DE19811360A1

DE19811360A1 - Multi-phase magnetic resonance image reconstruction method for heart cycle

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: JPH1119067A; IL123868A; IL123868A0

Abstract

The method involves providing a nuclear magnetic resonance image of a required heart phase by providing a signal indicating the successive cycles of the heart. The associated image data are determined for each successive cycle, whereby each data set is associated with a time mark, if it lies in one half of the hear cycle. A data array is formed from the data, from which an image can be reconstructed for the required heart phase. The selected heart phase is correlated with a required point of a systolic or diastolic period of the heart cycle, for selection of data correlated with the required point. The image is reconstructed from the data array obtained from the selected data.

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.The invention relates to nuclear magnetic resonance imaging training procedures and systems. In particular, concerns the inventor generation of images in the event of a rapid heart rate Magnetic resonance imaging acquisition.

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.When a substance, such as human tissue, _{is exposed to a uniform magnetic field (polarization field B 0} ), the individual magnetic moments of the spins in the tissue try to align themselves with this polarization field, but therefore precess in a random arrangement at their characteristic Larmor frequency. If the substance or tissue is exposed to a magnetic field (excitation field B ₁ ) that is in the xy plane and close to the Larmorfre frequency, the net-aligned moment M _z can be rotated or tilted in the xy plane to a generate net transverse magnetic moment M _t. A signal is emitted by the excited spins after the excitation signal B _{1 has} ceased, and this signal can be received and processed to form an image.

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.When using these signals to generate images, magnetic field gradients (G _x , G _y and G _z ) are used. Typically, the area to be imaged is scanned by a sequence of measuring cycles in which these gradients change according to the particular localization method used. The resulting set of received nuclear magnetic resonance (NMR) signals are digitized and processed to reconstruct the image using one of many well-known reconstruction techniques.

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.Most currently used to generate medical images used NMR scans take many minutes to Er recording of the necessary data. Reducing this ab probing time is an important consideration as a decreased Sampling time increases patient throughput, patient comfort and the image quality by reducing Movement artifacts improved. There is a class of Im pulse trains that have a very short repetition time (TR), which results in complete scans that instead of being in Minutes can be executed in seconds. At the application For example, a heart image can be a full constant sampling from which a sequence of the heart at un different phases of his cycle or with different images showing cutting locations can be obtained, can be detected during a single breath hold.

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.There are two traditional methods of detecting cardiac Magnetic resonance (MR) images. The first is a front looking controlled or evaluated conventional single phase sen multi-slice spin echo sequence. Be with every cardiac cycle Data in different spatial locations with the same k-space phase encoding value recorded. Pictures to the difference lichen spatial locations are then at different recorded temporary phases of the cardiac cycle. Since only one k- Space line per cardiac trigger (cardiac trigger) is recorded takes a typical scan with 128 k-space views in the Phase coding direction 128 heartbeats to complete supply. The sequence repetition time (TR) is then the heart-R-R- Interval time.

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. In the case of a controlled spin echo, data are provided for each section tortures with a fixed delay from the heart R-wave grasps. When the heart rhythm changes, the heart can move are in a different phase of the cardiac cycle, when data is acquired, even if the cardiac delay time is the same. Normal changes in the cardiac cycle re usually result in disproportionately larger changes changes in the diastolic portion of the cardiac cycle, and ge controlled spin echo images captured at the end of the cardiac cycle often show blurring or ghosting artifacts.

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.Another disadvantage of the controlled spin echo is that that pictures differed at different cut locations lichen heart phases are recorded. Hence, it can be difficult be, information from one spatial location to the next to bring into relationship, since the heart is different Phases of the cardiac cycle is recorded. Furthermore you can due to the insufficient temporal and local Abdec There is also a lack of small structures. The movement of the heart During the cardiac cycle, changes in image contrast can also occur from cut to cut due to different saturation or an intercut crosstalk.

