DE19607023A1 - MR-Verfahren mit reduzierten Bewegungsartefakten - Google Patents
MR-Verfahren mit reduzierten BewegungsartefaktenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein MR-Verfahren mit reduzierten Bewegungsartefakten, bei
dem fortlaufend die Verschiebung eines in einem Untersuchungsbereich befindlichen
pulsierenden Objektes oder eines Teils davon aus einer Referenzlage gemessen wird,
und bei dem nur diejenigen im Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale für die
Rekonstruktion eines MR-Bildes herangezogen werden, bei deren Erfassung die
Verschiebung aus der Referenzlage einen Schwellenwert erreicht bzw.
unterschreitet. Außerdem betrifft die Erfindung eine Anordnung zur Durchführung
eines solchen Verfahrens.
Ein solches Verfahren und eine solche Anordnung sind aus einer Veröffentlichung
von Sachs et al in der Zeitschrift MRM 33, pp 639-645 (1994) bekannt. Bei länger
andauernden MR-Untersuchungen (MR = Magnetresonanz) treten
Bewegungsartefakte insbesondere als Folge von Atembewegungen des zu
untersuchenden Patienten auf. Teile des Patientenkörpers führen dabei eine hin- und
hergehende (pulsierende) Bewegung aus, die in einem MR-Bild, das mit Hilfe der
bei dieser Untersuchung gewonnenen MR-Signale rekonstruiert wird,
Bewegungsartefakte hervorrufen.
Bei dem bekannten Verfahren wird die Atembewegung fortlaufend mit Hilfe
sogenannter Navigatorimpulse gemessen. Es werden diejenigen im
Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale zur Rekonstruktion eines MR-Bildes
herangezogen, bei denen die atmungsbedingte Verschiebung des
Untersuchungsobjekts bzw. eines Teils davon aus einer Referenzlage einen
Schwellenwert nicht überschreitet. Bei dem bekannten Verfahren erfolgt die
Untersuchung mit Hilfe der sogenannten Spiral-MRI, doch kann es auch bei anderen
MR-Sequenzen angewandt werden.
Fig. 1 zeigt, wie bei dem bekannten Verfahren MR-Signale mit unterschiedlichen
Phasenkodierungen erfaßt werden. Dabei wird davon ausgegangen, daß die
Phasenkodierung durch ein magnetisches Gradientenfeld mit einem in y-Richtung
wirkenden Gradienten erzeugt wird und daß die MR-Signale bzw. die
Kernmagnetisierung im Untersuchungsbereich bei einer bestimmten zeitlichen Folge
der Phasenkodierung bzw. des zeitlichen Integrals über den Phasenkodierungs
gradienten (dieses Integral wird üblicherweise mit ky bezeichnet) erfaßt werden.
Dementsprechend stellt die Ordinate den jeweiligen ky Wert dar, während die
Abszisse die Zeit darstellt bzw. die Zahl der Anregungen der Kernmagnetisierung
im Untersuchungsbereich, wobei davon ausgegangen wird, daß diese Anregungen
sich nach einer bestimmten Zeit (z. B. 15 ms wiederholen). Unterhalb der
Koordinate ist außerdem der zeitliche Verlauf der Verschiebung des Objektes bzw.
eines Teils davon als Funktion der Zeit dargestellt. Obwohl bei dem bekannten
Verfahren durch fortlaufende Anregung MR-Signale erzeugt werden, werden diese
nicht alle gespeichert bzw. zur Rekonstruktion eines MR-Bildes herangezogen. Erst
wenn die Verschiebung v einen vorgebbaren Schwellenwert unterschreitet, werden
die im Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale erfaßt und gespeichert, wobei
die Phasenkodierung dem Betrage nach wächst. In Fig. 1 ist dies durch kleine
Quadrate dargestellt; jedes Quadrat bedeutet eine bestimmte Phasenkodierung, bzw.
ein mit dieser Phasenkodierung akquiriertes und gespeichertes MR-Signal.
Wenn die Verschiebung den Schwellenwert überschreitet, werden die auftretenden
MR-Signale nicht mehr erfaßt, weil ihre Verarbeitung zu Bewegungsartefakten im
MR-Bild führen würde. Erst nach einer weiteren Atemperiode wird wieder ein
Zustand erreicht, in dem erneut eine Erfassung und Speicherung der MR-Signale -
mit einer anderen Phasenkodierung - möglich ist. Dies wiederholt sich in jeder
Atemperiode, bis für jeden der z. B. 128 verschiedenen ky Werte ein MR-Signal
erfaßt und gespeichert worden ist.
Wenn man davon ausgeht, daß der Körper des Patienten sich nur während etwa
25% einer jeden Atemperiode in einer Bewegungsphase w befindet, die nicht bzw.
nur in geringem Umfang zu Bewegungsartefakten im MR-Bild führt, bedeutet dies,
daß erst nach mehr als 500 Anregungen der Kernmagnetisierungsbereich die für die
Rekonstruktion eines MR-Bildes mit verringerten Bewegungsartefakten
erforderlichen 128 MR-Signale erfaßt und gespeichert worden sind. Aus Wood et al
in der Zeitschrift Med. Phys. 13(6), pp 794 ff (1986) ist es daher bekannt, zur
Verkürzung der Untersuchungszeit dieses "Gating" entweder auf die hohen
Ortsfrequenzen oder die niedrigen Ortsfrequenzen zu beschränken, wobei die
besseren Ergebnisse aus der Beschränkung auf das Gating der hohen Ortsfrequenzen
resultieren.
