DE112020006296T5

DE112020006296T5 - 3d-mr-bildgebung mit intrinsischer bewegungserkennung

Info

Publication number: DE112020006296T5
Application number: DE112020006296.1T
Authority: DE
Inventors: Gabriele Marianne Beck; Guruprasad Krishnamoorthy; Suthambhara Nagaraj; Chennakeshava Krishna; Johannes Martinus Peeters
Original assignee: Koninklijke Philips NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2019-12-23
Filing date: 2020-12-17
Publication date: 2022-12-01
Also published as: CN114902062A; EP3842819A1; US20220413080A1; WO2021130101A1

Abstract

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Objekts (10), das in einem Untersuchungsvolumen einer MR-Einrichtung (1) angeordnet ist. Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine schnelle 3D-MR-Bildgebung zu ermöglichen, die Bewegungskompensation bereitstellt und auch eine präzise Kompensation von Systemfehlern ermöglicht. Das Verfahren der Erfindung umfasst die Schritte:- Aussetzen des Objekts (10) einer Anzahl von Aufnahmen (S 1 bis S4) einer 3D-Bildgebungssequenz, wobei eine Folge von MR-Signalen durch jede Aufnahme (S1 bis S4) erzeugt wird, wobei jedes MR-Signal ein k-Raum-Profil darstellt, wobei der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme (S1 bis S4) mindestens ein Navigatorprofil und eine Anzahl von Bildgebungsprofilen umfasst;- Erfassen der MR-Signale;- Ableiten von Bewegungsinformationen von dem mindestens einen Navigatorprofil; und- Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den Bildgebungsprofilen, wobei eine Bewegungskompensation basierend auf den Bewegungsinformationen angewendet wird. Aus den Navigatorprofilen können bewegungsinduzierte Phasenfehler abgeleitet werden, wobei die Bewegungskompensation eine entsprechende Phasenkorrektur beinhaltet. Ferner können Phasenfehler, die durch Magnetfeldgradientenfehler und/oder Wirbelströme verursacht werden, von den Navigatorprofilen abgeleitet werden, und eine entsprechende Phasenkorrektur kann während der Bildrekonstruktion angewendet werden. Darüber hinaus bezieht sich die Erfindung auf eine MR-Einrichtung (1) zum Ausführen dieses Verfahrens sowie ein Computerprogramm, das auf einer MR-Einrichtung (1) ausgeführt werden soll.

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanz-Bildgebung (MR-Bildgebung). Sie bezieht sich auf ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Objekts. Die Erfindung bezieht sich außerdem auf eine MR-Einrichtung und ein Computerprogramm, das auf einer MR-Einrichtung ausgeführt werden soll.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
MR-Bildgebungsverfahren, die die Wechselwirkung zwischen Magnetfeldern und Kernspins nutzen, um zweidimensionale oder dreidimensionale Bilder zu erzeugen, werden heutzutage weithin verwendet, insbesondere im Bereich der medizinischen Diagnostik, da sie für die Bildgebung von Weichgewebe anderen Bildgebungsverfahren in vielerlei Hinsicht überlegen sind, keine ionisierende Strahlung benötigen und in der Regel nicht invasiv sind.
Im MR-Verfahren im Allgemeinen wird das Objekt, zum Beispiel der Körper des zu untersuchenden Patienten, in einem starken, gleichmäßigen Magnetfeld angeordnet, dessen Richtung gleichzeitig eine Achse (normalerweise die z-Achse) des Koordinatensystems definiert, das der Messung zugrunde liegt. Das Magnetfeld erzeugt in Abhängigkeit von der Magnetfeldstärke unterschiedliche Energieniveaus für die einzelnen Kernspins, die durch Anlegen eines elektromagnetischen Wechselfeldes (HF-Feld) definierter Frequenz (sog. Larmor-Frequenz oder MR-Frequenz) angeregt werden können (Spinresonanz). Aus makroskopischer Sicht ergibt sich aus der Verteilung der einzelnen Kernspins eine Gesamtmagnetisierung, die durch Anlegen eines elektromagnetischen Impulses geeigneter Frequenz (HF-Impuls) aus dem Gleichgewichtszustand ausgelenkt werden kann, sodass die Magnetisierung eine Präzessionsbewegung um die z-Achse ausführt. Die Kreiselbewegung beschreibt eine Oberfläche eines Kegels, dessen Öffnungswinkel als Kippwinkel bezeichnet wird. Die Größe des Kippwinkels hängt von der Stärke und der Dauer des angelegten elektromagnetischen Impulses ab. Bei einem so genannten 90°-Impuls werden die Spins von der z-Achse in die Querebene (Flipwinkel 90°) abgelenkt.
Nach Beendigung des HF-Impulses relaxiert die Magnetisierung wieder in den ursprünglichen Gleichgewichtszustand zurück, in dem die Magnetisierung in der z-Richtung mit einer ersten Zeitkonstante T₁ (Spin-Gitter- oder longitudinale Relaxationszeit) erneut aufgebaut wird, und die Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Richtung relaxiert mit einer zweiten Zeitkonstante T₂ (Spin-Spin- oder transversale Relaxationszeit). Die Variation der Magnetisierung kann mittels HF-Empfangsspulen erkannt werden, die in einem Untersuchungsvolumen der MR-Einrichtung derart angeordnet und ausgerichtet sind, dass die Variation der Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Achse gemessen wird. Der Abfall der transversalen Magnetisierung wird, nach einem Anlegen zum Beispiel eines 90°-Impulses, von einem Übergang der Kernspins (induziert durch lokale Inhomogenitäten des Magnetfeldes) von einem geordneten Zustand mit der gleichen Phase in einen Zustand, in dem alle Phasenwinkel gleichmäßig verteilt sind, (Dephasierung) begleitet. Die Dephasierung kann mittels eines refokussierenden HF-Impulses (z. B. eines 180°-Impulses) kompensiert werden. Dadurch entsteht in den Empfangsspulen ein Echosignal (Spinecho).