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.A controlled gradient echo pulse train with a short TR can for capturing (CINE) images in multiple time frames of the Cardiac cycle can be used. As disclosed in US-A-4,710,717 is written, conventional CINE pulse trains run asyn chronologically to the cardiac cycle, with the phase encoding value at every R-wave trigger advances to a new value. at the CINE method is every high-frequency excitation pulse (RF excitation pulse) applied to the same spatial location and repeated at intervals of TR in the cardiac cycle. There the sequence runs asynchronously, the RF excitation pulses can be used changing time delays from the R wave of one Cardiac cycle to occur next. When capturing the next heart R-wave will be the data collected from the one before previous R-R interval re-sorted or re-sorted and in equally distributed time frames in the cardiac cycle are interpolated. This method of control or evaluation is also called retrospective assessment known as the data for that previously going R-R interval only after acquiring the current one according to the R-wave trigger.

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.The cardiac cycle is divided into equal times or frames shares, in which images of the heart are to be reconstructed. To be used to reconstruct images at each of the time points asynchronously acquired data linearly for the predetermined time points in the cardiac cycle are interpolated. For consideration of changes in the cardiac R-R interval during abta performance (due to the change in heart rate) varies Interpolation from cardiac cycle to cardiac cycle as a function from the R-R interval time. This procedure enables the Reconstruction of images at each phase of the cardiac cycle depending on changes in heart rate. Like a job controlled or controlled spin echo, only a k-space Phase encoding view captured per heartbeat. The whole Image acquisition time is then on the order of 128 Heartbeats.

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.Faster sampling times can be achieved by dividing the k-space into segments and by capturing multiple phase codes rungs-k-space views per R-R interval can be achieved. the Sampling time is a factor equal to the number of per Image per R-R interval accelerated k-space views nigt. In this way, a typical CINE acquisition can be carried out with a matrix size of 128 picture elements in the phase code direction can be completed in just 16 heartbeats, if 8 k-space views are acquired per segment.

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.
Several phases of the cardiac cycle can be visualized by repeated acquisition of the same k-space segment within each RR interval, but by assigning the data acquired at different times in the cardiac cycle to different cardiac phases. Thus, the cardiac cycle is sampled with a time resolution equal to the time required to collect data for a single segment.

Zeitliche Auflösung = vps × TR,
Temporal resolution = vps × TR,

wobei vps die Anzahl von k-Raum-Linien pro Segment und TR die Impulsfolgenwiederholungszeit ist. Die Gesamtabtastzeit er gibt sich zu
where vps is the number of k-space lines per segment and TR is the pulse train repetition time. The total scanning time he admits

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.where yres is the number of phase encoding views in the Image is. Typically there will be 128 or more for one image Phase coding views and often 8 views per seg ment used.

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.In the case of k-space scans divided into segments, the Ge total sampling time essentially by increasing the number of views per segment (vps) can be reduced. However this comes at the expense of reducing the temporal image solution. As described in US-A-5,377,680, can the temporal image resolution by sharing Views between adjacent time segments for generation of images are increased over different time points are averaged. The true temporal image resolution remains unchanged, but the effective doubles temporal resolution. Sharing views can thus increasing the number of cardiac phase images that recon be structured without affecting the way the k-space data are acquired.

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.Forward-looking segmented (divided into segments te) k-space sequences were therefore mainly used for the Heart illustration popular as images during a breath hold can be obtained, and therefore no respiratory artifacts ent keep. Images are created by collecting data about a Sequence of heartbeats formed, with the data acquisition controlled or evaluated with regard to the QRS complex of the ECG will. For correct reconstruction of images using Current methods must determine the duration of the image acquisition less than or equal to the duration of the shortest expected R-R- Be intervals. In practice this usually means that the last 10-20% of the diastole (∼100-200 ms with a Heart rate of 60 beats per minute (bpm)) not recorded who the.

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.Another problem with many present heart controlled sequences is that data based on the Time that has elapsed since the QRS complex. As described in US-A-4,710,787, this Procedure assumed that the heart phase is directly proportional to the time is. However, in practice the relationship between between the cardiac phase and the one that has passed since the QRS complex Time is not strictly linear. For example, sinusoidal Arrhythmias considered when normal physiological change in heart rate is present, which is the Breathing accompanies. The time between the QRS complex and the End diastole is for heartbeats with longer R-R intervals longer, and in this case the end of the diastole or the End diastole on the following (instead of on the previous) QRS complex better defined. This is easily seen from the normal EKG where the P-wave (the denotes arterial contraction) to the following (rather than the previous one) QRS complex better in time is correlated. This variation in the R-R interval and the The fact that a certain phase of the heart differed in one union delay time from the R-wave with this variation occurs, lead to image blurring in fast sequences based k-space pulse sequences and also in conventional CINE Follow impulse.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die Bildun schärfe bei schnellen segmentierten k-Raum- und CINE- Erfassungen zu verringern.The invention is therefore based on the object of education sharpness with fast segmented k-space and CINE Decrease acquisitions.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der effiziente ren Erfassung von MR-Daten während einer schnellen Herz-MRI- Abtastung. Another object of the invention is to be efficient acquisition of MR data during a rapid cardiac MRI Scanning.

