DE19811360A1

DE19811360A1 - Retrospektives Anordnen von in Segmente geteilten Magnetresonanz-Abbildungs-Herzdaten unter Verwendung einer Herzphase

Info

Publication number: DE19811360A1
Application number: DE19811360A
Authority: DE
Inventors: Frederick Howard Epstein; Andrew Ernest Arai; Jeffrey Alan Feinstein; Thomas Kwok-Fah Foo; Steven Dana Wolff
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-04-11
Filing date: 1998-03-16
Publication date: 1998-10-15
Also published as: IL123868A0; JPH1119067A; IL123868A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf kernmagnetische Resonanzabbil dungsverfahren und -systeme. Insbesondere betrifft die Erfin dung die Erzeugung von Bildern bei einer schnellen Herz- Magnetresonanz-Abbildungs-Erfassung.

Wenn eine Substanz, wie menschliches Gewebe, einem gleichmä ßigen magnetischen Feld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt ist, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe sich bezüglich dieses Polarisationsfeldes aus zurichten, präzedieren jedoch darum in zufälliger Anordnung an ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz oder das Gewebe einem magnetischen Feld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das sich in der x-y-Ebene und nahe der Larmorfre quenz befindet, kann das netto-ausgerichtete Moment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder gekippt werden, um ein netto transversales magnetisches Moment M_t zu erzeugen. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, nachdem das Anre gungssignal B₁ aufgehört hat, und dieses Signal kann empfan gen und zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet werden.

Bei der Ausnutzung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typi scherweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten entspre chend dem verwendeten bestimmten Lokalisierungsverfahren ver ändern. Der resultierende Satz empfangener kernmagnetischer Resonanzsignale (NMR-Signale) wird digitalisiert und zur Re konstruktion des Bildes unter Verwendung eines vieler bekann ter Rekonstruktionsverfahren verarbeitet.

Die meisten gegenwärtig zur Erzeugung medizinischer Bilder verwendeten NMR-Abtastungen benötigen viele Minuten zur Er fassung der notwendigen Daten. Die Verringerung dieser Ab tastzeit ist ein wichtiger Gesichtspunkt, da eine verringerte Abtastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Patientenkom fort verbessert und die Bildqualität durch Verringerung von Bewegungsartefakten verbessert. Es gibt eine Klasse von Im pulsfolgen, die eine sehr kurze Wiederholungszeit (TR) haben, woraus sich vollständige Abtastungen ergeben, die anstatt in Minuten in Sekunden ausgeführt werden können. Bei der Anwen dung bei einer Herzabbildung kann beispielsweise eine voll ständige Abtastung, aus der eine Folge von das Herz bei un terschiedlichen Phasen seines Zyklus oder bei unterschiedli chen Schnittorten zeigenden Bildern erhalten werden kann, während eines einzigen Luftanhaltens erfaßt werden.

Es gibt zwei herkömmliche Verfahren zur Erfassung von Herz- Magnetresonanz-(MR-)Bildern. Das erste besteht in einer vor ausschauend gesteuerten bzw. bewerteten herkömmlichen Einpha sen-Mehrschnitt-Spinechofolge. Bei jedem Herzzyklus werden Daten an verschiedenen räumlichen Orten mit dem gleichen k-Raum-Phasenkodierungswert erfaßt. Bilder an den unterschied lichen räumlichen Orten werden dann bei unterschiedlichen temporären Phasen des Herzzyklus erfaßt. Da lediglich eine k- Raum-Linie pro Herzauslöser (Herz-Trigger) erfaßt wird, benö tigt eine typische Abtastung mit 128 k-Raum-Ansichten in der Phasenkodierungsrichtung 128 Herzschläge zur Vervollständi gung. Die Folgenwiederholungszeit (TR) ist dann die Herz-R-R- Intervallzeit.

Bei einem gesteuerten Spinecho werden Daten für jeden Schnit tort bei einer festen Verzögerung von der Herz-R-Welle er faßt. Bei Veränderungen im Herzrhythmus kann sich das Herz bei einer unterschiedlichen Phase des Herzzyklus befinden, wenn Daten erfaßt werden, selbst wenn die Herzverzögerungs zeit die gleiche ist. Normale Änderungen des Herzzyklus re sultieren üblicherweise in unverhältnismäßig größeren Verän derungen des diastolischen Abschnitts des Herzzyklus, und ge steuerte Spinechobilder, die am Ende des Herzzyklus erfaßt werden, zeigen oft Unschärfe- oder Geisterartefakte.

Ein anderer Nachteil des gesteuerten Spinechos besteht darin, daß Bilder bei unterschiedlichen Schnittorten an unterschied lichen Herzphasen erfaßt werden. Daher kann es schwierig sein, Informationen von einem räumlichen Ort mit dem nächsten in Beziehung zu bringen, da das Herz bei unterschiedlichen Phasen des Herzzyklus aufgenommen wird. Des weiteren können aufgrund der unzureichenden zeitlichen und örtlichen Abdec kung auch kleine Strukturen fehlen. Die Bewegung des Herzens während des Herzzyklus kann auch zu Bildkontraständerungen von Schnitt zu Schnitt aufgrund unterschiedlicher Sättigung oder eines Zwischenschnitt-Übersprechens führen.