Um die räumliche Auflösung im Körper zu realisieren, werden konstante Magnetfeldgradienten, die sich entlang der drei Hauptachsen erstrecken, dem gleichförmigen Magnetfeld überlagert, was zu einer linearen räumlichen Abhängigkeit der Spinresonanzfrequenz führt. Das in den HF-Empfangsspulen aufgenommene Signal enthält dann Komponenten unterschiedlicher Frequenzen, die verschiedenen Stellen in dem Körper zugeordnet werden können. Die über die HF-Empfangsspulen erhaltenen Signaldaten entsprechen dem räumlichen Frequenzbereich und werden k-Raum-Daten genannt. Die k-Raum-Daten schließen in der Regel mehrere mit einer unterschiedlichen Phasenkodierung erfasste Profile (Linien) ein. Jedes Profil wird digitalisiert, indem eine Anzahl von Abtastungen gesammelt wird. Ein Satz von k-Raum-Daten wird mittels eines Bildrekonstruktionsalgorithmus in ein MR-Bild umgewandelt.
Bei der dreidimensionalen (3D) Stack-of-Stars-MR-Bildgebung (siehe z. B. WO 2013/159044 A1 ) wird eine Anzahl von räumlich nicht-selektiven oder schichtselektiven HF-Anregungen angewendet, denen jeweils die Erfassung einer Folge von MR-Signalen (z. B. Gradienten-Echosignalen) folgt, wobei jedes MR-Signal ein k-Raum-Profil darstellt. Die MR-Signale werden als radiale k-Raum-Profile aus einer Anzahl paralleler Ebenen im k-Raum erfasst. In der Richtung senkrecht zu den Ebenen (z. B. der k_z-Richtung) wird eine standardmäßige kartesische Phasenkodierung durchgeführt, während die MR-Signale innerhalb jedes einzelnen Schnitts entlang radialer „Speichen“, die um das Zentrum (k_x=k_y=0) gedreht sind, erfasst werden. Daraus ergibt sich eine zylindrische k-Raum-Abdeckung, die aus gestapelten Scheiben („Stack-of-Stars“) besteht. Technisch wird dies durch ein gleichzeitiges Erzeugen von Magnetfeldgradienten in den In-Ebenen-Richtungen und Modulieren ihrer Amplituden realisiert. Für die Auswahl der zeitlichen Reihenfolge der k-Raumprofil-Erfassungsschritte können verschiedene Schemata verwendet werden. Zum Beispiel können alle Phasenkodierungsschritte entlang der Richtung senkrecht zu den k-Raum-Profilen sequentiell erfasst werden, bevor k-Raum-Profile in verschiedenen Winkelpositionen (Drehwinkel) erfasst werden. Dadurch wird sichergestellt, dass die Zeiträume des kartesischen Abtastens kurz gehalten werden, was zu einer hohen Datenkonsistenz innerhalb des Stapels von Ebenen führt und die allgemeine Bewegungsrobustheit eines radialen Abtastens für den Stack-of-Stars-Ansatz bewahrt. Die kartesischen Phasenkodierungsschritte können von der zentralen Scheibe bis zur k-Raumperipherie (zentrisch nach außen) oder in linearer Reihenfolge von -k_z,max bis +k_z, _max durchgeführt werden. Für die Winkelordnung kann die Bildsequenz entweder äquidistante Winkelabtastung mit mehreren Verschachtelungen oder das so genannte goldene Winkelschema verwenden. Bei dem äquidistanten Schema wird der Winkelabstand, d. h. die Erhöhung des Drehwinkels der radialen k-Raum-Profile nach ΔΦ = 180° / n_total berechnet, wobei n_total die Gesamtzahl der k-Raum-Profile pro Ebene ist. Im goldenen Winkelschema wird der Drehwinkel der k-Raumprofile jedes Mal um ΔΦ = 111,25° erhöht, was 180° multipliziert mit dem goldenen Verhältnis entspricht. Daher fügen anschließend abgetastete radiale k-Raumprofile immer komplementäre Informationen hinzu, während sie die größten Lücken innerhalb des zuvor abgetasteten Satzes von Profilen ausfüllen. Infolgedessen deckt jeder sequenzielle Satz von erfassten Profilen den k-Raum annähernd gleichmäßig ab, was z. B. die Rekonstruktion von zeitlichen Unterrahmen ermöglicht und das goldene Winkelschema auch für dynamische (4D-) Bildgebungsstudien gut geeignet macht. Darüber hinaus reduziert das goldene Winkelschema die zeitlichen Kohärenzen in dem k-Raum. Dadurch werden Bewegungsinkonsistenzen in dem k-Raum verteilt und Artefakte werden abgeschwächt.
In ähnlicher Weise folgt bei dem ebenfalls bekannten Stack-of-Spirals-Erfassungsschema auf jede nicht selektive oder schichtselektive HF-Anregung die Erfassung eines oder mehrerer MR-Signale, die ebene spiralförmige k-Raum-Profile darstellen. Wie bei dem Stack-of-Stars-Verfahren wird in der Richtung senkrecht zu den Ebenen der Spiralen eine standardmäßige kartesische Phasenkodierung durchgeführt. Die MR-Signale werden innerhalb jeder einzelnen Ebene entlang Spiraltrajektorien mit ihrem jeweiligen Ursprung oder Endpunkt in der k-Raum-Mitte erfasst (k_x=k_y=0).
Die vorstehend beschriebenen radialen 3D-Stack-of-Stars- und Stack-of-Spirals-Schemata bieten mehrere viel versprechende Vorteile für klinische 3D- und 4D-MR-Bildgebung wie hohe Bewegungsrobustheit und benigne Aliasing-Artefakte, insbesondere in Kombination mit einer goldenen Winkelverteilung von k-Raum-Profilen.