Durch das "Gating" der MR-Signale verlängert sich also die für die Erfassung aller
MR-Signale erforderlichen Verfahrensdauer. Je geringer die Verschiebung aus der
Referenzlage ist, bei der man eine Erfassung der MR-Signale zuläßt, desto mehr
werden die Bewegungsartefakte reduziert; desto größer ist aber auch die
Untersuchungsdauer. Bei diesem Verfahren muß man somit einen Kompromiß
zwischen Bildqualität und Untersuchungsdauer schließen.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein MR-Verfahren der eingangs
genannten Art so auszugestalten, daß ein günstigerer Kompromiß zwischen
Bildqualität und Untersuchungsdauer möglich wird. Diese Aufgabe wird
erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß vor der Erfassung der MR-Signale mit
unterschiedlichem zeitlichen Integral auf den Untersuchungsbereich einwirkenden
Phasenkodierungsgradienten erzeugt werden und daß der Schwellenwert in
Abhängigkeit von dem jeweiligen Phasenkodierungsgradienten variabel ist.
Die Erfindung benutzt zur Akquisition MR-Sequenzen, bei denen vor der Erfassung
eines MR-Signals (und nach der Anregung der Kernmagnetisierung im
Untersuchungsbereich) die Phase der Kernmagnetisierung durch Ein- und
Ausschalten eines magnetischen Gradientenfeldes phasenkodiert wird. Solche
Sequenzen sind seit langem bekannt, z. B. als 2DFT- bzw. als spin-warp Sequenzen.
Die Erfindung basiert auf der Erkenntnis, daß dabei die MR-Signale in
unterschiedlichem Maß Informationen enthalten. Dies wird bei der Erfindung
dadurch ausgenutzt, daß der Schwellenwert bei dem bzw. unterhalb dessen die MR-
Signale für die Rekonstruktion eines MR-Bildes herangezogen werden, in
Abhängigkeit von dem jeweiligen Phasenkodierungsgradienten variiert wird. Die
besonders viel Information tragenden und damit gegen eine Verschiebung besonders
empfindlichen MR-Signale können dann bei einem niedrigeren Schwellenwert erfaßt
werden als diejenigen, die weniger empfindlich sind.
Eine erste Weiterbildung der Erfindung sieht vor, daß eine bestimmte zeitliche Folge
der Phasenkodierungsgradienten entsprechend ihrem zeitlichen Integral vorgesehen
ist, und daß diese Phasenkodierungsgradienten erzeugt und das danach auftretende
MR-Signal erfaßt wird, wenn der zu diesem zeitlichen Integral gehörende
Schwellenwert erreicht bzw. unterschritten wird. Hierbei werden die MR-Signale
nur dann erfaßt und weiterverarbeitet, wenn die Verschiebung (z. B. durch die
Atmung) den Schwellenwert unterschreitet, der dem in der Folge als nächsten
vorgesehenen Phasenkodierungsgradienten zugeordnet ist.
Gemäß einer anderen, bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, daß
in Abhängigkeit von der jeweils gemessenen Verschiebung die Größe des jeweils
nächsten Phasenkodierungsgradienten vorgegeben wird. Hier ist also keine
bestimmte zeitliche Folge der Phasenkodierungsgradienten vorgesehen. Es wird
vielmehr festgestellt, welcher Phasenkodierungsgradient bei dem durch die jeweils
gemessene Verschiebung vorgegebenen Schwellenwert geschaltet werden darf und
dieser Phasenkodierungsgradient wird vorgegeben, bevor das nächste MR-Signal
erfaßt wird. Dadurch lassen sich die Untersuchungszeit und/oder die
Bewegungsartefakte gegenüber einem Verfahren mit einer fest vorgegebenen Folge
der Phasenkodierungsgradienten deutlich reduzieren. Bei dieser Ausgestaltung kann
eine Anregung der Kernmagnetisierung mit einem bestimmten
Phasenkodierungsgradienten wiederholt werden, wenn - meist gegen Ende der
Untersuchungszeit - dafür noch genügend Zeit vorhanden ist. Von den MR-Signalen,
die mit derselben Phasenkodierung erfaßt wurden, kann dann dasjenige ausgewählt
werden, bei dessen Erfassung die Verschiebung der Referenzlage am geringsten
war. Dies setzt allerdings voraus, daß man zusätzlich zu dem MR-Signal die
Verschiebung gegenüber der Referenzlage speichert, bei der das betreffende MR-
Signal erfaßt wurde.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, daß der Schwellenwert mit
zunehmendem Integral des Phasenkodierungsgradienten vorzugsweise nach einer
kubischen Funktion steigt. Es hat sich gezeigt, daß sich bei einem derartigen Verlauf
des Schwellenwertes als Funktion der Phasenkodierung bzw. des Integrals des
Phasenkodierungsgradienten ein besonders günstiger Kompromiß ergibt.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, daß die Bewegung des
Objektes mittels einer MR-Sequenz gemessen wird, die die Kernmagnetisierung
längs einer Linie anregt. Die Bewegungsmessung kann dabei mit Hilfe von
Navigatorimpulsen (ohne Phasenkodierung) erfolgen - wie an sich aus der
Veröffentlichung von Sachs et al bekannt.