Eine gesteuerte Gradienten-Echoimpulsfolge mit kurzer TR kann zur Erfassung von (CINE-)Bildern in mehrfachen Zeitrahmen des Herzzyklus verwendet werden. Wie es in der US-A-4 710 717 be schrieben ist, laufen herkömmliche CINE-Impulsfolgen asyn chron zu dem Herzzyklus, wobei der Phasenkodierungswert bei jedem R-Wellen-Auslöser zu einem neuen Wert schreitet. Bei dem CINE-Verfahren wird jeder Hochfrequenz-Anregungsimpuls (RF-Anregungsimpuls) an dem gleichen räumlichen Ort angelegt und an Intervallen von TR in dem Herzzyklus wiederholt. Da die Folge asynchron läuft, können die RF-Anregungsimpulse bei sich ändernden Zeitverzögerungen von der R-Welle von einem Herzzyklus zu dem nächsten auftreten. Bei der Erfassung der nächsten Herz-R-Welle werden die erfaßten Daten von dem vor hergehenden R-R-Intervall neu sortiert bzw. umsortiert und in gleich verteilte Zeitrahmen in dem Herzzyklus interpoliert. Dieses Verfahren der Steuerung bzw. Bewertung ist auch als retrospektive Bewertung bekannt, da die Daten für das vorher gehende R-R-Intervall nur nach der Erfassung des gegenwärti gen R-Wellen-Auslösers neu sortiert werden.

Der Herzzyklus wird in gleiche Zeitpunkte oder Rahmen einge teilt, bei denen Bilder des Herzens zu rekonstruieren sind. Zur Rekonstruktion von Bildern an jedem der Zeitpunkte werden asynchron erfaßte Daten linear für die vorbestimmten Zeit punkte in dem Herzzyklus interpoliert. Zur Berücksichtigung von Veränderungen in dem Herz-R-R-Intervall während der Abta stung (aufgrund der Veränderung der Herzrate) variiert die Interpolation von Herzzyklus zu Herzzyklus in Abhängigkeit von der R-R-Intervallzeit. Dieses Verfahren ermöglicht die Rekonstruktion von Bildern bei jeder Phase des Herzzyklus un abhängig von Veränderungen der Herzrate. Wie bei einem bewer teten bzw. gesteuerten Spinecho wird lediglich eine k-Raum- Phasenkodierungsansicht pro Herzschlag erfaßt. Die gesamte Bilderfassungszeit liegt dann in der Größenordnung von 128 Herzschlägen.

Schnellere Abtastzeiten können durch die Einteilung des k-Raums in Segmente und durch Erfassung mehrerer Phasenkodie rungs-k-Raum-Ansichten pro R-R-Intervall erreicht werden. Die Abtastzeit wird um einen Faktor gleich der Anzahl von pro Bild pro R-R-Intervall erfaßten k-Raum-Ansichten beschleu nigt. Auf diese Weise kann eine typische CINE-Erfassung mit einer Matrixgröße von 128 Bildelementen in der Phasenkodie rungsrichtung in nur 16 Herzschlägen abgeschlossen werden, wenn 8 k-Raum-Ansichten pro Segment erfaßt werden.

Mehrere Phasen des Herzzyklus können durch wiederholte Erfas sung des gleichen k-Raum-Segments innerhalb jedes R-R- Intervalls jedoch durch Zuordnung der zu unterschiedlichen Zeitpunkten erfaßten Daten in dem Herzzyklus zu unterschied lichen Herzphasen visualisiert werden. Somit wird der Herzzy klus mit einer zeitlichen Auflösung gleich der Zeit abgeta stet, die zur Erfassung von Daten für ein einzelnes Segment erforderlich ist.

Zeitliche Auflösung = vps × TR,

wobei vps die Anzahl von k-Raum-Linien pro Segment und TR die Impulsfolgenwiederholungszeit ist. Die Gesamtabtastzeit er gibt sich zu

wobei yres die Anzahl von Phasenkodierungsansichten in dem Bild ist. Typischerweise werden bei einem Bild 128 oder mehr Phasenkodierungsansichten und auch oft 8 Ansichten pro Seg ment verwendet.

Bei in Segmente eingeteilten k-Raum-Abtastungen kann die Ge samtabtastzeit im wesentlichen durch die Erhöhung der Anzahl von Ansichten pro Segment (vps) verringert werden. Jedoch geht dies auf Kosten der Verringerung der zeitlichen Bildauf lösung. Wie es in der US-A-5 377 680 beschrieben ist, kann die zeitliche Bildauflösung durch gemeinsame Verwendung von Ansichten zwischen angrenzenden Zeitsegmenten zur Erzeugung von Bildern erhöht werden, die über unterschiedliche Zeit punkte gemittelt sind. Die wahre zeitliche Bildauflösung bleibt unverändert, jedoch verdoppelt sich die effektive zeitliche Auflösung. Das gemeinsame Nutzen von Ansichten kann somit die Anzahl von Herzphasenbildern erhöhen, die rekon struiert werden, ohne die Art und Weise zu beeinflussen, wie die k-Raum-Daten erfaßt werden.

