DE3811896A1 - Verfahren und einrichtung zum reduzieren von durch den atmungsvorgang verursachten bewegungsartefakten in kernmagnetresonanzabbildungen - Google Patents
Verfahren und einrichtung zum reduzieren von durch den atmungsvorgang verursachten bewegungsartefakten in kernmagnetresonanzabbildungenInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf Verfahren und Einrichtungen
zur Kernmagnet-Resonanzbilddarstellung (NMR), und insbes. auf
Verfahren und Einrichtungen zum Reduzieren von durch den
Atmungsvorgang verursachten Bewegungsartefakten in NMR-
Bilddarstellungen.
Eines der maßgeblichen Probleme, denen sich derzeit die
Hersteller von NMR-Bilddarstellungsgeräten gegenübersehen,
sind die Bewegungsartefakte, insbesondere in den Bilddarstel
lungen der oberen Thorax und des Bauches. Eine entscheidende
Ursache für die Bewegungsartefakte ist das Atmen. Durch das
Atmen werden quasizyklische Änderungen in den HF-Datensigna
len eingeführt, die von dem Empfänger des NMR-Systems
aufgenommen werden. Diese "Fremd"-Frequenz bewirkt eine
Anzahl von Kopien der Bilddarstellungen, die als "Schatten"
bezeichnet werden, und die längs der Codierachse auftreten,
die Bilddarstellung verwischen und Artefakte erzeugen. Da
diese quasizyklischen Änderungen sich aus nichtlinearen
Bewegungen längs aller drei Achsen ergeben, ist bisher keine
Software für die Nacherfassungs-Datenverarbeitungsmethode
verfügbar, die die resultierenden Artefakte effektiv korri
giert.
Zum Stande der Technik gibt es eine Reihe von Vorschlägen und
Methoden, mit denen versucht worden ist, die Artefakte zu
minimieren, die dadurch entstehen, daß der Patient während
des NMR-Bilddarstellungs-Abtastvorganges atmet. Beispiels
weise sind Nacherfassungs-Datenverarbeitungsverfahren
angewendet worden, um die Artefakte zu reduzieren. Derartige
Versuche haben jedoch zusätzlich zu dem vorerwähnten Nachteil
der dreidimensionalen Bewegung den Nachteil, daß entscheidend
mehr Zeit für den Patienten notwendig ist. Diese Zeit ist für
die Nacherfassungs-Verarbeitung der Daten notwendig. Da der
Durchsatz ein entscheidender Wert für jedes NMR-System ist,
suchen die Wissenschaftler ständig nach Mitteln und Wegen, um
entweder derartige zeitintensive bekannte Verfahren zu
beschleunigen oder rascher arbeitende Alternativen zu finden.
Beispielsweise wird auf die Veröffentlichung "Respiratorily
Ordered Phase Encoding (ROPE): A Method for Reducing Motion
Artifacts in MR-Imaging" von D. R. Bailes et al, Seiten 835-838,
Journal of Computer Assisted Tomography, Band 9 (4),
June/August 1985, sowie auf die US-Patente 45 64 017 und
45 67 893 hingewiesen.
Bisher haben die Fachleute versucht, die Bewegungsartefakte,
die durch die Atmungsvorgänge verursacht worden sind, durch
verschiedene Atmungsausblendvorgänge zu minimieren. Ein
entscheidender Nachteil bei der Anwendung von Ausblendvorgän
gen besteht u. a. darin, daß die Atmungsausblendung zusätzli
che komplizierte und teuere Geräte erforderlich macht, um
Ausblendsignale zu erzeugen, und daß ein solcher Vorgang auch
wesentlich längere Zeitperioden für die Datenerfassungen
erforderlich macht, was einen geringeren Durchsatz bedeutet.
Das Ausblenden besteht darin, daß mit der Impulsfolge
gewartet wird, bis die ausgewählte Brustposition auftritt.
Dies bedeutet, daß keine exakte Wiederholzeit TR gegeben ist,
sondern die Wiederholzeit durch das Atmen gesteuert wird. Das
Ausblenden beschränkt somit den Benutzer, da die Wiederhol
zeit ein wichtiger Faktor ist, der die Bildqualität beein
flußt. Die Steuerung wird üblicherweise dem Benutzer als ein
Mittel zur Auswahl der Kontrastart überlassen. Beim Ausblen
den beträgt die Wiederholzeit einige Sekunden anstatt der
üblichen Wiederholzeit von weniger als einer Sekunde, wodurch
die ausgeblendete Untersuchung wesentlich länger dauert als
eine nicht ausgeblendete.