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.These objects are according to the invention by a method and a device for predictive control and retro Perspective sorting of magnetic resonance (MR) imaging data solved, which is detected during successive cardiac cycles will. That means, there will be a heartbeat or control signal generated and time-stamped magnetic resonance data become continuous during successive cardiac cycles recorded. A cardiac systolic cycle period and a diastoli cal cardiac cycle periods are determined for each cardiac cycle, and the time stamp associated with the acquired MR data with a systolic heart phase or a diastolic Correlated cardiac phase. Images are taken at certain phases of the heart reconstructed using MR image data obtained during successive cardiac cycles are detected and on the Be selected based on their correlated heart phase.

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.According to one embodiment of the invention, the systoli cal and diastolic periods within the interval be determined based on the length of the R-R interval. The time marked MR data can then be used with a phase of the systoli period or a phase of the diastolic period instead of a phase of the entire R-R interval, who correlates the. A data set from which a more precise image is reconstructed can be, is thus ge by the acquisition of MR data forms that at the same systolic phase or the same diastolic phase can be detected.

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.According to a further embodiment of the invention, data detected over each cardiac cycle regardless of the R-R interval. All of this data can be accurately matched with a systolic or dia stolic phase can be correlated and used to reconstruct Images can be used at selected heart phases.

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines Ausführungsbei spiels unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen: The invention is described below on the basis of an embodiment game described in more detail with reference to the drawing. Show it:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz- Abbildungssystems (MRI-Systems), das die Erfindung anwendet, Fig. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging system (MRI system) employing the invention,

Fig. 2 eine graphische Darstellung der Erfassung von MR-Daten während aufeinanderfolgender Herzzyklen unter Verwendung des in Fig. 1 gezeigten MRI-Systems, FIG. 2 is a graphical representation of the acquisition of MR data during successive cardiac cycles using the MRI system shown in FIG. 1;

Fig. 3 ein Ablaufdiagramm der durch das MRI-System in Fig. 1 durchgeführten Schritte zur Ausführung des bevorzugten Aus führungsbeispiels, und FIG. 3 shows a flowchart of the steps carried out by the MRI system in FIG. 1 for carrying out the preferred exemplary embodiment, and FIG

Fig. 4 bis 6 graphische Darstellungen von Herzzyklen, die während einer typischen Abtastung auftreten, bei der die Er findung verwendet wird. Figures 4-6 are graphical representations of cardiac cycles occurring during a typical scan in which the invention is used.

General description of the invention

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.To carry out the invention, nuclear magnetic resonance data (NMR data) are acquired over each cardiac cycle. As shown in Figure 2, the k-space views are repeatedly acquired for each segment 202 until the next QRS cardiac trigger signal 200 is received. Since the RR interval can change from one cardiac cycle to the next, this means that the amount of data collected will also change.

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.Regardless of the R-R interval, the heart goes through you full constant cycle through a systolic period and a dia stolic period, and therefore recorded data are for display the heart is available at every stage of its cycle. Egg ne object of the invention is the correlation of the he collected NMR data with the particular person or persons to be imaged Cardiac phases.

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.During the scan, each acquired k-space view is time stamped with respect to the QRS trigger 200 . That is, their detection time is equal to the repetition time (TR) of the pulse sequences times the number of views that have been recorded since the last QRS trigger.

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:
To cope with the changes in the RR interval during sampling, the time-stamped views are correlated with the systolic period or the diastolic period of the cardiac cycle. The systolic and diastolic periods are calculated using a model of the cardiac cycle:

Systolische Periode = 546 ms - 2,1 (60000)/R-R-Intervall, und
diastolische Periode = R-R-Intervall - systolische Periode.Systolic period = 546 ms - 2.1 (60000) / RR interval, and
diastolic period = RR interval - systolic period.