Vorausschauend bewertete segmentierte (in Segmente eingeteil te) k-Raum-Folgen wurden hauptsächlich deshalb für die Herzabbildung populär, da Bilder während eines Luftanhaltens erhalten werden können, und daher keine Atmungsartefakte ent halten. Bilder werden durch die Erfassung von Daten über eine Folge von Herzschlägen ausgebildet, wobei die Datenerfassung bezüglich des QRS-Komplexes des EKGs gesteuert bzw. bewertet wird. Zur richtigen Rekonstruktion von Bildern unter Verwen dung gegenwärtiger Verfahren muß die Dauer der Bilderfassung kleiner oder gleich der Dauer des kürzesten erwarteten R-R- Intervalls sein. In der Praxis bedeutet dies üblicherweise, daß die letzten 10-20% der Diastole (∼100-200 ms bei einer Herzrate von 60 Schlägen pro Minute (bpm)) nicht erfaßt wer den.

Ein weiteres Problem bei vielen gegenwärtigen Herz gesteuerten Folgen besteht darin, daß Daten basierend auf der Zeit sortiert werden, die seit dem QRS-Komplex vergangen ist. Wie es in der US-A-4 710 787 beschrieben ist, wird bei diesem Vorgehen angenommen, daß die Herzphase direkt proportional zu der Zeit ist. Jedoch ist in der Praxis das Verhältnis zwi schen der Herzphase und der seit dem QRS-Komplex vergangenen Zeit nicht streng linear. Beispielsweise werden Sinus- Herzrhythmusstörungen in Betracht gezogen, wenn eine normale physiologische Änderung der Herzrate vorhanden ist, die die Atmung begleitet. Die Zeit zwischen dem QRS-Komplex und der End-Diastole ist für Herzschläge mit längeren R-R-Intervallen länger, und in diesem Fall ist das Ende der Diastole bzw. die End-Diastole bezüglich des folgenden (anstatt bezüglich des vorhergehenden) QRS-Komplexes besser definiert. Dies ist leicht aus dem normalen EKG ersichtlich, wo die P-Welle (die die Arterienkontraktion kennzeichnet) zu dem folgenden (anstatt zu dem vorhergehenden) QRS-Komplex besser zeitlich korreliert ist. Diese Variation in dem R-R-Intervall und die Tatsache, daß eine bestimmte Herzphase bei einer unterschied lichen Verzögerungszeit von der R-Welle mit dieser Variation auftritt, führen zu einer Bildunschärfe in schnellen sequen tierten k-Raum-Impulsfolgen und auch in herkömmlichen CINE- Impuls folgen.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die Bildun schärfe bei schnellen segmentierten k-Raum- und CINE- Erfassungen zu verringern.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der effiziente ren Erfassung von MR-Daten während einer schnellen Herz-MRI- Abtastung.

Diese Aufgaben werden erfindungsgemäß durch ein Verfahren und eine Vorrichtung zur vorausschauenden Steuerung und retro spektiven Sortierung von Magnetresonanz-(MR-) Abbildungsdaten gelöst, die während aufeinanderfolgender Herzzyklen erfaßt werden. Das heißt, es wird ein Herzaustast- bzw. -steuersignal erzeugt und zeitmarkierte Magnetresonanzdaten werden während aufeinanderfolgender Herzzyklen kontinuierlich erfaßt. Eine systolische Herzzyklusperiode und eine diastoli sche Herzzyklusperiode werden für jeden Herzzyklus bestimmt, und die mit den erfaßten MR-Daten verbundene Zeitmarke wird mit einer systolischen Herzphase oder einer diastolischen Herzphase korreliert. Bilder werden bei bestimmten Herzphasen unter Verwendung von MR-Bilddaten rekonstruiert, die während aufeinanderfolgender Herzzyklen erfaßt werden und auf der Grundlage ihrer korrelierten Herzphase ausgewählt werden.

Gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung werden die systoli schen und diastolischen Perioden innerhalb des Intervalls be ruhend auf der Länge des R-R-Intervalls bestimmt. Die zeit markierten MR-Daten können dann mit einer Phase der systoli schen Periode oder einer Phase der diastolischen Periode an statt einer Phase des gesamten R-R-Intervalls korreliert wer den. Ein Datensatz, aus dem ein genaueres Bild rekonstruiert werden kann, wird somit durch die Erfassung von MR-Daten ge bildet, die bei der gleichen systolischen Phase oder der gleichen diastolischen Phase erfaßt werden.

Gemäß einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung werden Daten über jeden Herzzyklus ungeachtet des R-R-Intervalls erfaßt. All diese Daten können genau mit einer systolischen oder dia stolischen Phase korreliert werden und zur Rekonstruktion von Bildern bei ausgewählten Herzphasen verwendet werden.

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines Ausführungsbei spiels unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz- Abbildungssystems (MRI-Systems), das die Erfindung anwendet,

Fig. 2 eine graphische Darstellung der Erfassung von MR-Daten während aufeinanderfolgender Herzzyklen unter Verwendung des in Fig. 1 gezeigten MRI-Systems,

Fig. 3 ein Ablaufdiagramm der durch das MRI-System in Fig. 1 durchgeführten Schritte zur Ausführung des bevorzugten Aus führungsbeispiels, und

Fig. 4 bis 6 graphische Darstellungen von Herzzyklen, die während einer typischen Abtastung auftreten, bei der die Er findung verwendet wird.