Es ist wichtig, die Referenzlage, von der bei der Messung der Verschiebung
ausgegangen wird, so zu bestimmen, daß das Objekt sich möglichst lange in dieser
Lage bzw. einem kleinen Bereich um diese Referenzlage herum befindet. Dies kann
in weiterer Ausgestaltung der Erfindung dadurch erfolgen, daß in einer
Präparationsphase nur die pulsierende Bewegung des Objektes bzw. eines Teils
davon gemessen wird und daß automatisch diejenige Lage als Referenzlage bestimmt
wird, in der sich das Objekt mit der größten Wahrscheinlichkeit befindet.
Eine MR-Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geht aus
von
- - einem Magneten zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnetfeldes,
- - einer Gradientenspulenanordnung zur Erzeugung eines magnetischen Gradientenfeldes,
- - wenigstens einer Hochfrequenzspulenanordnung zur Erzeugung von Hochfrequenzimpulsen bzw. zum Empfangen von MR-Signalen,
- - Mitteln zum Erzeugen von MR-Bildern aus den MR-Signalen,
- - Mitteln zur fortlaufenden Messung der Verschiebung eines in einem Untersuchungsbereich befindlichen pulsierenden Objektes oder eines Teils davon aus einer Referenzlage,
- - einer programmierbaren Steuereinheit zum Steuern der vorgenannten Mittel und der Spulenanordnungen
und ist so gestaltet, daß die Steuereinheit so programmierbar ist, daß vor der
Erfassung der MR-Signale Phasenkodierungsgradienten mit unterschiedlichem
zeitlichen Integral auf den Untersuchungsbereich einwirken, daß nur diejenigen im
Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale für die Rekonstruktion eines MR-Bildes
herangezogen werden, bei deren Erfassung die Verschiebung aus der Referenzlage
einen Schwellenwert erreicht bzw. unterschreitet und daß der Schwellenwert in
Abhängigkeit von dem jeweiligen Phasenkodierungsgradienten variiert wird.
Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen
Fig. 1 den zeitlichen Ablauf des bekannten Verfahrens,
Fig. 2 ein Blockschaltbild eines MR-Gerätes, mit dem die Erfindung ausführbar ist,
Fig. 3 den zeitlichen Verlauf verschiedener Signale bei einer für die Erfindung
geeigneten Sequenz,
Fig. 4 die Abhängigkeit des Schwellenwertes von der Phasenkodierung,
Fig. 5 den zeitlichen Ablauf der Phasenkodierung bei einer ersten Ausführungsform
der Erfindung,
Fig. 6 ein Flußdiagramm zur Erläuterung einer bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung,
Fig. 7 eine typische Häufigkeitsverteilung der einzelnen Bewegungsphasen bei
einem atmenden Patienten,
Fig. 8 den zeitlichen Ablauf bei der bevorzugten Ausführungsform.
In Fig. 2 ist mit 1 ein schematisch dargestellter Hauptfeldmagnet bezeichnet, der in
einem nicht näher dargestellten Untersuchungsbereich ein in z-Richtung verlaufendes
stationäres und im wesentlichen homogenes Magnetfeld mit einer Stärke von z. B.
1,5 Tesla erzeugt. Weiterhin ist eine Gradientenspulenanordnung 2 vorgesehen, die
in dem Untersuchungsbereich in z-Richtung verlaufende magnetische
Gradientenfelder Gx, Gy und Gz mit einem Gradienten in x-, y- oder z-Richtung
erzeugen kann. Der zeitliche Verlauf der magnetischen Gradientenfelder wird von
einer Generatoranordnung 4 vorgegeben, die von der Steuereinheit 5 gesteuert wird.
Die Steuereinheit 5 wirkt mit einer Workstation 6 zusammen. Die Workstation ist
mit einem Monitor 7 zur Wiedergabe von MR-Bildern versehen, Eingaben sind über
eine Tastatur 8 oder eine interaktive Eingabeeinheit 9, z. B. einem Lichtgriffel,
möglich.
Die Kernmagnetisierung im Untersuchungsbereich kann durch Hochfrequenzimpulse
einer Hochfrequenzspule 10 angeregt werden, die an einen Hochfrequenzverstärker
11 angeschlossen ist, der die Ausgangssignale eines Hochfrequenzsenders 12
verstärkt. Im Hochfrequenzsender werden die Einhüllenden eines
Hochfrequenzimpulses mit den von einem Oszillator 13 gelieferten
Trägerschwingungen moduliert, dessen Frequenz der Larmorfrequenz (bei einem
Hauptfeld von 1,5 Tesla ca. 63 MHz) entspricht. Die Einhüllende wird von der
Steuereinheit 5 in einen Generator 14 geladen, der mit einem Sender 12 gekoppelt
ist.
Die im Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale werden von einer
Empfangsspule 20 aufgenommen und von einem Verstärker 21 verstärkt. Das
verstärkte MR-Signal wird einem Quadraturdemodulator 22 durch zwei um 90°
gegeneinander versetzte Trägerschwingungen des Oszillators demoduliert, so daß in
jedem Frequenzbereich zwei Signale erzeugt werden, die als Realteil und als
Imaginärteil eines komplexen MR-Signals aufgefaßt werden können. Diese Signale
werden einem Analog-Digital-Wandler 23 zugeführt, der daraus MR-Daten bildet -
falls die Steuereinheit 5 ihn nicht blockiert. Die MR-Daten werden in einer
Rekonstruktionseinheit 24 gespeichert, die im Zusammenwirken mit der Workstation
6 aus den von einer Vielzahl von MR-Signalen abgeleiteten MR-Daten MR-Bilder
rekonstruiert, die die Kernmagnetisierung im Untersuchungsbereich darstellen.