In jüngerer Zeit sind Verfahren durchgeführt worden, die es
dem Benutzer ermöglichen, die Wiederholzeit zu fixieren, die
aber die Amplitude des Codierimpulses mit der Position der
Brust koppeln, anstatt daß die Amplitude bei jeder Impuls
wiederholung linear vergrößert wird, wie dies üblich ist.
Eine gängige Methode macht die Codieramplitude zu einer
monotonen Funktion der Position der Brust. Dadurch wurden
nach der Neuordnung der Impulse entsprechend der Codier-
Impuls-Amplitude die meisten der Effekte der Atmungsfrequenz
eliminiert.
Ein weiterer Vorschlag besteht darin, die Wiederholparität
(gleichgültig, ob eine ungeradzahlige oder geradzahlige) zum
Auswählen der Codieramplitude zu verwenden. Das Paritäts
schema erzeugt Schatten (Artefakte), die um eine halbe
Bilddarstellung versetzt auftreten.
Führt man die Codier-Impuls-Amplitude als einfache (z. B.
lineare) Funktion der Position der Brust aus, ergeben sich
neue Probleme. Einige Positionen sind wahrscheinlicher als
andere und wiederholen sich vielleicht, bevor die weniger
wahrscheinlichen Positionen das erste Mal auftreten. Dadurch
wird Zeit vergeudet, gleichgültig, was mit den redundanten
Daten passiert, die aufgrund der Wiederholungen erhalten
werden. Diese redundanten Daten können gelöscht werden, sie
können mit den vorausgehenden Daten der gleichen Amplitude
gemittelt werden, usw.
Da die Wiederholdauer und die Atmungsfrequenz nicht synchro
nisiert sind, treten manche Atemzykluspositionen ein zweites
oder ein drittes Mal auf (im Anschluß als "Doppelsampling"
bezeichnet), bevor andere einmal aufgetreten sind. Dies ist
der Fall, weil die Atemzyklusposition relativ zum Auftreten
der Codierimpulse willkürlich ist, und ferner auch, weil
während des Atemzyklus Abschnitte mit verhältnismäßig langsa
mer Bewegung und andere mit verhältnismäßig schneller
Bewegung vorhanden sind. Die Positionsachsenwerte, die
während der Teile des Zyklus abgefühlt werden, wenn die
Bewegung langsam verläuft, werden mit höherer Wahrscheinlich
keit in einer willkürlichen Sampling-(Stichproben-)Anordnung
zur Anzeige gebracht als die Positionsachsenwerte, bei denen
die Bewegung schnell verläuft, teilweise deshalb, weil der
langsamere Bewegungsteil des Atemzyklus sich über eine
längere Zeitdauer erstreckt.
Verwendet man das Integral der zeitlichen Wahrscheinlich
keitsfunktion der Brustposition als die Abbildungsfunktion
von der Positions- zur Codier-Impuls-Amplitude, wird eine
flache, nahezu konstante Wahrscheinlichkeitsfunktion für die
Codieramplituden erzeugt (dieses Verfahren ist als "Histo
gramm-Ausgleich" - "histogram equalization" - bekannt). Wenn
die Brustposition eine Funktion des Atmungsvorganges und von
der Wiederholdauer unabhängig ist, ist die Position willkür
lich relativ zu der Impulsfolgezahl. Die statistische Art der
Stichprobe bewirkt deshalb, daß sich immer noch einige
Positionen wiederholen, bevor andere einmal auftreten. Somit
ist auch diese Lösung nicht ausreichend wirksam.
Bei einer bekannten Methode, die verwendet wird, um den
Vorgang der Aktivierung aller erforderlichen Codierimpulse zu
beschleunigen, werden die Codier-Impuls-Amplituden pro
Impulswiederholung dadurch ausgewählt, daß "Fächer" (bins)
anstelle der Änderung der Amplitude eines jeden sich ergeben
den Codierimpulses als eine direkte Funktion der Brust- oder
Atemzyklusposition verwendet werden. Jedes Fach wird durch
einen Bereich von Atemzykluspositionen definiert. Ein Bereich
von Codier-Impuls-Amplituden ist jedem Fach zugeordnet. Jede
empfangene Atemzyklusposition bestimmt dann ein Fach, und die
nächste Codier-Impuls-Amplitude wird aus dem bestimmten Fach
ausgewählt.