Trotz dieser intrinsischen Bewegungsrobustheit können die erfassten MR-Bilder jedoch oft immer noch durch bewegungsinduzierte Signalschwankungen beeinträchtigt werden, solange keine zusätzlichen Maßnahmen zur Bewegungskompensation angewendet werden.
Darüber hinaus haben MR-Signalschwankungen, die durch Systemfehler verursacht werden, wie Gradientenverzögerung und Wirbelströme, eine negative Auswirkung auf die Bildqualität. Es ist bekannt, eine Phasenkorrektur zum Kompensieren dieser Effekte anzuwenden. Die Phasenkorrekturen werden von benachbarten k-Raum-Profilen abgeleitet, die in (ungefähr) entgegengesetzten Richtungen erfasst werden. Die benachbarten k-Raum-Profile werden jedoch üblicherweise in völlig unterschiedlichen Bewegungszuständen des abgebildeten Objekts während der Abtastung erfasst, was zu Phaseninkonsistenzen und Streifenartefakten führt.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Aus dem Vorstehenden ist leicht ersichtlich, dass ein Bedarf an einer verbesserten Technik der MR-Bildgebung besteht. Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine schnelle 3D-MR-Bildgebung zu ermöglichen, die Bewegungskompensation bereitstellt und auch eine präzise Kompensation von Systemfehlern ermöglicht.
Erfindungsgemäß wird ein Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts, das in einem Untersuchungsvolumen einer MR-Einrichtung platziert ist, offenbart. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte:

- Aussetzen des Objekts einer Anzahl von Aufnahmen einer 3D-Bildgebungssequenz, wobei eine Folge von MR-Signalen durch jede Aufnahme erzeugt wird, wobei jedes MR-Signal ein k-Raum-Profil darstellt, wobei der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme mindestens ein lineares k-Raum-Navigatorprofil und eine Anzahl von Bildgebungsprofilen umfasst;
- Erfassen der MR-Signale;
- Ableiten von Bewegungsinformationen aus dem mindestens einen linearen k-Raum-Navigatorprofil; und
- Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den Bildgebungsprofilen, wobei eine Bewegungskompensation basierend auf den Bewegungsinformationen angewendet wird.

Vorzugsweise umfasst jede Aufnahme mindestens drei lineare k-Raum-Navigationsprofile, die in verschiedenen Richtungen ausgerichtet sind.
Die Erfindung ermöglicht eine mehrschüssige 3D-MR-Bildgebung mit einer intrinsischen Aufnahme-zu-Aufnahme-Navigation, vorzugsweise in drei (orthogonalen) räumlichen Richtungen mit einer entsprechenden Bewegungskompensation, die eine Bewegung in allen drei Richtungen berücksichtigt. Die Erfindung stellt dadurch eine leistungsstarke Technik für eine hohe Auflösung und eine 3D- (und 4D-) MR-Bildgebung mit geringer Verzerrung bereit.
Erfindungsgemäß umfasst jede Aufnahme der Bildgebungssequenz einen HF-Impuls zur Anregung der transversalen Kernmagnetisierung, wobei nach jedem Anregungs-HF-Impuls eine Folge von MR-Signalen (z. B. Spinechosignalen) erzeugt wird. Diese MR-Signale werden erfasst. Mindestens drei MR-Signale (vorzugsweise die ersten MR-Signale jeder Aufnahme) bilden lineare k-Raum-Navigatorprofile, die in verschiedenen Richtungen (vorzugsweise entlang der drei Koordinatenachsen) ausgerichtet sind. Den Navigatorprofilen folgt eine Anzahl von Bildgebungsprofilen. Zum Beispiel sind die linearen k-Raum-Navigatorprofile jeweils einzelne Zeilen in dem k-Raum. Der lineare k-Raum-Navigator erfordert nur eine sehr kurze Erfassungszeit. Ferner kann ein einzelnes lineares k-Raum-Profil für jede der orthogonalen Richtungen in dem 3D-k-Raum-Volumen ausreichend sein. Die Ausrichtungen der linearen k-Raum-Profile können als Projektionsrichtungen eingesetzt werden, um die Navigatordaten für jede Richtung in dem 3D-k-Raum zu erhalten. Weitere genaue Korrekturen können durch Einsetzen von Paaren linearer k-Raum-Profile erreicht werden, wobei jedes Paar lineare k-Raum-Profile in entgegengesetzten Richtungen in dem k-Raum enthält. Die linearen k-Raum-Navigatorprofile können bei hoher Erfassungsgeschwindigkeit erfasst werden und können eine große Vielfalt an Bewegungskorrekturanzahl von solchen Aufnahmen abdecken, werden angewandt um den k-Raum vollständig abzutasten, um ein vollständiges MR-Bild mit der erforderlichen Auflösung aus den erfassten Bildgebungsprofilen rekonstruieren zu können. Die Erfindung schlägt vor, dass drei (oder mehr) Navigatorprofile, die bei jeder Aufnahme erfasst werden, vor der Erfassung der Bildgebungsprofile vorhanden sind. Die Erfindung verwendet diese Navigatorprofile für die Ableitung von Bewegungsinformationen, z. B. durch Schätzen bewegungsinduzierter Phasenfehler in allen drei Richtungen, die später in dem Rekonstruktionsschritt zur Bewegungskompensation verwendet werden, z. B. durch entsprechende Phasenkorrektur. Das Bestimmen der Phasenfehler in allen drei Richtungen über die gesamte Abtastung bietet die einzigartige Fähigkeit, bewegungsinduzierte Phasenverschiebungen vollständig zu korrigieren. Optional können, falls die MR-Signale über ein Array von HF-Empfangsspulen erfasst werden, nur die Navigatorprofile, die über eine Teilmenge der HF-Spulen erfasst werden, zur Ableitung der Bewegungsinformationen, d. h. der bewegungsinduzierten Phasenfehler, abhängig von der Position und Ausrichtung der HF-Spulen in Bezug auf die (Haupt-) Richtung der auftretenden Bewegung verwendet werden. Dies kann die Qualität der Phasenkorrektur verbessern.