Wie weiter unten noch erläutert wird, kann die Steuereinheit 5 die
Generatoranordnung 4 in Abhängigkeit von der gemessenen Bewegung bzw.
Verschiebung eines im Untersuchungsbereich befindlichen Patienten steuern. Wenn
die Bewegung mit einem gesonderten Sensor erfaßt wird, ist dieser an die
Steuereinheit anzuschließen; wenn die Bewegung durch eine MR-Messung erfaßt
wird, wird die Steuereinheit durch die Einheit 24 gesteuert, die die bei dieser MR-
Messung erzeugten MR-Signale auswertet.
Fig. 3 zeigt eine MR-Sequenz, mit der einerseits die Verschiebung, d. h. die
Bewegung des Patienten gemessen und andererseits MR-Daten aus einem
bestimmten Bereich des Patienten erfaßt werden können. Die Sequenz umfaßt
zunächst einen zweidimensionalen Hochfrequenzimpuls β (1. Zeile) der in zeitlichem
Zusammenwirken mit zwei oszillierenden magnetischen Gradientenfeldern (in
diesem Fall Gz und Gx - 2. und 3. Zeile) die Kernmagnetisierung entlang einer Linie
anregt. Diese Linie ist so gewählt, daß sie einerseits möglichst außerhalb des
Bereichs des Patienten verläuft, der bei der eigentlichen MR-Untersuchung
abgebildet wird und andererseits z. B. das Zwerchfell des Patienten möglichst
senkrecht schneidet. Dadurch entsteht in dem angeregten linienförmigen Bereich ein
MR-Signal, das in Verbindung mit einem Lesegradienten - in diesem Falle Gy (4.
Zeile) ausgelesen wird (5. Zeile). Aus diesem MR-Signal wird die
Kernmagnetisierung entlang der angeregten Linie rekonstruiert. Da sich die
Kernmagnetisierung relativ stark ändert, wenn die Linie das Zwerchfell schneidet,
kann daraus die Bewegung w des Zwerchfells abgeleitet werden.
Anstatt mit einem zweidimensionalen Hochfrequenzimpuls kann die Bewegung auch
dadurch gemessen werden, daß eine zur Hauptbewegungsrichtung des Zwerchfells
senkrecht Schicht angeregt wird und aus dem daraus erzeugten MR-Signal der
jeweilige Bewegungszustand abgeleitet wird. Eine solche Anregung einer ebenen
Schicht ist zwar einfacher als die Anregung einer ggf. gekrümmten Linie mit einem
zweidimensionalen Hochfrequenzimpuls, doch läßt sich dabei nicht immer
vermeiden, daß diese Schicht auch den bei der MR-Untersuchung abzubildenden
Bereich durchsetzt und dabei Artefakte hervorruft. Weiterhin ist es möglich, auf der
Körperoberfläche des Patienten sogenannte Mikrospulen anzubringen und die darin
induzierten MR-Signale zur Messung der jeweiligen Bewegungsphase heranzuziehen.
Darüberhinaus kann der Bewegungszustand des Patienten auch mit Hilfe anderer
Sensoren erfaßt werden, die von der Magnetresonanz unabhängig sind.
Beispielsweise kann ein Atemgürtel benutzt werden, der um die Brust des Patienten
gelegt wird, wobei aus der relativen Längenänderung des Gürtels die Informationen
über die Bewegung abgeleitet wird. Der Vorteil dieser Sensoren besteht darin, daß
die Messung der Bewegung vollständig von der eigentlichen MR-Untersuchung
entkoppelt werden kann. In diesem Fall würde der bisher beschriebene Teil dar in
Fig. 3 dargestellten Sequenz entfallen.
Nach der Messung des Bewegungszustandes wird ein schichtselektiver
Hochfrequenzimpuls α erzeugt, der die Kernmagnetisierung in einer zur z-Richtung
senkrechten Schicht um einen Winkel α kippt. Der Winkel α ist so gewählt, daß
sich im stationären Zustand (steady state) bei der vorgegebenen Dauer dieser
Sequenz (z. B. 15 ms) ein optimales MR-Signal einstellt. Vor der Erfassung des MR-
Signals wird ein magnetisches Gradientenfeld - in diesem Fall Gy - während einer
für alle Sequenzen gleichen Zeitdauer mit einer von Sequenz zu Sequenz geänderten
Größe eingeschaltet, so daß sich in y-Richtung eine bestimmte Phasenkodierung
bzw. ein bestimmter Wert ky ergibt. Das dadurch hervorgerufene MR-Signal wird
im Zusammenwirken mit einem Lesegradienten (Gx, 3. Zeile) erfaßt (5. Zeile), falls
die atmungsbedingte Verschiebung, die zuvor mit Hilfe des Navigatorimpulses β
gemessen wurde, klein genug ist. Nach dem Auslesen wird der
Phasenkodierungsgradient mit der gleichen Dauer und der gleichen Stärke wie zuvor
- aber mit der entgegengesetzten Polarität - eingeschaltet, so daß die
Phasenkodierung den stationären Zustand nicht beeinflußt.
Danach wird die Teilsequenz mit dem Hochfrequenzimpuls α noch L mal
wiederholt, wobei L (z. B. 3 oder 4) so gewählt ist, daß sich nach diesen L
Wiederholungen die Bewegungsphase nur unwesentlich geändert hat. Bei diesen
Wiederholungen wird die Stärke des Phasenkodierungsgradienten Gy geändert. Nach
den L Wiederholungen der Teilsequenz wird die gesamte Sequenz in Fig. 3
wiederholt, d. h. es wird erneut die Verschiebung gemessen, wonach wiederum vier
Teilsequenzen auf den Untersuchungsbereich einwirken. Wenn die Bewegung des
Patienten nicht mit Hilfe der Navigatorimpulse β erfaßt wird (z. B. mit Hilfe eines
Atemgürtels), besteht die gesamte Sequenz nur aus den mit dem
Hochfrequenzimpuls α eingeleiteten Teil und wird ständig wiederholt, bis genügend
MR-Daten vorhanden sind.