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.Each time-stamped view was acquired at a point in either the systolic or diastolic period, and its acquisition time can be correlated to a percentage of the systolic period or a percentage of the diastolic period. For example, as shown in Figure 2, the view captured at 204 is correlated to 60% of systole and the view captured at 206 is correlated to 80% of diastole.

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.To reconstruct an image with a certain heart phase se become the corresponding views in each cardiac cycle used. That is, one gets the heart at 50% over the sy An image representing the stolic period can be reconstructed the views used in each cardiac cycle, with 50% of the Systole are correlated. Typically the views are does not correlate exactly with the desired heart phase, and it an interpolation is used to calculate the exact value ver turns. For example, a view with 47% of the systoli phase, and the next view can be correlated with 52% of the systolic phase must be correlated. The 50% systolic view is then obtained by linear interpolation calculated between these two views. For segmented k- Space scans in which several different k-space Views who captured repeatedly during an R-R interval the, the interpolation is used to generate the different Chen k-space views for the segment when required Cardiac phase carried out. For example with 4 views per Segment, views k1, k2, k3, k4 are coded per segment. The first 4k-space views were made accordingly at times 46%, 47%, 48%, 49% of the systolic phase detected, and ent speak the next 4 k-space views 50%, 51%, 52%, 53% the systolic phase, all 4 views regarding the 50% systolic phase point from the two adjacent Da interpolated segments.

Description of the preferred embodiment

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. Referring to Fig. 1, there is shown the major components of a preferred magnetic resonance imaging (MRI) system incorporating the invention. The operation of the system is controlled from an operator console 100 which includes a keyboard and control panel 102 and display device 104 . The console 100 communicates via a connection 116 with a separate computer system 107 , which enables an operator to control the generation and display of images on the display device or a screen 104 . The computer system 107 includes a number of devices that communicate with one another through a backplane. Included therein are an image processing device 106 , a central processing unit (CPU) 108, and a storage device 113 , known in the art as a frame buffer for storing image data arrays. The computer system 107 is connected to a disk storage 111 and a tape drive 112 is connected to the storage of image data and programs and communi cates via a high speed serial link 115 with a separate system control 122nd

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.The system controller 122 includes a group of devices interconnected by a backplane. This includes a central processing unit (CPU) 119 and a pulse generator 121 which is connected to the operator console 100 via a serial link 125 . Via this connection 125 , the system controller 122 receives commands from the operator which indicate the scanning sequence to be carried out. The pulse generating device 121 operates the system components to carry out the desired scanning sequence. It generates data indicating the timing, strength, and shape of the radio frequency (RF) pulses to be generated and the timing and length of the data acquisition window. The pulse generating device 121 is connected to a group of gradient amplifiers 127 for displaying the time and the shape of the gradient pulses to be generated during the scan. The pulse generator 121 also receives patient data from a physiological sensing controller 129 which receives signals from a number of different sensors connected to the patient, such as EKG signals from electrodes attached to the patient. Finally, the pulse generator 121 is connected to a scan room interface circuit 133 which receives signals from various sensors associated with the condition of the patient and the magnet system. Through this scan room interface circuit 133 , a patient positioning system 134 also receives commands to move the patient to the desired position for scanning.

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.The generated by the pulse generator module 121 serves Gra waveforms are at a Gradientenverstärkersy stem 127 from G _x - created and G _z amplifiers -, G _y. Each Gra served amplifier excites a corresponding gradient coil in an arrangement generally designated 139 to generate the magnetic field gradients that are used for position coding he detected signals. The gradient coil assembly 139 forms part of a magnet assembly 141 that includes a polarizing magnet 140 and a whole-body RF coil 152 . A transmitting / receiving device 150 in the system controller 122 generates pulses which are amplified by an RF amplifier 151 and fed to the RF coil 152 through a transmitting / receiving switch (T / R switch) 154. The resulting signals emitted by the excited nuclei in the patient can be detected by the same RF coil 152 and fed to a Vorver more 153 via the transmit / receive switch 154. The amplified nuclear magnetic resonance signals (NMR signals) are demodulated, filtered and digitized in the receiving section of the transmitting / receiving device 150. The transmit / receive switch 154 is controlled by a signal from the pulse generator 121 to electrically connect the RF amplifier 151 to the coil 152 during the transmit mode and to connect the pre-amplifier 153 during the receive mode. The transmit / receive switch 154 also enables a separate RF coil (e.g., a surface coil) to be used in either the transmit or receive mode.