Es gibt bestimmte Verfahren zur Auswahl der Codier-Impuls-
Amplitude, sobald das Fach ausgewählt ist. Beispielsweise
kann die zentrale Amplitude, die dem Fach zugeordnet worden
ist, die erste Amplitude sein, die ausgewählt wird, wenn die
Atemzyklusposition zuerst ein bestimmtes Fach anzeigt. Bei
der zweiten Anzeige des jeweiligen Faches wird die erste
Amplitude, die größer ist als die zentrale Amplitude,
ausgewählt. Die dritte Anzeige des jeweiligen Faches wählt
die Codier-Impuls-Amplitude aus, die unmittelbar kleiner als
die zentrale Amplitude ist. Dieser Vorgang wird solange
fortgesetzt, bis alle Codier-Impuls-Amplituden, die dem
jeweiligen Fach zugeordnet sind, verwendet sind.
Die einfachen Fächermethoden (bin methods) können auch die
Datenerfassungsdauer vergrößern. Es wird z. B. die Fächer
methode geprüft, bei der jedes Fach nur eine Codieramplitude
besitzt. Wenn eine Atemzyklusposition geprüft wird, die
bereits verwendet worden ist, ist die unmittelbare Reaktion
die, daß sie übersprungen wird. Einige Folgen von Daten
können vielleicht ohne entscheidenden Verlust übersprungen
werden. Wenn jedoch immer mehr Codieramplituden benutzt
werden, wird es zunehmend wahrscheinlicher, daß die nächste
geprüfte Position des Atemzyklus eine Doppelsampling sein
wird. Die Wahrscheinlichkeit des Sampling einer vorher nicht
geprüften Atemposition nimmt mit der Zeitdauer ab, einer
seits, weil weniger ungeprüfte Positionen zurückbleiben, und
andererseits, weil die wahrscheinlicheren Positionen übli
cherweise früher geprüft worden sind. Die letzten wenigen
Codieramplituden können deshalb eine große Anzahl von
unterdrückten Samplings erforderlich machen und es kann eine
sehr lange Grenzzeitdauer zur ihrer Durchführung erforder
lich werden. Größere Behälter mildern dieses Problem, können
es jedoch nicht eliminieren.
Die Verwendung unterschiedlicher, komplizierterer Fächerver
fahren kann die Erfassungsdauer verringern, löst jedoch nur
teilweise das Problem der Artefakte. Insbesondere ist das
Sampling der Atemzyklusposition relativ zur Impulsdauer
willkürlich. Deshalb wird einer der Behälter zuerst aufge
braucht. Der übliche Fall ist der, daß dieser Behälter eine
höhere Wahrscheinlichkeit der Benutzung hat und deshalb
wieder benötigt wird. Somit wird eine Atemzyklusposition, die
mit diesem Fach verbunden ist, erneut geprüft, bevor die
Abtastperiode vorbei ist, und zwar mit dem sich ergebenden
Zeitverbrauch.
Ein weiterer Nachteil der Fächertechnik besteht darin, daß
eine stufenförmige Korrektur auftritt, die eine Serie von
Stufenblocks aufbaut. Diese Blocks enthalten "verborgene"
zyklische Komponenten, die zu Restschatten führen. Ein
weiteres relevantes Problem ist die Tatsache, daß die gleiche
Atemzyklusposition zweimal (Einatmen und Ausatmen) während
jedes Atemzyklus festgestellt wird, mit Ausnahme von extremen
Bedingungen. Wenn mehr als eine Scheibe erforderlich ist,
werden die anderen Scheiben in zwei Phasen geteilt, die sich
durch die Scheibenzeitdifferenz (STD)×(n-1) unterscheiden,
wobei n die Anzahl der Scheiben ist. Die zweite Scheibe wird
in der Phase durch eine einzelne Scheibenzeitdifferenz STD
gespalten. Die achte Scheibe wird durch sieben STDen gespal
ten. Da die STD in der Größenordnung von 100 Millisekunden
beträgt, ergibt diese Phasenspaltung eine ins Gewicht
fallende Fremdfrequenz, deren Amplitude sich der der Atmungs
bewegung sogar für die dritte Scheibe nähert. Diese Fremd
frequenz verursacht natürlich ein Verwischen.
Ein anderes Problem der Lösung nach der Fächermethode besteht
darin, daß sie einen konstanten, unveränderten Atemzyklus
annimmt. In der Praxis tendieren Atemzyklen dazu, daß sie
sich in bezug auf Amplitude, Zeitdauer und Form ändern.
Beispielsweise kann sich die Amplitude verringern, wodurch
das Sampling bestimmter Positionen eliminiert und die
Möglichkeit erhöht wird, daß entsprechende Fächer entweder
gar nicht oder nur teilweise benutzt werden. Versuchte
Lösungen dieser Probleme, die durch sich ändernde Atemzyklen
auftreten, schließen die Begrenzung der Transformationsfunk
tion auf einen Bereich, der kleiner ist als der, der durch
die Atemamplitude angezeigt wird, und/oder die Verwendung von
Fächern gleicher Wahrscheinlichkeit anstelle von Fächern
gleicher Intervalle mit ein.