Erfindungsgemäß wird der Schwellenwert der Verschiebung des Objektes gegenüber
einer Referenzlage, bei der bzw. unterhalb dessen das MR-Signal zur
Rekonstruktion eines MR-Bild herangezogen wird, von der mit diesem MR-Signal
verbundenen Phasenkodierung abhängig gemacht. Fig. 4 stellt die Abhängigkeit des
Schwellenwertes vs als Funktion der Phasenkodierung ky dar. Bei kleinen Werten
von ky ist der Schwellenwert sehr niedrig, weil die bei niedrigen Werten von ky
akquirierten MR-Signale einen höheren Informationsgehalt haben als die MR-
Signale, die mit höheren Werten von ky verbunden sind. Von dem Minimalwert von
ky = 0 steigt der Schwellenwert auf einen Maximalwert vsmax bei der
größtmöglichen Phasenkodierung kymax an, und zwar vorzugsweise nach einer
kubischen Funktion.
Fig. 5 erläutert die Auswirkungen dieser an die Bewegung angepaßten Erfassung der
MR-Signale, wobei der gleiche Darstellungsmodus gewählt ist wie bei Fig. 1 und
wobei ebenfalls davon ausgegangen wird, daß die MR-Signale mit einer
zunehmenden Größe des Phasenkodiergradienten akquiriert werden. Wegen des
niedrigen Schwellenwertes für kleine Werte von ky dauert es bei dem
erfindungsgemäßen Verfahren u. U. noch länger als bei dem in Fig. 1 dargestellten
Verfahren, bis die MR-Signale erfaßt und gespeichert sind, die niedrigen Werten
von ky zugeordnet sind. Mit zunehmendem Wert von ky steigt jedoch gemäß Fig. 4
der Schwellenwert für die Erfassung der MR-Signale und daher auch der Zeitraum
innerhalb einer Atemperiode, innerhalb dessen die MR-Signale akquiriert und
gespeichert werden können, so daß die mit höheren ky-Werten verbundenen MR-
Signale schneller erfaßt werden können als bei dem bekannten Verfahren. Deshalb
ist die Gesamtzeit für die Akquisition der erforderlichen MR-Daten verringert - bei
vergleichbarer Bildqualität.
Im folgenden wird anhand der Fig. 6 bis 8 eine bevorzugte Ausführungsform des
erfindungsgemäßen Verfahrens erläutert. Fig. 6 stellt ein Flußdiagramm dar, das den
Ablauf bei dieser bevorzugten Ausführungsform darstellt. Nach dem Start (Block
100) folgt zunächst eine Präparationsphase, in der die Atembewegung w
ununterbrochen gemessen wird (Block 101), so daß sich deren zeitlicher Verlauf
ergibt, wie in Fig. 1 und 5 - dort allerdings in Verbindung mit der Erfassung von
MR-Signalen - angedeutet. Anhand des so gemessenen Bewegungsverlaufs wird
festgestellt, mit welcher Wahrscheinlichkeit p die einzelnen Bewegungsphasen w
während dieser Präparationszeit aufgetreten sind (Block 102).
Fig. 7 zeigt einen für eine Atembewegung typischen Verlauf mit zwei
Wahrscheinlichkeitsmaxima, die sich bei eingeatmetem und ausgeatmetem Zustand
ergeben. Im allgemeinen können sich nach einer Einatmung leicht differierende
Werte ergeben (weshalb das zugehörige Maximum breiter und niedriger ist),
während nach der Ausatmung meist der gleiche Wert w erreicht wird (weshalb das
zugehörige Maximum schmaler, aber ausgeprägter ist als in der Einatmungsphase).
Der diesem Maximum zugeordnete Wert w₀ wird im folgenden als Referenzlage
benutzt (Block 103). Grundsätzlich könnte auch ein anderer Wert w gewählt werden.
Dieser tritt jedoch mit einer geringeren Wahrscheinlichkeit während der
Atembewegung auf, so daß sich die dafür erforderlichen Gesamtmeßzeiten
verlängern würden.
Nach den Schritten 101 bis 103 ist die Präparationsphase abgeschlossen. Diese
Präparationsphase läßt sich in der Regel so mit den übrigen
Vorbereitungsprozeduren für die MR-Messung verschachteln, daß die gesamte
Untersuchungszeit dadurch nicht nennenswert erhöht wird.
Nach der Festlegung der Referenzlage w₀ wird die momentane Lage w gemessen,
z. B. mittels des in Fig. 3 dargestellten Navigatorimpulses β (Block 104). Danach
wird aus dem Betrag der Differenz zwischen der Referenzlage w₀ und der aktuellen
Lage w die Verschiebung v berechnet (Block 105). Es wird dann überprüft, ob der
errechnete Wert v größer ist als der maximale Schwellenwert vsmax (Block 106). Ist
dies nicht der Fall, dann wird in Block 107 eine bis dahin noch nicht erzeugte
Phasenkodierung ermittelt, die bei dieser Verschiebung gemäß Fig. 4 noch zulässig
ist, und diese Phasenkodierung wird bei der darauf folgenden Teilsequenz (rechte
Hälfte von Fig. 3) vorgegeben. Das erzeugte MR-Signal wird erfaßt und gespeichert
und steht zur Rekonstruktion eines MR-Bildes zur Verfügung. Die
Verfahrensschritte 107 und 108 werden L mal wiederholt, d. h. z. B. drei oder
viermal, wie gestrichelt angedeutet. Es erfolgt dann eine weitere Abfrage (Block
109), ob sämtliche Werte von ky gemessen worden sind. Ist dies der Fall, dann ist
die Akquisition der MR-Signale abgeschlossen (Block 110).