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.The NMR signals picked up by the RF coil 152 are digitized by the transceiver 150 and transmitted to a storage device 160 in the system controller 122 . When the scan is complete, an array of raw k-space data has been acquired in storage device 160 . As will be further described below, this raw k-space data is rearranged into separate k-space data arrays for each cardiac phase image to be reconstructed, and each of these arrays is input to an array processor 161 which converts the data into an array of Fourier-transformed image data. These image data are fed to the computer system 107 via the serial connection 115 , where they are stored on the disk memory 111. In response to commands received from the operator console 100 , this image data can be archived on the tape drive 112 or further processed by the image processing device 106 and fed to the operator console 100 and displayed on the display device 104. A more detailed description of the transceiver 150 can be found in US-A-4 952 877 and US-A-4 992 736, which are incorporated herein by reference.

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.According to Fig. 2, a sequence of fast Gra served echo pulse sequences with the repetition time TR of each gradient echo pulse sequence between 6 and 15 ms depending on the available type of gradient hardware and speed in the heart detection according to the preferred embodiment be the selected imaging parameters are used. These pulse trains are carried out during the interval between the cardiac trigger signals 200 , which is referred to as the RR interval. The length of the RR interval is a function of the patient's heart rate.

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.In the case of a rapid heart acquisition using gradient echoes, the RR interval is divided into many short acquisitions, each acquisition being a rapid gradient acquisition pulse train with a nominal tilt angle between 20 ° and 30 °. Each rapid gradient echo acquisition acquires an NMR signal that represents a single line of k-space, hereinafter referred to as a view. Adjacent fast gradient echo acquisitions can also be grouped into segments 202 , with the data from each segment including a variety of different views. In the preferred embodiment, each segment 202 contains 8 views and k-space is traversed in strips during the scan. That is, views -60 to -53 are captured on the first cardiac trigger, views -52 to -45 are captured on the next cardiac trigger, and so on. The last cardiac trigger takes views -64 to -61 and views +60 to +63. This viewing order is preferred because it provides minimal image artifacts, and also allows the acquisition of the central 8 views of low spatial frequency during a single RR interval, so that image artifacts resulting from the inconsistency between cardiac triggers are minimized. Another advantage of this sequential strip view ordering is that views can be shared between groups with minimal image artifact. However, any other suitable view capture order may be used depending on the particular application.

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.The method of the invention is implemented in the magnetic resonance imaging (MRI) system shown in FIG. 1 under the control of a program indicated by the flowchart in FIG. 3. Before the scan, the operator enters the number of cardiac phases to be imaged, along with the other scan parameters, as indicated by processing block 18. As indicated by processing block 20 , the sampling is performed by acquiring k-space views for successive segments until all k-space phase encoding views are acquired. A segment is repeated over a complete cardiac cycle so that k-space data is acquired for the views in the segment of the systolic and diastolic periods. The collected data is stored separately for each heartbeat in the order in which it is collected so that it is effectively time stamped. That is, the time during the cardiac cycle that a view is captured is indicated by its location in the raw data array, and this time can be calculated by multiplying the pulse train repetition time (TR) by the number of views captured since the last trigger signal 200 be calculated. Similarly, the duration of each corresponding RR interval is also recorded during the scan.

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:
Images are reconstructed such that the prescribed number of cardiac phase images is evenly spaced in time over an average cardiac cycle RR interval. First, an average cardiac cycle is defined in processing block 22 by calculating an average RR interval as follows:

RR_AVG = TR (alle erfaßten Ansichten)/(alle Herzschläge).RR _AVG = TR (all captured views) / (all heartbeats).