Allgemeine Beschreibung der Erfindung

Zur Ausführung der Erfindung werden kernmagnetische Resonanz daten (NMR-Daten) über jeden Herzzyklus erfaßt. Wie es in Fig. 2 gezeigt ist, werden die k-Raum-Ansichten für jedes Segment 202 wiederholt erfaßt, bis das nächste QRS-Herz- Auslösersignal 200 empfangen wird. Da sich das R-R-Intervall von einem Herzzyklus zu dem nächsten ändern kann, bedeutet dies, daß die Menge an erfaßten Daten sich auch verändern wird.

Ungeachtet des R-R-Intervalls durchläuft das Herz einen voll ständigen Zyklus durch eine systolische Periode und eine dia stolische Periode, und daher sind erfaßte Daten zur Darstel lung des Herzens bei jeder Phase seines Zyklus verfügbar. Ei ne Aufgabe der Erfindung besteht in der Korrelation der er faßten NMR-Daten mit der oder den abzubildenden bestimmten Herzphasen.

Während der Abtastung wird jede erfaßte k-Raum-Ansicht bezüg lich des QRS-Auslösers 200 zeitmarkiert. Das heißt, ihre Er fassungszeit ist gleich der Wiederholungszeit (TR) der Im pulsfolgen mal der Anzahl von Ansichten, die seit dem letzten QRS-Auslöser erfaßt wurden.

Um mit den Veränderungen in dem R-R-Intervall während der Ab tastung fertig zu werden, werden die zeitmarkierten Ansichten mit der systolischen Periode oder der diastolischen Periode des Herzzyklus korreliert. Die systolischen und diastolischen Perioden werden unter Verwendung eines Modells des Herzzyklus berechnet:

Systolische Periode = 546 ms - 2,1 (60000)/R-R-Intervall, und
diastolische Periode = R-R-Intervall - systolische Periode.

Jede zeitmarkierte Ansicht wurde an einem Punkt entweder in der systolischen oder der diastolischen Periode erfaßt, und ihre Erfassungszeit kann mit einem Prozentsatz der systoli schen Periode oder einem Prozentsatz der diastolischen Peri ode korreliert werden. Wie es in Fig. 2 gezeigt ist, ist bei spielsweise die bei 204 erfaßte Ansicht mit 60% der Systole korreliert, und die bei 206 erfaßte Ansicht ist mit 80% der Diastole korreliert.

Zur Rekonstruktion eines Bildes bei einer bestimmten Herzpha se werden die entsprechenden Ansichten in jedem Herzzyklus verwendet. Das heißt, wird ein das Herz bei 50% über die sy stolische Periode darstellendes Bild rekonstruiert, werden die Ansichten in jedem Herzzyklus verwendet, die mit 50% der Systole korreliert sind. Typischerweise sind die Ansichten nicht exakt mit der gewünschten Herzphase korreliert, und es wird eine Interpolation zur Berechnung des exakten Werts ver wendet. Beispielsweise kann eine Ansicht mit 47% der systoli schen Phase korreliert sein, und die nächste Ansicht kann mit 52% der systolischen Phase korreliert sein. Die 50% systolische Ansicht wird dann durch lineare Interpolation zwischen diesen zwei Ansichten berechnet. Für segmentierte k- Raum-Abtastungen, bei denen mehrere unterschiedliche k-Raum- Ansichten wiederholt während eines R-R-Intervalls erfaßt wer den, wird die Interpolation zur Erzeugung der unterschiedli chen k-Raum-Ansichten für das Segment bei der benötigten Herzphase durchgeführt. Beispielsweise bei 4 Ansichten pro Segment werden Ansichten k1, k2, k3, k4 pro Segment kodiert. Wurden die ersten 4 k-Raum-Ansichten zu Zeiten entsprechend 46%, 47%, 48%, 49% der systolischen Phase erfaßt, und ent sprechen die nächsten 4 k-Raum-Ansichten 50%, 51%, 52%, 53% der systolischen Phase, werden alle 4 Ansichten bezüglich des 50%-systolischen Phasenpunkts von den zwei angrenzenden Da tensegmenten interpoliert.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magne tresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, die einem Bediener die Steue rung der Erzeugung und die Anzeige von Bildern auf der Anzei geeinrichtung bzw. einem Bildschirm 104 ermöglicht. Das Com putersystem 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. In die sen sind eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zen traleinheit (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bildda tenarrays bekannt ist, enthalten. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommu niziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer separaten Systemsteuerung 122.

Die Systemsteuerung 122 enthält eine Gruppe von miteinander über eine Rückwandplatine verbundenen Einrichtungen. In die sen sind eine Zentraleinheit (CPU) 119 und eine Impulserzeu gungseinrichtung 121 enthalten, die mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge anzei gen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 bedient die System komponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der Hochfrequenzimpulse (RF-Impulse), die zu erzeugen sind, und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfassungsfensters an zeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127 zur Anzeige des Zeit punkts und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physioligischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Anzahl verschiedener mit dem Patienten verbundener Sensoren, wie EKG-Signale von an dem Patienten anhaftenden Elektroden, emp fängt. Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems assoziierten Sensoren empfängt. Über diese Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt auch ein Patientenpositionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position zur Abtastung.

Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gra dientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersy stem 127 aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern angelegt. Jeder Gra dientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeu gung der Magnetfeldgradienten, die zur Positionskodierung er faßter Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanord nung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die ei nen Polarisierungsmagneten 140 und eine Ganzkörper-RF-Spule 152 enthält. Eine Sende-/Empfangseinrichtung 150 in der Sy stemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen RF- Verstärker 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter (T/R-Schalter) 154 zugeführt werden. Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten resultierenden Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorver stärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten kernmagneti schen Resonanzsignale (NMR-Signale) werden in dem Empfangsab schnitt der Sende-/Empfangseinrichtung 150 demoduliert, ge filtert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zur elektrischen Verbindung des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vor verstärkers 153 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sen de-/Empfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Oberflächenspule) entweder in dem Sende- oder dem Empfangsmodus.

Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Wenn die Abtastung abgeschlossen ist, wurde ein Array von rohen k-Raum-Daten in der Speichereinrichtung 160 erfaßt. Wie es nachstehend näher beschrieben wird, werden diese rohen k-Raum-Daten in separate k-Raum-Datenarrays für jedes zu rekonstruierende Herzphasenbild neu angeordnet, und jedes dieser Arrays wird in eine Array- Verarbeitungseinrichtung 161 eingegeben, die die Daten in ein Array von Bilddaten Fourier-transformiert. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 dem Computersystem 107 zugeführt, wo sie auf dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole 100 empfan gene Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert werden, oder durch die Bildverarbeitungseinrich tung 106 weiterverarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zuge führt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden. Eine nähere Beschreibung der Sende-/Empfangseinrichtung 150 findet sich in der US-A-4 952 877 und der US-A-4 992 736, die hier als Referenz angeführt sind.

Gemäß Fig. 2 wird bei der Herzerfassung entsprechend dem be vorzugten Ausführungsbeispiel eine Folge von schnellen Gra dienten-Echoimpuls-Folgen mit der Wiederholungszeit TR jeder Gradienten-Echoimpuls-Folge zwischen 6 und 15 ms in Abhängig keit von der verfügbaren Art der Gradienten-Hardware und der gewählten Abbildungsparameter verwendet. Diese Impulsfolgen werden während des Intervalls zwischen den Herz- Auslösersignalen 200 ausgeführt, das als R-R-Intervall be zeichnet wird. Die Länge des R-R-Intervalls ist eine Funktion der Herzrate des Patienten.

Bei einer schnellen Herzerfassung unter Verwendung von Gra dientenechos wird das R-R-Intervall in viele kurze Erfassun gen unterteilt, wobei jede Erfassung eine schnelle Gradien tenerfassungsimpulsfolge mit einem nominalen Kippwinkel zwi schen 20° bis 30° ist. Jede schnelle Gradientenechoerfassung erfaßt ein NMR-Signal, das eine einzelne Linie des k-Raums darstellt, was nachstehend als Ansicht bezeichnet wird. An grenzende schnelle Gradientenechoerfassungen können ferner in Segmente 202 zusammengefaßt werden, wobei die Daten von jedem Segment eine Vielzahl unterschiedlicher Ansichten enthalten. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel enthält jedes Segment 202 8 Ansichten und der k-Raum wird während der Abtastung streifenweise durchschritten. Das heißt, Ansichten -60 bis -53 werden bei dem ersten Herzauslöser erfaßt, Ansichten -52 bis -45 bei dem nächsten Herzauslöser, usw. Der letzte Her zauslöser nimmt Ansichten -64 bis -61 und Ansichten +60 bis +63 auf. Diese Ansichtreihenfolge wird bevorzugt, da sie mi nimale Bildartefakte liefert, und auch die Erfassung der zen tralen 8 Ansichten geringer Ortsfrequenz während eines einzi gen R-R-Intervalls erlaubt, so daß sich aus der Inkonsistenz zwischen Herzauslösern ergebende Bildartefakte minimiert wer den. Ein weiterer Vorteil dieser aufeinanderfolgenden Strei fenansichtreihenfolge besteht darin, daß Ansichten zwischen Gruppen mit minimalen Bildartefakten gemeinsam genutzt werden können. Jedoch kann auch abhängig von der bestimmten Anwen dung eine andere geeignete Ansichterfassungsreihenfolge ver wendet werden.