Wenn sich im Block 106 ergibt, daß die Verschiebung v größer ist als der maximale
Schwellenwert vsmax, dann kann man die in der rechten Hälfte von Fig. 3
dargestellte Teilsequenz erzeugen (Block 111) - jedoch ohne das auftretende MR-
Signal zu digitalisieren und zu speichern. Durch die Erzeugung einer solchen
"dummy"-Sequenz wird der in Verbindung mit Fig. 3 erwähnte stationäre Zustand
der Kernmagnetisierung aufrechterhalten. Wenn der Wert v jedoch wesentlich
größer ist als vsmax, könnte das Erzeugen dieser dummy-Sequenz auch ganz
unterbleiben, wobei die Erzeugung der dummy-Sequenzen erst dann wieder
aufgenommen werden müßte, wenn der Wert v in die Nähe des maximalen
Schwellenwertes vsmax kommt.
Wenn im Block 106 festgestellt wird, daß die Verschiebung unterhalb des
maximalen Schwellenwertes ist und wenn festgestellt wird, daß für alle Werte ky,
die bei der betreffenden Verschiebung noch zulässig sind, bereits MR-Signale
akquiriert wurden, gibt es zwei Möglichkeiten:
- a) Es wird für einen ky-Wert erneut ein MR-Signal erfaßt und gespeichert. Bei der nachfolgenden Rekonstruktion wird dann für diesen ky-Wert gespeicherten MR-Signale dasjenige herangezogen, das mit einer geringeren Verschiebung v verknüpft ist. Dies setzt voraus, daß außer dem MR-Signal auch die zugehörige Verschiebung v gespeichert wird.
- b) Es wird eine dummy-Sequenz erzeugt. Wenn im Block 109 festgestellt ist, daß noch nicht alle erforderlichen MR-Signale erfaßt sind, bzw. nachdem eine dummy-Sequenz erzeugt ist, wird die aus den Blöcken 104 . . . 111 bestehende Schleife erneut durchlaufen, bis alle erforderlichen MR-Signale erfaßt und gespeichert sind.
Für den Fall, daß die Schritte 107 und 108 in einem MR-System nicht schnell genug
vollzogen werden können, ist es auch möglich, aus der gemessenen Verschiebung
und dem in der Präparationsphase ermittelten Bewegungsverlauf die Verschiebung v
vorauszuberechnen, die nach einer bestimmten Verzögerung, z. B. 100 ms, erreicht
ist. Die Schritte 106 . . . 111 erfolgen dann in Abhängigkeit von der so
vorausberechneten Verschiebung v nach der bestimmten Verzögerung.
Fig. 8 zeigt - in einer zu der Darstellung von Fig. 1 und Fig. 5 analogen
Darstellung - die Möglichkeiten des anhand von Fig. 6 erläuterten MR-Verfahrens.
Man erkennt, daß schon bei vergleichsweise großen Verschiebungen MR-Signale mit
großem ky-Wert erfaßt werden. Nur in einem vergleichsweise kleinen Zeitraum, in
dem die Verschiebung besonders groß wird, werden keine MR-Signale
weiterverarbeitet. Je geringer im weiteren Verlauf die Verschiebung v wird, desto
niedriger wird der Wert ky, bei dem MR-Signale erfaßt werden. In der nächsten
Atemperiode ist die Pause, in der keine MR-Signale für die Weiterverarbeitung
erfaßt werden, schon etwas größer, weil die meisten MR-Signale für hohe ky-Werte
bereits in der vorangehenden Sequenz erfaßt wurden. Gegebenenfalls können diese
Sequenzen aber auch wiederholt werden, wie in Verbindung mit Fig. 6 erläutert.
Nach vergleichsweise wenigen Atemperioden ist dann ein vollständiger Datensatz
erfaßt.
Die Erfindung wurde vorstehend der einfacheren Darstellbarkeit halber in
Verbindung mit einem MR-Verfahren erläutert, das der Erzeugung eines MR-Bildes
von einem zweidimensionalen Bereich dient - der durch den Hochfrequenzimpuls α
angeregten Schicht (Fig. 3). Die Patienten können in den meisten Fällen den Atem
für einige Sekunden anhalten - genug, um bei einem zweidimensionalen
MR-Verfahren mit einer Repititionszeit von z. B. 15 ms 128 oder auch 256 MR-Signale
mit verschiedener Phasenkodierung zu akquirieren. Bei dreidimensionalen Verfahren
ist es nicht möglich, den Atem solange anzuhalten, und deshalb zeigt die Erfindung
bei diesen Verfahren besondere Vorteile. Als dreidimensionales Verfahren eignet
sich z. B. das sogenannte 3DFT-Verfahren, bei dem die Phase außer in der
y-Richtung noch in einer weiteren Richtung kodiert wird. Die Erfindung ist aber auch
bei solchen dreidimensionalen Verfahren anwendbar, bei der die in Verbindung mit
Fig. 3 erläuterte Phasenkodierung nur in einer Richtung erfolgt, während die MR-
Information für die dazu senkrechte Ebene mit Hilfe eines anderen Verfahrens
erfolgen kann, z. B. Turbospinecho (TSE), GRASE oder segmentiertem EPI. Bei
diesen Verfahren wird nach jeder Anregung gleichmäßig über den k-Raum verteilte
Information gewonnen, so daß es nicht sinnvoll ist, jeder Anregung einen
unterschiedlichen Schwellenwert der Bewegung zuzuordnen. Wenn jedoch in der
dazu senkrechten Richtung die Phasenkodierung in der erläuterten Weise erfolgen
kann, ist die Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens ohne weiteres möglich.