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:
The cardiac phase images are evenly distributed over this average RR interval. These evenly spaced times are then converted into a cardiac phase, which is expressed as a percentage of an average systolic period or an average diastolic period. The mean systolic and diastolic periods for men and women are calculated in processing block 22 based on a model of the cardiac cycle:

Systole_AVG = 549 ms - 2,1 (HR)
Diastole_AVG = RR_AVG - Systole_AVG,
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:
where HR is the average heart rate in beats per minute, calculated as follows:

HR = (60000)/RR_AVG
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. To reconstruct, for example, 20 evenly spaced images for a patient with a RR _AVG of 1 sec, an average heart rate (HR) of 60 pbm, a systolic average period of 420 ms and a diastolic average period of 580 ms are calculated. These images are equally spaced in time over the cardiac cycle at intervals of 50 ms (ie 1 sec / 20). These 50 ms points in time are converted into cardiac phases in processing block 24 . In the example described above, the 0-phase image occurs with 0/420 = 0% during systole, the 1-phase image with 50/420 = 12% during systole,. . . the 8-phase image with 400/420 = 95% during systole, the 9-phase image with 30/580 = 5% during diastole,. . . and the 19-phase image with 530/580 = 91% during diastole. Each cardiac phase image to be reconstructed is thus correlated with a specific cardiac cycle phase, which is expressed as a section of the systolic or diastolic period.

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:The cardiac phase images are reconstructed by selecting the k-space view from each cardiac cycle that corresponds to the cardiac phase of the image. As indicated in processing block 26 , the first step in the reconstruction process is to correlate the acquired temporally tagged NMR data in the raw data array with cardiac phase. This is done as follows:

Ist das Durchschnitts-R-R-Intervall gleich 1000 ms (entsprechend einer Herzrate von 60 bpm) und werden 10 Phasen rekonstruiert, dann ergibt sich:
If the average RR interval is 1000 ms (corresponding to a heart rate of 60 bpm) and 10 phases are reconstructed, the result is:

RR_avg RR _avg = 1000 ms= 1000 ms ΔtΔt = 100 ms= 100 ms Zeit bis zur 9. PhaseTime to the 9th phase = 900 ms= 900 ms Systole_avg _{Systole avg} = 420 ms= 420 ms Diastole_avg _{Diastole avg} = 580 ms= 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
The second phase then corresponds to 83% of the systolic period. If the RR interval is reduced to 833 ms in the nth RR interval (the heart rate increases to 72 bpm), the systolic period for the RR interval is added

Systole_n Systole _n = 546 - 2,1 × 72= 546 - 2.1 × 72 = 395 ms@= 395 ms @ Diastole_n Diastole _n = 438 ms= 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.The 83% diastole point then corresponds to a delay of 758 ms for the nth R-R interval. Either the on closest or closest views for this time point used, or the data for the closest Views are interpolated with regard to this point in time, which corresponds to the 9th heart phase. At your other R-R- Interval at which the R-R interval time is different, the 83% diastolic period occurs at a different chen delay from the R-wave, and various types for the interpolation depending on their Proximity to the 83% diastolic period point used. Consequently are data for each cardiac phase from the recorded data according to the time mark or mark for each View and the R-R interval period in which they are interpolated were recorded.

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.As indicated in processing block 28 , a complete k-space data array is then formed by selecting the appropriate k-space views from the raw data array. The calculated cardiac phase for the image is used to perform this selection, and such k-space views with the same cardiac phase are selected from the raw data array to form the k-space data array. In most cases, an exact cardiac phase match is not available and a k-space view can be calculated by linear interpolation between the two acquired k-space views that include the desired cardiac phase.

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.After the k-space data array has been formed, a heart phase image is reconstructed, as is shown in processing block 30 . In the preferred embodiment, this is a two-dimensional Fourier transform of the k-space data, as described above.

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.In the invention, a heart model is used that the Sy stole and diastole normalized separately, as suggested by Mirsky I. Ghista, DN, Sandler H. Cardiac Mechanics: Physiological, Cli nical and Mathematical Considerations, John Wiley and Sons, Inc., New York, 1974, p. 237. This is a more detailed outline of what is happening physiologically, as a uniform normalization of the entire R-R- Interval because changes in heart rate reduce the duration of a Diastole disproportionately affects systole rivers. The model used to describe the duration of diastoli cal and systolic intervals based on the heart rate was determined empirically after normal men and women were studied in peace. The numerical formula provides a good prediction of systolic duration on an individual Basis with a standard deviation of ± 14 ms. This ent only speaks a ± 3% error for a typical individual duum with a heart rate of 60 bpm and a systolic duration of 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.The accuracy of the model is even with many diseases conditions are surprisingly good. For a series of 27 patients with congestive heart defect, the standard deviation between between the predicted and measured systolic In interval only ± 20 ms. Additional data suggest that this formula is a reasonable approximation even for patients with known cardiac pathology, such as a Herzi schemie, a heart condition and a heart valve insufficiency and narrowing can deliver. Adrenergic stimulation results in a shorter systolic duration than before says, however, is the maximum deviation from the one before Said value continues to be only around 10%. It is not known to what extent the model used for Pa patient will be exactly that during the MR imaging a are exposed to pharmacological stress tests. If, however If additional accuracy is desired, data for Determine a numerical formula for each particular phy siological condition can be recorded, and this formula can be used in the calculations described above are used.