Optional umfasst die Folge von MR-Signalen eine Anzahl von Start-MR-Signalen, die zeitlich vor den MR-Signalen erzeugt werden, welche die Navigatorprofile bzw. die Bildgebungsprofile darstellen. Die 3D-Bildgebungssequenz kann eine TFE-Sequenz (Turbo-Feldecho-Sequenz) sein, von der jede Aufnahme einen HF-Impuls zur Anregung der transversalen Kernmagnetisierung umfasst, gefolgt von einer Anzahl von neu fokussierenden Magnetfeldgradienten, welche die Folge von MR-Signalen als Feldechosignale erzeugen. Es kann eine bestimmte Anzahl von anfänglichen Start-Echosignalen in jeder Aufnahme der TFE-Bildgebungssequenz vor der tatsächlichen Erfassung der Navigator- bzw. Bildgebungsprofile geben, um zu ermöglichen, dass sich die Echofolge stabilisiert und einen stationären Zustand der transversalen Kernmagnetisierung erreichen kann. Die Start-Echosignale werden nicht zur Navigation oder zur Bildrekonstruktion verwendet.
Ferner kann die Rekonstruktion des Magnetresonanzbildes aus den Bildgebungsprofilen, unter Einbeziehen von Bewegungs- und Artefakten-Korrekturen basierend auf den linearen k-Raum-Navigatorinformationen durch Rekonstruktionssoftware erfolgen, die auf einem Host-Computer des Magnetresonanzuntersuchungssystems installiert ist. Alternativ kann die Rekonstruktion entfernt zeitlich und räumlich von dem Magnetresonanzuntersuchungssystem und der MR-Datenerfassung getrennt erfolgen, z. B. durch Hochladen der Navigatorprofile und Bildgebungsprofile in „die Cloud“, wo Korrektur und Rekonstruieren durch dedizierte Korrektur- und Rekonstruktionssoftware erfolgen kann.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung umfasst der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme ein oder mehrere Paare von Navigatorprofilen (vorzugsweise mindestens sechs Navigatorprofile, die drei Paare bilden), wobei die Profile jedes Paares in entgegengesetzten räumlichen Richtungen ausgerichtet sind. Die Erfassung antiparalleler Paare von Navigatorprofilen ermöglicht die Ableitung von Phasenfehlern, die durch Magnetfeldgradientenfehler und/oder Wirbelströme und eine entsprechende Phasenkorrektur verursacht werden. Aufgrund der zeitlich nahen Erfassung der Navigatorprofile jedes Paares wird diese Phasenkorrektur nicht durch Bewegung beeinträchtigt. Die Navigatorprofile jedes Paares werden während (im Wesentlichen) desselben Bewegungszustands des abgebildeten Objekts erfasst. Somit werden Inkonsistenzen in der Phasenkorrektur, die zu Bildartefakten führen, effektiv vermieden. Die Erfindung stellt somit eine 3D-MR-Bildgebungstechnik mit Bewegungskompensation und eine präzise Kompensation für Fehler der verwendeten MR-Einrichtung bereit.
In einer bevorzugten Ausführungsform beinhaltet die Ableitung von Bewegungsinformationen von den Navigatorprofilen die Erkennung bewegungsinduzierter Verschiebungen und/oder Verformungen des Objekts während der Erfassung der MR-Signale und Zuweisen jedes der Sätze von k-Raum-Profilen zu einem Bewegungszustand. Darin entspricht jeder der Bewegungszustände einem aus einer Vielzahl von angrenzenden Bereichen bewegungsinduzierter Verschiebungen und/oder Verformungen des Objekts. Die Häufigkeit des Auftretens jedes Bewegungszustands kann bestimmt werden, um eine Gewichtung auf die k-Raum-Profile in dem Schritt des Rekonstruierens des MR-Bildes anzuwenden, wobei eine stärkere Gewichtung auf k-Raum-Profile angewendet wird, die häufigeren Bewegungszuständen zugeordnet sind, und eine schwächere Gewichtung auf k-Raum-Profile angewendet wird, die weniger häufigen Bewegungszuständen zugeordnet sind. Somit werden die Navigatorprofile in dieser Ausführungsform verwendet, um einen Soft-Gating-Ansatz zur Bewegungskompensation zu implementieren, d. h. um Artefakte zu reduzieren, die durch Bewegung verursacht werden.
Die Ableitung von Bewegungsinformationen aus den Navigatorprofilen, insbesondere zum Ermöglichen der Zuweisung der Sätze von k-Raum-Profilen zu Bewegungszuständen, wie zuvor beschrieben, kann die Bestimmung der Position des Massenschwerpunkts des Objekts aus Projektionsbildern, die aus den Navigatorprofilen rekonstruiert werden, beinhalten. Die Änderungen der Position des Massenschwerpunkts des Objekts reflektieren die Bewegung des Objekts, wie z. B. eine Atembewegung oder eine Herzbewegung, die während der MR-Signalerfassung auftritt. Da diese Bewegungen dafür bekannt sind, unterschiedliche Frequenzen aufzuweisen, können sie durch Filtern gemäß den jeweiligen Frequenzbändern getrennt werden. Basierend auf der erkannten Atembewegung kann z. B. der vorstehend beschriebene Soft-Gating-Ansatz verwendet werden, um die MR-Bildrekonstruktion auf die MR-Signaldaten zu fokussieren, die während der häufigsten Position, die durch den Patienten während der freien Atmung eingenommen wird, erfasst werden.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform werden die Bewegungsinformationen durch Bewegungsdaten ergänzt, die von dem Objekt über einen oder mehrere externe Bewegungssensoren erfasst werden. Zum Beispiel kann eine Kamera oder ein Atemriemen verwendet werden, um die Präzision des Bestimmens des momentanen Bewegungszustands während der MR-Signalerfassung zu erhöhen. Der externe Bewegungssensor kann z. B. verwendet werden, um die Frequenz der (Atem-) Bewegung des Objekts zu erkennen. Die erkannte Frequenz kann dann zum Berechnen des bandpassgefilterten Massenschwerpunkts verwendet werden, wie zuvor beschrieben.
