle der Gruppen derart definiert wird, dass die arterielle Gruppe nur die MR-Daten umfasst, welche einer arteriellen Herzschlagphase entsprechen, und dass die MR-Daten der arteriellen Gruppe anhand eines pulsförmigen Blutstromes erfasst werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine venöse der Gruppen derart definiert wird, dass die venöse Gruppe nur die MR-Daten umfasst, welche einer venösen Herzschlagphase entsprechen, und dass die MR-Daten der venösen Gruppe anhand eines kontinuierlichen Blutstromes erfasst werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Fouriertransformation der erfassten MR-Daten durchgeführt wird, um ein Frequenzspektrum der MR-Daten zu erzeugen, dass das Frequenzspektrum gefiltert wird, so dass nur Frequenzen der MR-Daten von einer bestimmten der Gruppen nicht unterdrückt werden, dass ausgehend von einem Ergebnis des Filterns die MR-Daten der bestimmten Gruppe bestimmt werden, und dass die MR-Angiographiebilder ausgehend nur von den MR-Daten der bestimmten Gruppe erstellt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Angiographiebilder mittels eines iterativen Rekonstruktionsverfahrens erstellt werden, bei welchem eine in nicht erfassten MR-Daten des Volumenabschnitts vorhandene Information über ein Vorwissen über das jeweils zu erstellende MR-Angiographiebild ergänzt wird.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Daten mit mehreren HF-Empfangsspulen (4) der Magnetresonanzanlage (5) erfasst werden, und dass das iterative Rekonstruktionsverfahren eine aufgrund der mehreren HF-Empfangsspulen (4) vorhandene räumliche Redundanz innerhalb der erfassten MR-Daten und eine Spärlichkeit von relevanter Bildinformation innerhalb der MR-Daten bei der Erstellung der MR-Angiographiebilder ausnutzt.
Magnetresonanzanlage zur Erstellung von MR-Angiographiebildern in einem vorbestimmten dreidimensionalen Volumenabschnitts eines Untersuchungsobjekts (O), wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), mindestens eine HF-Antenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der mindestens einen HF-Antenne (4), zum Empfang der von der mindestens einen HF-Antenne (4) aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung der MR-Daten umfasst, wobei die Magnetresonanzanlage (5) derart ausgestaltet ist, dass die Magnetresonanzanlage (5) MR-Daten in dem Volumenabschnitt mittels radialer Erfassung eines K-Raums erfasst, dass die Magnetresonanzanlage (5) die MR-Daten analysiert, um die MR-Daten in Gruppen zu unterteilen, wobei jede Gruppe nur die MR-Daten umfasst, welche einer bestimmten Herzschlagphase des Herzens des Untersuchungsobjekts entsprechen, und dass die Magnetresonanzanlage (5) die MR-Angiographiebilder ausgehend nur von den MR-Daten einer der Gruppen erstellt.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–8 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt, welches ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–8 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 1–8 durchführen.