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.The operation of the invention is shown graphically in Figures 4-6. Figure 4 shows an average RR interval calculated after a sample is taken. The systolic and diastolic average periods are also calculated, and the 20 prescribed cardiac phase images to be generated are shown evenly distributed over the RR interval. For example, the 18th cardiac phase image occurs at 83% over the average diastolic period, as shown by arrow 212.

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. 5 shows an exemplary nth RR interval during the scan that is longer than the average RR interval in FIG . The location of the 83% diastolic phase corresponds to a time delay of Δt _n that occurs between segments S9 and S10.

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. FIG. 6 shows an exemplary n + 1th RR interval during the scan, which is shorter than the average RR interval in FIG. 4. The location of the 83% diastolic phase corresponds to a time delay of Δt _{n + 1} that occurs between segments S6 and S7. It should be noted that the diastolic period changes more than the systolic period in these exemplary RR intervals.

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.According to the invention are a method and a device for Reconstruction of multiphase magnetic resonance images open beard, which accurately represent the entire cardiac cycle. A seg mented gradient recall echo sequence becomes a continuous modified data acquisition. Images are made through the Selecting views from each heartbeat based on one Cardiac phase instead of the time elapsed since the QRS complex retrospectively reconstructed. The heart phase is under use using a model, the heartbeat heart rate changes compensated.

Claims

1. A method for generating an NMR image showing a patient's heart at a selected heart phase, comprising the steps:

a) generating a signal indicating successive cycles of the patient's heart,
b) acquiring ( 20 ) NMR data views over each successive cycle, each NMR data view being associated with a time stamp indicating when the view was acquired within one of the cardiac cycles,
c) forming ( 26 , 28 ) an array of NMR data from which an image representing the heart in the selected heart phase can be reconstructed by:
- i) correlating the selected cardiac phase with a desired point in either a systolic period or a diastolic period of an average cardiac cycle, and
- ii) selecting acquired NMR data correlated to the desired point in either the systolic period or the diastolic period of the cardiac cycle in which the NMR data was acquired, and
d) reconstructing ( 30 ) an image from the array of NMR data formed from the selected acquired NMR data.

2. The method of claim 1, wherein the through cutting heart cycle by averaging intervals between the signals calculated, the successive cycles of the patient's heart.

3. The method of claim 2, wherein the systolic Pe period and diastolic period of the average heart can be calculated based on a model of the heart.

4. The method of claim 2, wherein the systolic period is calculated as follows:
systolic period = 546-2.1 (60000) / RR,
where RR represents the averaged intervals.

5. The method of claim 1, wherein step c) ii) includes the following steps:
Calculating the systolic period and the diastolic period of the cardiac cycle in which the NMR data were acquired, and
Determining the time stamp of NMR data acquired during the cardiac cycle that corresponds to the desired point in either the calculated systolic or diastolic period.

6. The method according to claim 5, wherein in step c) ii) selected NMR data by interpolation between NMR data Adjacent views with associated temporal markers to which the specific time marking are calculated.

7. Device for generating an NMR image, which represents the heart of a patient in a selected heart phase, with
means for generating a signal indicative of successive cycles of the patient's heart,
a device for acquiring NMR data views over each successive cycle, each NMR data view being associated with a time marker which indicates when the view was acquired within one of the cardiac cycles,
a device for forming an array of NMR data from which an image representing the heart in the selected heart phase can be reconstructed by
means for correlating the selected cardiac phase with a desired point in either a systolic period or a diastolic period of an average cardiac cycle, and through
means for selecting acquired NMR data correlated to the desired point in either the systolic period or the diastolic period of the cardiac cycle in which the NMR data was acquired, and
means for reconstructing an image from the array of NMR data formed from the selected acquired NMR data.