In noch einer weiteren bevorzugten Ausführungsform werden die MR-Signale unter Verwendung eines Stack-of-Stars- oder eines Stack-of-Spirals-Erfassungsschemas wie oben beschrieben erfasst. Um die k-Raum-Verteilung der erfassten Bildgebungsprofile zu optimieren, kann die Winkelanordnung der radialen oder spiralförmigen k-Raum-Profile nach einem goldenen Winkelschema gewählt werden. Die Verteilung der Drehwinkel kann auch an ein anisotropes Sichtfeld angepasst werden (siehe Wu et al. Al, „Anisotropic fieldof-view support for golden angle radial imaging, Magn. Reson. Med., 76, 229 bis 236, 2016), wobei die radialen (oder spiralförmigen) k-Raum-Profile nicht äquidistant verteilt sind. Andere Verfahren zur Optimierung der Abtastungsreihenfolge, wie z. B. CENTRA-Ordnung (siehe WO 2016202707 A1 ) oder Rotated-Stack-of-Stars (siehe Zhou et al., „Golden-ratio rotated stack-of-stars acquisition for improved volumetric MRI“, Magn. Reson. Med. 2017), können mit dem Verfahren der Erfindung kombiniert werden.
In weiteren möglichen Ausführungsformen können die MR-Signale unter Verwendung eines 3D-Radialerfassungsschemas (auch als „Kooshball“-Art der Erfassung bezeichnet, siehe Stehning et al., Magnetic Resonance in Medicine, Band 52, S. 197 bis 203, 2004) oder ein sogenanntes FLORET-Erfassungsschema (siehe Pipe et al., Magnetic Resonance in Medicine, Band 66, S. 1303 bis 1311, 2011) erfasst werden.
Das Verfahren der bisher beschriebenen Erfindung kann mittels einer MR-Einrichtung ausgeführt werden, die mindestens eine Hauptmagnetspule zum Erzeugen eines gleichmäßigen, statischen Magnetfeldes in einem Untersuchungsvolumen, eine Anzahl von Gradientenspulen zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen in dem Untersuchungsvolumen, mindestens eine HF-Spule zum Erzeugen von HF-Impulsen in dem Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Objekt, das in dem Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit zum Steuern der zeitlichen Sequenz von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten und eine Rekonstruktionseinheit einschließt. Das Verfahren der Erfindung kann zum Beispiel durch ein entsprechendes Programmieren der Rekonstruktionseinheit und/oder der Steuereinheit der MR-Einrichtung implementiert werden.
Das Verfahren der Erfindung kann in den meisten MR-Vorrichtungen, die derzeit in klinischer Verwendung sind, vorteilhaft durchgeführt werden. Zu diesem Zweck ist es lediglich erforderlich, ein Computerprogramm zu benutzen, mit dem die MR-Einrichtung derart gesteuert wird, dass sie die oben erläuterten Verfahrensschritte der Erfindung durchführt. Das Computerprogramm kann entweder auf einem Datenträger vorhanden sein oder in einem Datennetzwerk vorhanden sein, sodass es zur Installation in der Steuereinheit der MR-Einrichtung heruntergeladen werden kann.
Figurenliste
Die beigefügten Zeichnungen offenbaren bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. Es versteht sich jedoch, dass die Zeichnungen nur zu Darstellungszwecken und nicht als Definition der Grenzen der Erfindung ausgelegt sind. In den Zeichnungen:

1 zeigt eine MR-Einrichtung zum Ausführen des Verfahrens der Erfindung;
2 zeigt einen Diagramm-k-Raum, der das Abtastschema der Erfindung veranschaulicht;
3 zeigt ein Diagramm, welches das erfindungsgemäß verwendete Soft-Gating-Schema veranschaulicht;
4 zeigt einen Schnitt des 3D-MR-Bildes (links: herkömmliche Bewegungskompensation unter Verwendung eines Atembandes, rechts: Bewegungskompensation unter Verwendung der intrinsischen Navigatortechnik der Erfindung).

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Unter Bezugnahme auf 1 wird eine MR-Einrichtung 1 gezeigt. Die Einrichtung umfasst supraleitende oder resistive Hauptmagnetspulen 2, sodass ein im Wesentlichen gleichmäßiges, zeitlich konstantes Hauptmagnetfeld entlang einer z-Achse durch ein Untersuchungsvolumen erzeugt wird.
Ein Magnetresonanz-Erzeugungs- und Manipulationssystem wendet eine Reihe von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten an, um Kernmagnetspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz neu zu fokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich und auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und dergleichen, um eine MR-Bildgebung auszuführen.
Genauer wendet ein Gradientenimpulsverstärker 3 Stromimpulse auf ausgewählte Ganzkörper-Gradientenspulen 4, 5 und 6 entlang x-, y- und z-Achsen des Untersuchungsvolumens an. Ein digitaler HF-Frequenzsender 7 sendet HF-Impulse oder -Impulspakete über einen Sende-/Empfangsschalter 8 an eine Ganzkörper-Volumen-HF-Spule 9, um HF-Impulse in das Untersuchungsvolumen zu übertragen. Eine typische MR-Bildgebungssequenz besteht aus einem Paket von HF-Impulssegmenten mit kurzer Dauer, die jeweils zusammengenommen und mit allen angelegten Magnetfeld-Gradienten eine ausgewählte Manipulation von Kernmagnetresonanz erzielen. Die HF-Impulse werden verwendet, um zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung zu invertieren, Resonanz neu zu fokussieren oder Resonanz zu manipulieren und einen Teil eines Körpers 10 auszuwählen, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist. Die MR-Signale werden auch von der Ganzkörpervolumen-HF-Spule 9 aufgenommen.