Die Erfindung ist auch in Verbindung mit Multislice-Verfahren anwendbar, bei
denen mehrere Schichten nacheinander angeregt werden. Dabei kann es zweckmäßig
sein, in Abhängigkeit von der jeweils gemessenen Verschiebung die als nächste
anzuregende Schicht d. h. den Schichtselektionsgradienten vorzugeben - anstatt des
nächsten Phasenkodiergradienten. Für jede Schicht werden dabei MR-Signale jeweils
in derselben Bewegungsphase akquiriert, wobei die Bewegungsphasen für zwei
verschiedene Schichten voneinander abweichen. Innerhalb der einzelnen Schichten
ergeben sich aber nur geringe Verschiebungen und damit nur geringe
Bewegungsartefakte.
Claims (9)
1. MR-Verfahren mit reduzierten Bewegungsartefakten, bei dem fortlaufend die
Verschiebung eines in einem Untersuchungsbereich befindlichen pulsierenden
Objektes oder eines Teils davon aus einer Referenzlage gemessen wird, und bei dem
nur diejenigen im Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale für die
Rekonstruktion eines MR-Bildes herangezogen werden, bei deren Erfassung die
Verschiebung aus der Referenzlage einen Schwellenwert erreicht bzw.
unterschreitet,
dadurch gekennzeichnet, daß vor der Erfassung der MR-Signale mit
unterschiedlichem zeitlichen Integral auf den Untersuchungsbereich einwirkende
Phasenkodierungsgradienten (ky) erzeugt werden und daß der Schwellenwert (vs) in
Abhängigkeit von dem jeweiligen Phasenkodierungsgradienten (ky) variiert wird.
2. MR-Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß eine bestimmte zeitliche Folge der
Phasenkodierungsgradienten (ky) entsprechend ihrem zeitlichen Integral vorgesehen
ist, und daß diese Phasenkodierungsgradienten erzeugt und das danach auftretende
MR-Signal erfaßt wird, wenn der zu diesem zeitlichen Integral gehörende
Schwellenwert (vs) erreicht bzw. unterschritten wird.
3. MR-Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß in Abhängigkeit von der jeweils gemessenen
Verschiebung (v) die Größe des jeweils nächsten Phasenkodierungsgradienten (ky)
vorgegeben wird.
4. MR-Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß der Schwellenwert (vs) mit zunehmendem Integral des
Phasenkodierungsgradienten (ky) vorzugsweise nach einer kubischen Funktion steigt.
5. MR-Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Bewegung des Objektes mittels einer MR-Sequenz
gemessen wird, die die Kernmagnetisierung längs einer Linie anregt.
6. MR-Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß in einer Präparationsphase nur die pulsierende
Bewegung des Objektes bzw. eines Teils davon gemessen wird und daß automatisch
diejenige Lage (w₀) als Referenzlage bestimmt wird, in der sich das Objekt jeweils
am längsten befindet.
7. MR-Verfahren nach Anspruch 3, bei dem mehrere Schichten nacheinander
angeregt werden,
dadurch gekennzeichnet, daß in Abhängigkeit von der gemessenen Verschiebung
anstelle des Gradienten für die Phasenkodierung der Gradient für die Selektion der
jeweils nächsten Schicht vorgegeben wird.
8. MR-Anordnung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1 mit
- - einem Magneten (1) zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnetfeldes,
- - einer Gradientenspulenanordnung (2) zur Erzeugung eines magnetischen Gradientenfeldes,
- - wenigstens einer Hochfrequenzspulenanordnung (10.20) zur Erzeugung von Hochfrequenzimpulsen bzw. zum Empfangen von MR-Signalen,
- - Mitteln (24) zum Erzeugen von MR-Bildern aus den MR-Signalen,
- - Mitteln (10, 23, 24) zur fortlaufenden Messung der Verschiebung (v) eines in einem Untersuchungsbereich befindlichen pulsierenden Objektes oder eines Teils davon aus einer Referenzlage (w₀),
- - einer programmierbaren Steuereinheit (5) zum Steuern der vorgenannten Mittel und der Spulenanordnungen,
dadurch gekennzeichnet, daß die Steuereinheit (5) so programmierbar ist, daß vor
der Erfassung der MR-Signale Phasenkodierungsgradienten mit unterschiedlichem
zeitlichen Integral (ky) auf den Untersuchungsbereich einwirken, daß nur diejenigen
im Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale für die Rekonstruktion eines MR-
Bildes herangezogen werden, bei deren Erfassung die Verschiebung (v) aus der
Referenzlage einen Schwellenwert (vs) erreicht bzw. unterschreitet und daß der
Schwellenwert in Abhängigkeit von dem jeweiligen Phasenkodierungsgradienten
variiert wird.