Das Verfahren der Erfindung ist in dem in Fig. 1 gezeigten Magnetresonanz-Abbildungssystem (MRI-System) unter der Steue rung eines durch das Ablaufdiagramm in Fig. 3 angezeigten Programms implementiert. Vor der Abtastung gibt der Bediener die Anzahl abzubildender Herzphasen zusammen mit den anderen Abtastparametern ein, wie es mit dem Verarbeitungsblock 18 angezeigt ist. Wie mit dem Verarbeitungsblock 20 angezeigt, wird die Abtastung durch die Erfassung von k-Raum-Ansichten für aufeinanderfolgende Segmente durchgeführt, bis alle k-Raum-Phasenkodierungsansichten erfaßt sind. Ein Segment wird über einen vollständigen Herzzyklus wiederholt, so daß k-Raum-Daten für die Ansichten in dem Segment über die systoli sche und die diastolische Periode erfaßt werden. Die erfaßten Daten werden separat für jeden Herzschlag in der Reihenfolge gespeichert, in der sie erfaßt werden, so daß sie wirksam zeitlich markiert bzw. zeitmarkiert werden. Das heißt, die Zeit während des Herzzyklus, bei dem eine Ansicht erfaßt wird, wird durch ihren Ort in dem rohen Datenarray angezeigt, und diese Zeit kann durch Multiplikation der Impulsfolgenwie derholungszeit (TR) mit der Anzahl von seit dem letzten Aus lösersignal 200 erfaßten Ansichten berechnet werden. Auf gleiche Weise wird auch die Dauer jedes entsprechenden R-R- Intervalls während der Abtastung aufgezeichnet.

Bilder werden derart rekonstruiert, daß die vorgeschriebene Anzahl von Herzphasenbildern gleichmäßig in der Zeit über ein Durchschnitts-Herzzyklus-R-R-Intervall beabstandet bzw. ver teilt ist. Zuerst wird ein Durchschnitts-Herzzyklus im Verar beitungsblock 22 durch Berechnung eines Durchschnitts-R-R- Intervalls wie folgt definiert:

RR_AVG = TR (alle erfaßten Ansichten)/(alle Herzschläge).

Die Herzphasenbilder sind über dieses Durchschnitts-R-R- Intervall gleichmäßig verteilt. Diese gleichmäßig beabstande ten Zeiten werden dann in eine Herzphase umgewandelt, die als ein Prozentsatz einer systolischen Durchschnittsperiode oder einer diastolischen Durchschnittsperiode ausgedrückt wird. Die systolische und diastolische Durchschnittsperiode für Männer und Frauen werden im Verarbeitungsblock 22 beruhend auf einem Modell des Herzzyklus berechnet:

Systole_AVG = 549 ms - 2,1 (HR)
Diastole_AVG = RR_AVG - Systole_AVG,

wobei HR die Durchschnittsherzrate in Schlägen pro Minute ist, die wie folgt berechnet wird:

HR = (60000)/RR_AVG

Zur Rekonstruktion von beispielsweise 20 gleichmäßig beab standeten Bildern für einen Patienten mit einer RR_AVG von 1 sec wird eine Durchschnittsherzrate (HR) von 60 pbm, eine sy stolische Durchschnittsperiode von 420 ms und eine diastoli sche Durchschnittsperiode von 580 ms berechnet. Diese Bilder sind zeitlich über den Herzzyklus bei Intervallen von 50 ms (d. h. 1 sec/20) gleich beabstandet. Diese 50-ms-Zeitpunkte werden in Herzphasen im Verarbeitungsblock 24 umgewandelt. In dem vorstehend beschriebenen Beispiel tritt daher das 0-Phasenbild mit 0/420 = 0% während der Systole, das 1- Phasenbild mit 50/420 = 12% während der Systole, . . . das 8-Phasenbild mit 400/420 = 95% während der Systole, das 9-Phasenbild mit 30/580 = 5% während der Diastole, . . . und das 19-Phasenbild mit 530/580 = 91% während der Diastole auf. So mit ist jedes zu rekonstruierende Herzphasenbild mit einer bestimmten Herzzyklusphase korreliert, die als Abschnitt der systolischen oder diastolischen Periode ausgedrückt wird.

Die Herzphasenbilder werden durch Auswahl der k-Raum-Ansicht aus jedem Herzzyklus rekonstruiert, die der Herzphase des Bildes entspricht. Wie es im Verarbeitungsblock 26 angezeigt ist, besteht der erste Schritt bei dem Rekonstruktionsvorgang in der Korrelation der erfaßten zeitlich markierten NMR-Daten in dem rohen Datenarray mit der Herzphase. Dies wird wie folgt ausgeführt:

Ist das Durchschnitts-R-R-Intervall gleich 1000 ms (entsprechend einer Herzrate von 60 bpm) und werden 10 Phasen rekonstruiert, dann ergibt sich:

RR_avg	= 1000 ms
Δt	= 100 ms
Zeit bis zur 9. Phase	= 900 ms
Systole_avg	= 420 ms
Diastole_avg	= 580 ms

Die zweite Phase entspricht dann 83% der systolischen Peri ode. Wird bei dem n-ten R-R-Intervall das R-R-Intervall auf 833 ms verringert (die Herzrate erhöht sich auf 72 bpm), er gibt sich die systolische Periode für das R-R-Intervall zu

Systole_n	= 546 - 2,1 × 72
= 395 ms@	Diastole_n	= 438 ms

Der 83%-Diastolenpunkt entspricht dann einer Verzögerung von 758 ms für das n-te R-R-Intervall. Entweder werden die am nächsten liegenden bzw. engsten Ansichten für diesen Zeit punkt verwendet, oder die Daten für die am nächsten liegenden Ansichten werden bezüglich dieses Zeitpunkts interpoliert, der der 9. Herzphase entspricht. Bei dein anderen R-R- Intervall, bei dein die R-R-Intervallzeit verschieden ist, tritt die diastolische 83%-Periode bei einer unterschiedli chen Verzögerung von der R-Welle auf, und verschiedene An sichten werden für die Interpolation in Abhängigkeit ihrer Nähe zu dem diastolischen 83%-Periodenpunkt verwendet. Somit werden Daten für jede Herzphase aus den aufgezeichneten Daten entsprechend der zeitlichen Markierung bzw. Marke für jede Ansicht und der R-R-Intervallperiode interpoliert, in der sie erfaßt wurden.