Zur Erzeugung von MR-Bildern von begrenzten Regionen des Körpers 10 wird ein Satz von lokalen Array-HF-Spulen 11, 12, 13 zusammen mit der für die Bildgebung ausgewählten Region angeordnet. Die Array-Spulen 11, 12, 13 können verwendet werden, um durch Körper-Spulen-HF-Übertragungen induzierte MR-Signale zu empfangen.
Die resultierenden MR-Signale werden von der HF-Spule 9 des gesamten Körpervolumens und/oder von den Array-HF-Spulen 11, 12, 13 aufgenommen und von einem Empfänger 14 demoduliert, der vorzugsweise einen Vorverstärker (nicht gezeigt) einschließt. Der Empfänger 14 ist mit den HF-Spulen 9, 11, 12 und 13 über Sende-/Empfangsschalter 8 verbunden.
Ein Host-Computer 15 steuert den Gradientenimpulsverstärker 3 und den Sender 7, um eine beliebige einer Vielzahl von MR-Bildgebungssequenzen zu erzeugen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 14 eine einzige oder eine Vielzahl von MR-Datenzeilen in schneller Folge nach jedem HF-Anregungsimpuls. Ein Datenerfassungssystem 16 führt eine Analog-Digital-Wandlung der empfangenen Signale durch und wandelt jede MR-Datenzeile in ein digitales Format um, das für die weitere Verarbeitung geeignet ist. Bei modernen MR-Einrichtungen ist das Datenerfassungssystem 16 ein separater Computer, der auf die Erfassung von Rohbilddaten spezialisiert ist.
Letztlich werden die digitalen Rohbilddaten durch einen Rekonstruktionsprozessor 17 in eine Bilddarstellung rekonstruiert, welcher eine Fourier-Transformation oder andere geeignete Rekonstruktionsalgorithmen wie SENSE oder SMASH anwendet. Das MR-Bild kann einen planaren Schnitt durch den Patienten, eine Anordnung von parallelen planaren Schnitten, ein dreidimensionales Volumen oder dergleichen darstellen. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher gespeichert, wo es zugänglich ist, um Schnitte, Projektionen oder andere Teile der Bilddarstellung in ein geeignetes Format zur Visualisierung umzuwandeln, beispielsweise über einen Videomonitor 18, der eine menschenlesbare Anzeige des resultierenden MR-Bildes bereitstellt.
Unter weiterer Bezugnahme auf 1 und unter weiterer Bezugnahme auf 2, 3 und 4 werden im Folgenden Ausführungsformen des Verfahrens der Erfindung erläutert.
Der Körper 10 wird mehreren Aufnahmen einer 3D-Bildgebungssequenz unterzogen. Die k-Raum-Abtastung in den ersten vier Aufnahmen S1 bis S4 ist in 2 veranschaulicht. Die Bildgebungssequenz kann z. B. eine 3D-TFE (Turbo-Feldecho)-Sequenz sein. Eine Folge von Echosignalen wird in jeder Aufnahme S1 bis S4 erzeugt, wobei jede Echofolge sechs Navigatorprofile (dargestellt als durchgezogene Pfeile) umfasst, von denen Paare in entgegengesetzten räumlichen Richtungen entlang der drei orthogonalen Koordinatenachsen k_x, k_y, k_z ausgerichtet sind, gefolgt von einer Anzahl von Bildgebungsprofilen (als gestrichelte Pfeile dargestellt). Die Bildgebungsprofile werden gemäß einem Stack-of-Stars-Schema als radiale k-Raum-Profile von einer Anzahl (fünf in der Ausführungsform von 2) von parallelen Ebenen erfasst. Die Ebenen sind an verschiedenen Positionen entlang der k_z-Richtung angeordnet. Eine kartesische Phasenkodierung wird in der k_z-Richtung durchgeführt, während die radiale Ausrichtung der k-Raum-Profile von Aufnahme zu Aufnahme um das Zentrum gedreht wird (k_x=k_y=0). Daraus ergibt sich eine zylindrische k-Raumabdeckung, die aus gestapelten Scheiben besteht. Für die Winkelanordnung der radialen Bildgebungsprofile wird ein goldenes Winkelschema verwendet. Die aufeinanderfolgende Erfassung der Phasencodierungsschritte entlang der k_z-Richtung wird vor dem Abtasten von Bildgebungsprofilen bei unterschiedlichen goldenen Winkelpositionen durchgeführt, was wesentlich ist, um eine hohe Datenkonsistenz und eine allgemeine Bewegungsrobustheit sicherzustellen.
Erfindungsgemäß wird die Bewegung des untersuchten Körpers 10 durch Ableiten von Bewegungsinformationen von den Navigatorprofilen erfasst. Zu diesem Zweck wird der Massenschwerpunkt des Objekts aus Projektionsbildern bestimmt, die aus den Navigatorprofilen rekonstruiert werden. Die Projektionsbilder werden durch Fourier-Transformation der Navigatorprofile rekonstruiert, um Projektionen des Bildgebungsvolumens auf die Richtung des jeweiligen Navigatorprofils zu erhalten. Der Massenschwerpunkt dieser Vorsprünge wird dann als die durchschnittliche Position bestimmt, die durch die Signalintensität gewichtet wird. Die Änderungen in dieser intensitätsgewichteten Position, d. h. die Änderungen der Position des Massenschwerpunkts des Objekts, spiegelt die Bewegung des Objekts wider, wie z. B. die während der MR-Signalerfassung auftretende Atembewegung oder Herzbewegung. Da diese Bewegungen unterschiedliche Frequenzen aufweisen (z. B. 0,1 bis 0,5 Hz für die Atembewegung und 0,6 bis 3 Hz für die Herzbewegung), können sie durch Filtern gemäß den jeweiligen Frequenzbändern getrennt werden.