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Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19914455A1 (de) * | 1999-03-30 | 2000-10-26 | Siemens Ag | Verfahren zur Bestimmung der Bewegung eines Organs oder Therapiegebiets eines Patienten sowie hierfür geeignetes System |
DE10038669C1 (de) * | 2000-08-08 | 2002-01-31 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts mit einem Bewegungsmodell |
Families Citing this family (19)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6268730B1 (en) * | 1999-05-24 | 2001-07-31 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | Multi-slab multi-window cardiac MR imaging |
DE19957754A1 (de) * | 1999-12-01 | 2001-06-07 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Verfahren zur Erzeugung von Navigatorimpulsen |
US6292684B1 (en) * | 1999-12-14 | 2001-09-18 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Respiratory displacement and velocity measurement using navigator MRI echo signals |
US6230039B1 (en) * | 2000-03-28 | 2001-05-08 | Philips Electronics North America Corporation | Magnetic resonance imaging method and system with adaptively selected flip angels |
JP3701616B2 (ja) * | 2002-03-06 | 2005-10-05 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮影装置 |
JP4133348B2 (ja) * | 2003-01-07 | 2008-08-13 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
US7450982B2 (en) * | 2003-03-14 | 2008-11-11 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging system and method |
EP1664823A1 (de) * | 2003-09-08 | 2006-06-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Retrospektiv ausgelöste mri einer aktiven oder passiven gelenkbewegung |
US7251521B2 (en) * | 2003-11-19 | 2007-07-31 | Igc Medical Advances, Inc. | Motion sensing MRI local coil |
JP4789244B2 (ja) * | 2006-01-12 | 2011-10-12 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
US20080004518A1 (en) * | 2006-06-29 | 2008-01-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance sequence for quantitative t1 mapping during free breathing |
JP5097406B2 (ja) * | 2007-01-22 | 2012-12-12 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Mri装置 |
JP2009106573A (ja) * | 2007-10-31 | 2009-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Mri装置 |
JP5154214B2 (ja) * | 2007-12-28 | 2013-02-27 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Mri装置 |
US8170307B2 (en) | 2008-09-23 | 2012-05-01 | The Methodist Hospital | Automated wall motion quantification in aortic dissections |
RU2605524C2 (ru) * | 2011-12-23 | 2016-12-20 | Конинклейке Филипс Н.В. | Магнитно-резонансная визуализация с подавлением артефактов потока |
EP2626718A1 (de) * | 2012-02-09 | 2013-08-14 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetresonanzbildgebung mit Bewegungskorrektur unter Verwendung von Navigatoren, welche mit einem Dixon-Verfahren erhalten wurden |
CN104395773B (zh) * | 2012-03-26 | 2017-08-15 | 皇家飞利浦有限公司 | 贯穿平面的导航器 |
JP6440980B2 (ja) * | 2013-07-10 | 2018-12-19 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Cites Families (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3570135D1 (en) * | 1984-08-01 | 1989-06-15 | Siemens Ag | Apparatus for producing images of an object under examination |
JPH0829145B2 (ja) * | 1985-08-09 | 1996-03-27 | ピカ− インタ−ナシヨナル インコ−ポレイテツド | 核磁気共鳴映像化方法および装置 |
US4663591A (en) * | 1985-08-16 | 1987-05-05 | General Electric Company | Method for reducing image artifacts due to periodic signal variations in NMR imaging |
JP2546327B2 (ja) * | 1988-03-31 | 1996-10-23 | 株式会社島津製作所 | Mrイメージング法 |
JP2646663B2 (ja) * | 1988-06-07 | 1997-08-27 | 株式会社日立製作所 | 動体イメージング方法およびその装置 |
JPH0231737A (ja) * | 1988-07-20 | 1990-02-01 | Fuji Electric Co Ltd | 核磁気共鳴装置 |
US4843322A (en) * | 1988-08-15 | 1989-06-27 | General Electric Company | Method for producing multi-slice NMR images |
US5167232A (en) * | 1990-08-07 | 1992-12-01 | Ihc Hospitals, Inc. | Magnetic resonance angiography by sequential multiple thin slab three dimensional acquisition |
US5363844A (en) * | 1993-08-13 | 1994-11-15 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Breath-hold monitor for MR imaging |
-
1996
- 1996-02-24 DE DE19607023A patent/DE19607023A1/de not_active Withdrawn
-
1997
- 1997-02-07 US US08/795,119 patent/US5977769A/en not_active Expired - Fee Related
- 1997-02-17 EP EP97200429A patent/EP0793113B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-02-17 DE DE59705429T patent/DE59705429D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1997-02-24 JP JP03930597A patent/JP4080019B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19914455A1 (de) * | 1999-03-30 | 2000-10-26 | Siemens Ag | Verfahren zur Bestimmung der Bewegung eines Organs oder Therapiegebiets eines Patienten sowie hierfür geeignetes System |
DE19914455B4 (de) * | 1999-03-30 | 2005-07-14 | Siemens Ag | Verfahren zur Bestimmung der Bewegung eines Organs oder Therapiegebiets eines Patienten sowie hierfür geeignetes System |
DE10038669C1 (de) * | 2000-08-08 | 2002-01-31 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts mit einem Bewegungsmodell |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE59705429D1 (de) | 2002-01-03 |
EP0793113B1 (de) | 2001-11-21 |
EP0793113A1 (de) | 1997-09-03 |
JP4080019B2 (ja) | 2008-04-23 |
JPH09313463A (ja) | 1997-12-09 |
US5977769A (en) | 1999-11-02 |
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