Wie es im Verarbeitungsblock 28 angezeigt ist, wird dann ein vollständiges k-Raum-Datenarray durch Auswahl der geeigneten k-Raum-Ansichten aus dem rohen Datenarray ausgebildet. Die berechnete Herzphase für das Bild wird zur Durchführung die ser Auswahl verwendet, und solche k-Raum-Ansichten mit der gleichen Herzphase werden aus dem rohen Datenarray zur Aus bildung des k-Raum-Datenarrays ausgewählt. In den meisten Fällen ist keine exakte Herzphasenübereinstimmung verfügbar und eine k-Raum-Ansicht kann durch lineare Interpolation zwi schen den zwei erfaßten k-Raum-Ansichten berechnet werden, die die gewünschte Herzphase einschließen.

Nach der Ausbildung des k-Raum-Datenarrays wird ein Herzpha senbild rekonstruiert, wie es im Verarbeitungsblock 30 ange zeigt ist. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist dies eine zweidimensionale Fouriertransformation der k-Raum-Daten, wie es vorstehend beschrieben ist.

Bei der Erfindung wird ein Herzmodell verwendet, das die Sy stole und Diastole separat normalisiert, wie es von Mirsky I. Ghista, DN, Sandler H. Cardiac Mechanics: Physiological, Cli nical and Mathematical Considerations, John Wiley and Sons, Inc., New York, 1974, Seite 237, beschrieben ist. Dies ist ein genauerer Entwurf dessen, was physiologisch geschieht, als eine gleichmäßige Normalisierung des gesamten R-R- Intervalls, da Änderungen in der Herzrate die Dauer einer Diastole verglichen mit der Systole unverhältnismäßig beein flussen. Das Modell zur Beschreibung der Dauer von diastoli schen und systolischen Intervallen beruhend auf der Herzrate wurde empirisch bestimmt, nachdem normale Männer und Frauen in Ruhe studiert wurden. Die numerische Formel liefert eine gute Prädiktion der Systolendauer auf einer individuellen Grundlage mit einer Standardabweichung von ±14 ms. Dies ent spricht lediglich einem ±3%-Fehler für ein typisches Indivi duum mit einer Herzrate von 60 bpm und einer Systolendauer von 420 ms.

Die Genauigkeit des Modells ist selbst bei vielen Krankheits zuständen erstaunlich gut. Bei einer Serie von 27 Patienten mit kongestivem Herzfehler betrug die Standardabweichung zwi schen dem vorhergesagten und dem gemessenen systolischen In tervall lediglich ±20 ms. Zusätzliche Daten legen nahe, daß diese Formel eine vernünftige Näherung selbst für Patienten mit bekannter kardiologischer Pathologie, wie einer Herzi schemie, einem Herzleiden und einer Herzklappeninsuffizienz und -verengung liefern kann. Eine adrenergische Stimulation resultiert in einer kürzeren systolischen Dauer als vorherge sagt, jedoch beträgt die maximale Abweichung von dem vorher gesagten Wert weiterhin lediglich um die 10%. Es ist nicht bekannt, bis zu welchem Ausmaß das verwendete Modell für Pa tienten genau sein wird, die während der MR-Abbildung einem pharmakologischen Streßtest ausgesetzt sind. Wenn allerdings eine zusätzliche Genauigkeit erwünscht ist, können Daten zur Bestimmung einer numerischen Formel für jeden bestimmten phy siologischen Zustand erfaßt werden, und diese Formel kann in die vorstehend beschriebenen Berechnungen eingesetzt werden.

Die Arbeitsweise der Erfindung ist grafisch in den Fig. 4 bis 6 gezeigt. Fig. 4 zeigt ein Durchschnitts-R-R-Intervall, das nach der Durchführung einer Abtastung berechnet wird. Die systolischen und diastolischen Durchschnittsperioden werden auch berechnet, und die 20 vorgeschriebenen zu erzeugenden Herzphasenbilder sind gleichmäßig über das R-R-Intervall ver teilt gezeigt. Beispielsweise tritt das 18. Herzphasenbild bei 83% über die diastolische Durchschnittsperiode auf, wie es durch den Pfeil 212 gezeigt ist.

Fig. 5 zeigt ein beispielhaftes n-tes R-R-Intervall während der Abtastung, das länger als das Durchschnitts-R-R-Intervall in Fig. 4 ist. Der Ort der diastolischen 83%-Phase entspricht einer Zeitverzögerung von Δt_n, die zwischen den Segmenten S9 und S10 auftritt.