Basierend auf der erkannten Atembewegung kann jede der erfassten Aufnahmen S1 bis S4 einem Bewegungszustand (Atmungszustand) zugeordnet werden. Jeder der Bewegungszustände M1 bis M4 ist so definiert, dass er einem von einer Vielzahl von zusammenhängenden Bereichen der atembewegungsinduzierten Verschiebung D (siehe 3) entspricht. Auf dieser Grundlage wird ein 3D-Soft-Gating-Ansatz implementiert, indem die Bildgebungsprofile bei der Rekonstruktion eines MR-Bildes aus den erfassten Bildgebungsprofilen gewichtet werden. Eine stärkere Gewichtung wird auf Bildgebungsprofile angewendet, die in häufigeren Bewegungszuständen M1 bis M4 erfasst werden, während eine schwächere Gewichtung auf Bildgebungsprofile in weniger häufigen Bewegungszuständen M1 bis M4 angelegt wird. Bildgebungsprofile, die erfasst werden, wenn der Körper 10 seine am häufigsten eingenommenen Positionen während des Atmens annimmt, erhalten eine stärkere Gewichtung, während MR-Signale, die in selten eingenommenen Positionen erfasst werden, in dem rekonstruierten MR-Bild unterdrückt werden. Die Häufigkeit des Auftretens jedes Bewegungszustands M1 bis M4 als Basis für die Gewichtung kann aus einem Histogramm abgeleitet werden. Das Histogramm kann während oder nach der MR-Signalerfassung eingerichtet werden. Es spiegelt die Anzahl der Aufnahmen pro Bewegungszustand M1 bis M4 wider. Die Gewichtungsfaktoren können aus dem Histogramm abgeleitet werden, wobei ein benutzerspezifizierter Gating-Prozentsatz berücksichtigt wird. Der Gating-Prozentsatz definiert den Anteil der Bildgebungsprofile, die durch die Gewichtung unterdrückt werden, als einen globalen Parameter, der von dem Benutzer gemäß den Anforderungen abgestimmt werden kann (wobei Bildrauschen und Artefakt-Niveau ausgeglichen sind). Beim Bestimmen der Gewichtungsfaktoren muss die Einhaltung des Nyquist-Kriteriums berücksichtigt werden, um Aliasing-Artefakte zu vermeiden. In radialen k-Raum-Abtastschemata kann ein breiterer Bereich von Gewichtungsfaktoren verglichen mit den peripheren Abschnitten des k-Raums auf die k-Raum-Profile in dem zentralen Abschnitt des k-Raums angewendet werden. Die weniger ausgeprägte Gewichtung im peripheren k-Raum bewirkt, dass Streifenartefakte aus k-Raum-Unterabtastung vermieden werden können.
Eine Herausforderung, die der radialen k-Raum-Abtastung zugeordnet ist, ist die nicht perfekte Ausrichtung jedes abgetasteten k-Raum-Profils mit dem Zentrum des k-Raums (k_x=k_y=0). Wirbelströme, Gradientenfehler und Zeitverzögerungsfehler verursachen, dass sich die abgetasteten k-Raum-Profile von der beabsichtigten Trajektorie verschieben. Diese Verschiebung ändert sich, wenn die Ausleserichtung gedreht wird. Es gibt Verfahren, um fehlzentrierte radiale k-Raum-Profile auszurichten, indem radiale k-Raum-Profile verglichen werden, die (nahezu) einander entgegengesetzte Ausleserichtungen aufweisen. Die entgegengesetzte Ausleserichtung bewirkt, dass sich die Verschiebung in dem k-Raum in entgegengesetzten Richtungen befindet. Somit kann die k-Raum-Verschiebung aus den Phasendifferenzen zwischen Erfassungen mit entgegengesetzten Ausleserichtungen bestimmt werden, und die erfassten MR-Signaldaten können entsprechend korrigiert werden. Die Erfassung antiparalleler Paare von Navigatorprofilen, wie in 2 gezeigt, ermöglicht somit die Ableitung der Phasendifferenzen, die durch Magnetfeldgradientenfehler und/oder Wirbelströmen verursacht werden, und eine entsprechende Phasenkorrektur in allen drei Richtungen. Aufgrund der zeitlich nahen Erfassung der Navigatorprofile zu Beginn jeder Aufnahme S1 bis S4 wird die Phasenkorrektur nicht durch Bewegung beeinflusst. Die Navigatorprofile jedes Paares werden während (im Wesentlichen) desselben Bewegungszustands des Körpers 10 erfasst, sodass Inkonsistenzen in der Phasenkorrektur, die zu Bildartefakten führen, effektiv vermieden werden.
Das Ergebnis des intrinsischen Navigations-/Phasenkorrekturansatzes der Erfindung ist ein MR-Bild, das aus einer 3D-Radialerfassung mit einem niedrigen Niveau von Artefakten in Gegenwart der Bewegung des Körpers 10 rekonstruiert wird. Dies ist in 4 zu sehen, die ein von der Bauchregion erfasstes Schnitt-MR-Bild unter Verwendung eines 3D-Radialerfassungsverfahrens zeigt. Das linke Bild wurde herkömmlich unter Verwendung von Bewegungserkennung durch einen Atemgurt und entsprechende Bewegungskompensation erfasst und rekonstruiert, während das rechte Bild unter Verwendung des Soft-Gating- und Phasenkorrekturansatzes der Erfindung rekonstruiert wurde.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

WO 2013/159044 A1 [0006]
WO 2016202707 A1 [0022]

Claims

Verfahren einer MR-Bildgebung eines Objekts (10), das in einem Untersuchungsvolumen einer MR-Einrichtung (1) platziert ist, wobei das Verfahren die Schritte umfasst: - Aussetzen des Objekts (10) einer Anzahl von Aufnahmen (S 1 bis S4) einer 3D-Bildgebungssequenz, wobei eine Folge von MR-Signalen durch jede Aufnahme (S1 bis S4) erzeugt wird, wobei jedes MR-Signal ein k-Raum-Profil darstellt, wobei der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme (S 1 bis S4) mindestens ein lineares k-Raum-Navigatorprofil und eine Anzahl von Bildgebungsprofilen umfasst; - Erfassen der MR-Signale; - Ableiten von Bewegungsinformationen aus den linearen k-Raum-Navigatorprofilen; und - Anordnen für eine Rekonstruktion eines MR-Bildes aus den Bildgebungsprofilen, wobei eine Bewegungskompensation basierend auf den Bewegungsinformationen angewendet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme (S 1 bis S4) mindestens drei lineare k-Raum-Navigatorprofile umfasst, die in verschiedenen Richtungen ausgerichtet sind.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Bewegungsinformationen von dem mindestens einen linearen k-Raum-Navigatorprofil als bewegungsinduzierte Phasenfehler abgeleitet werden, wobei die Bewegungskompensation eine Phasenkorrektur gemäß den bewegungsinduzierten Phasenfehlern beinhaltet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme (S 1 bis S4) mindestens ein Paar linearer k-Raum-Navigatorprofile umfasst, wobei die linearen k-Raum-Navigatorprofile jedes Paares in entgegengesetzten räumlichen Richtungen ausgerichtet sind.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Rekonstruktion des MR-Bildes ein Ableiten von Phasenfehlern, die durch Magnetfeldgradientenfehler und/oder Wirbelströmen verursacht werden, von dem mindestens einen Paar linearer k-Raum-Navigatorprofile und einer entsprechenden Phasenkorrektur beinhaltet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei ein dreidimensionales Volumen des k-Raums durch die Sätze von k-Raum-Profilen abgetastet wird, die der Anzahl von Aufnahmen der Bildgebungssequenz zugeordnet sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Ableitung von Bewegungsinformationen aus den linearen k-Raum-Navigatorprofilen die Erkennung bewegungsinduzierter Verschiebungen (D) und/oder Verformungen des Objekts (10) während der Erfassung der MR-Signale und Zuweisen jedes der Sätze von k-Raum-Profilen zu einem Bewegungszustand (M1 bis M4) beinhaltet.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei jeder der Bewegungszustände (M1 bis M4) einem von einer Vielzahl von zusammenhängenden Bereichen bewegungsinduzierter Verschiebungen (D) und/oder Verformungen des Objekts (10) entspricht.
Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, wobei die Häufigkeit des Auftretens jedes Bewegungszustands (M1 bis M4) bestimmt wird, um eine Gewichtung auf die k-Raum-Profile in dem Schritt des Rekonstruierens des MR-Bildes anzuwenden, wobei eine stärkere Gewichtung auf k-Raum-Profile angewendet wird, die häufigeren Bewegungszuständen (M1 bis M4) zugeordnet sind, und eine schwächere Gewichtung auf k-Raum-Profile angewendet wird, die weniger häufigen Bewegungszuständen (M1 bis M4) zugeordnet sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die Ableitung von Bewegungsinformationen von den Navigatorprofilen die Bestimmung der Position des Massenschwerpunkts des Objekts (10) aus Projektionsbildern, die aus den linearen k-Raum-Navigatorprofilen rekonstruiert werden, beinhaltet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei die Bewegungsinformationen durch Bewegungsdaten ergänzt werden, die von dem Objekt (10) über einen oder mehrere externe Bewegungssensoren erfasst werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die MR-Signale unter Verwendung eines Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Erfassungsschema erfasst werden.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei der Drehwinkel der radialen oder spiralförmigen k-Raum-Profile während der Erfassung der MR-Signale gemäß einem goldenen Winkelschema erhöht wird.
MR-Einrichtung, einschließend mindestens eine Hauptmagnetspule (2) zum Erzeugen eines gleichmäßigen, statischen Magnetfeldes in einem Untersuchungsvolumen, einer Anzahl von Gradientenspulen (4, 5, 6) zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen in dem Untersuchungsvolumen, mindestens eine HF-Spule (9) zum Erzeugen von HF-Impulsen in dem Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Objekt (10), das in dem Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit (15) zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten und eine Rekonstruktionseinheit (17), wobei die MR-Einrichtung (1) angeordnet ist, um die folgenden Schritte durchzuführen: - Aussetzen des Objekts (10) einer Anzahl von Aufnahmen (S1 bis S4) einer 3D-Bildgebungssequenz, wobei eine Folge von MR-Signalen durch jede Aufnahme (S1 bis S4) erzeugt wird, wobei jedes MR-Signal ein k-Raum-Profil darstellt, wobei der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme mindestens ein lineares k-Raum-Navigatorprofil und eine Anzahl von Bildgebungsprofilen umfasst; - Erfassen der MR-Signale; - Ableiten von Bewegungsinformationen aus dem mindestens einen linearen k-Raum-Navigatorprofil; und - Anordnen für eine Rekonstruktion eines MR-Bildes aus den Bildgebungsprofilen, wobei eine Bewegungskompensation basierend auf den Bewegungsinformationen angewendet wird.
Computerprogramm zum Durchführen auf einer MR-Einrichtung (1), wobei das Computerprogramm Anweisungen umfasst zum: - Ausführen einer Anzahl von Aufnahmen (S 1 bis S4) einer 3D-Bildgebungssequenz, wobei eine Folge von MR-Signalen durch jede Aufnahme (S1 bis S4) erzeugt wird, wobei jedes MR-Signal ein k-Raum-Profil darstellt, wobei der Satz von k-Raum-Profilen jeder Aufnahme (S 1 bis S4) mindestens ein lineares k-Raum-Navigatorprofil und eine Anzahl von Bildgebungsprofilen umfasst; - Erfassen der MR-Signale; - Ableiten von Bewegungsinformationen aus dem mindestens einen linearen k-Raum-Navigatorprofil; und - Anordnen für eine Rekonstruktion eines MR-Bildes aus den Bildgebungsprofilen, wobei eine Bewegungskompensation basierend auf den Bewegungsinformationen angewendet wird.