Fig. 6 zeigt ein beispielhaftes n+1-tes R-R-Intervall während der Abtastung, das kürzer als das Durchschnitts-R-R-Intervall in Fig. 4 ist. Der Ort der diastolischen 83%-Phase entspricht einer Zeitverzögerung von Δt_n+1, die zwischen den Segmenten S6 und S7 auftritt. Es sei angeführt, daß sich die diastolische Periode mehr als die systolische Periode in diesen bei spiel haften R-R-Intervallen ändert.

Erfindungsgemäß sind ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Rekonstruktion von Mehrphasen-Magnetresonanzbildern offen bart, die den gesamten Herzzyklus genau darstellen. Eine seg mentierte Gradienten-Rückruf-Echofolge wird zur kontinuierli chen Erfassung von Daten modifiziert. Bilder werden durch die Auswahl von Ansichten aus jedem Herzschlag beruhend auf einer Herzphase anstatt der seit dem QRS-Komplex vergangenen Zeit retrospektiv rekonstruiert. Die Herzphase wird unter Verwen dung eines Modells berechnet, das herzschlagweise Herzra tenänderungen kompensiert.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung eines NMR-Bildes, das das Herz eines Patienten bei einer ausgewählten Herzphase zeigt, mit den Schritten:

a) Erzeugen eines Signals, das aufeinanderfolgende Zy klen des Herzens des Patienten anzeigt,
b) Erfassen (20) von NMR-Daten-Ansichten über jeden auf einanderfolgenden Zyklus, wobei jede NMR-Daten-Ansicht mit einer zeitlichen Markierung assoziiert ist, die anzeigt, wann die Ansicht innerhalb eines der Herzzyklen erfaßt wurde,
c) Ausbilden (26, 28) eines Arrays von NMR-Daten, aus dem ein das Herz bei der ausgewählten Herzphase darstellendes Bild rekonstruiert werden kann, durch:
- i) Korrelieren der ausgewählten Herzphase mit einem gewünschten Punkt entweder in einer systolischen Periode oder einer diastolischen Periode eines Durchschnittsherzzyklus, und
- ii) Auswählen erfaßter NMR-Daten, die mit dem ge wünschten Punkt entweder in der systolischen Periode oder der diastolischen Periode des Herzzyklus korreliert sind, in dem die NMR-Daten erfaßt wurden, und
d) Rekonstruieren (30) eines Bildes aus dem Array der NMR-Daten, das aus den ausgewählten erfaßten NMR-Daten gebil det wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Durch schnittsherzzyklus durch Mittelung von Intervallen zwischen den Signalen berechnet wird, die aufeinanderfolgende Zyklen des Herzens des Patienten anzeigen.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die systolische Pe riode und die diastolische Periode des Durchschnittsherzzy klus beruhend auf einem Modell des Herzens berechnet werden.

4. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die systolische Pe riode wie folgt berechnet wird:
systolische Periode = 546-2,1 (60000)/R-R,
wobei R-R die gemittelten Intervalle darstellt.

5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei Schritt c) ii) fol gende Schritte enthält:
Berechnen der systolischen Periode und der diastolischen Periode des Herzzyklus, in dem die NMR-Daten erfaßt wurden, und
Bestimmen der zeitlichen Markierung von NMR-Daten, die während des Herzzyklus erfaßt werden, die dem gewünschten Punkt entweder in der berechneten systolischen oder diastoli schen Periode entspricht.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei in Schritt c) ii) ausgewählte NMR-Daten durch Interpolation zwischen NMR-Daten- Ansichten mit assoziierten zeitlichen Markierungen angrenzend an die bestimmte zeitliche Markierung berechnet werden.

7. Vorrichtung zur Erzeugung eines NMR-Bildes, das das Herz eines Patienten bei einer ausgewählten Herzphase dar stellt, mit
einer Einrichtung zur Erzeugung eines Signals, das auf einanderfolgende Zyklen des Herzens des Patienten anzeigt,
einer Einrichtung zur Erfassung von NMR-Daten-Ansichten über jeden aufeinanderfolgenden Zyklus, wobei jede NMR-Daten- Ansicht mit einer zeitlichen Markierung assoziiert ist, die anzeigt, wann die Ansicht innerhalb eines der Herzzyklen er faßt wurde,
einer Einrichtung zur Ausbildung eines Arrays von NMR- Daten, aus denen ein das Herz bei der ausgewählten Herzphase darstellendes Bild rekonstruiert werden kann durch
eine Einrichtung zur Korrelation der ausgewählten Herz phase mit einem gewünschten Punkt entweder in einer systoli schen Periode oder in einer diastolischen Periode eines Durchschnittsherzzyklus, und durch
eine Einrichtung zur Auswahl erfaßter NMR-Daten, die mit dem gewünschten Punkt entweder in der systolischen Periode oder der diastolischen Periode des Herzzyklus korreliert sind, in dein die NMR-Daten erfaßt wurden, und
einer Einrichtung zur Rekonstruktion eines Bildes aus dem Array von NMR-Daten, das aus den ausgewählten erfaßten NMR-Daten gebildet wird.