Begrenzt man die Transformationsfunktion auf einen Bereich,
der kleiner ist als der Atemzyklus, wird ein Teil des
Atemzyklus nicht benutzt. Verwendet man Fächer gleicher
Wahrscheinlichkeit, ist dies ebenfalls nachteilig, weil die
Wahrscheinlichkeiten der Atemzyklusposition sich ebenfalls
mit Änderungen im Atemzyklus ändern, und die Fächergrenzen
sind dann nicht mehr optimal.
Die derzeit zur Verfügung stehenden "Fächer"-Methoden zum
Synchronisieren der Atemposition und zum Codieren der
Impulsamplitude erhöhen auch das Geräusch unabhängig von der
Methode, die zur Auswahl von Impulsamplituden innerhalb der
Fächer verwendet wird. Die Willkür der Atemposition relativ
zur Zeit führt Geräusch in die Atempositionsachse und in die
Codieramplitudenachse der Transformationsfunktion ein. Wo die
Prüflinge oder die Codier-Amplituden, die durch die Samplings
erzielt werden, mit gleichförmiger Wahrscheinlichkeit über
das entsprechende Intervall ausgebreitet werden, wird das
RMS-Geräusch plus oder minus der Quadratwurzel von ¹/₁₂ des
Fachintervalls oder der Größe der Amplitudenbereiche, die dem
Fach zugeordnet sind. Das Geräusch reduziert das Signal-
Geräusch-Verhältnis, verschmiert das Bild und hat verborgene
Frequenzen, die als Schatten erscheinen.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Einrich
tung zu schaffen, um die Atemartefakte, die während der
NMR-Bilddarstellung von Patienten auftreten, zu beheben oder
zu reduzieren.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung mit einem Verfahren
zur Verringerung von Bewegungsartefakten in NMR-Bilddarstel
lungen gelöst, bei dem angezeigte Atemzyklusparameter
verwendet werden, um die nächste Codier-Zyklus-Amplitude zu
bestimmen, die bei den Bilddatenerfassungs-Abtastungen
verwendet wird, indem
- a) die Amplituden- und Zeitparameter des Atemzyklus eines abzutastenden Körpers bestimmt werden,
- b) die Atemzyklusamplitude in N Exklusivintervalle unterteilt wird,
- c) eine aus einer Vielzahl von unterschiedlichen Codier- Zyklus-Amplituden ausgewählt wird,
- d) Codierimpulse benutzt werden, deren Amplituden, die durch die erste Nachschlagetabelle ausgewählt werden, auf geprüfte Atemzyklusamplituden ansprechen,
- e) die Nachschlagetabelle geändert wird, nachdem eine Anzahl N von Codierimpulsen erzeugt worden sind, wobei
- f) eine neue Anzahl (N-M) von Intervallen und nur die nicht benutzten N-M Codier-Zyklus-Amplituden in der geänderten Nachschlagetabelle verwendet werden, um weitere Codier- Zyklus-Amplituden zu erzielen, und
- g) Schritt e) wiederholt wird, bis Daten für jede Wellenzahl vorliegen, wodurch ein Bild mit minimierten Bewegungsarte fakten rekonstruiert werden kann.
Des weiteren wird mit vorliegender Erfindung vorgeschlagen,
daß die Atemzyklusparameter kontinuierlich bestimmt werden
oder erneut geprüft werden, und daß zur Zeit der Änderung der
Nachschlagetabelle neue, auf den neuesten Stand gebrachte
Daten, die aufgrund des erneuten Prüfens des Atemzyklus
erhalten werden, für die neue Nachschlagetabelle benutzt
werden.
Bei der Durchführung des Schrittes e) wird eine variable Zahl
M verwendet, wenn der Schritt nach Merkmal g) wiederholt
wird.
Ein weiteres Merkmal der Erfindung ist die Verwendung der
Richtung der Brustbewegung als zusätzlicher Parameter (z. B.
als Markierung, die der Position zugeordnet ist), um die
Nachschlagetabelle zu erstellen.
Des weiteren wird mit der Erfindung vorgeschlagen, die
Nachschlagetabelle durch einen Schaltkreis zu ersetzen, der
die Codieramplitude für jedes Sampling der Brustposition
berechnet.
Auch wird vorgeschlagen, die Nachschlagetabelle durch ein
Computer-Maschinenprogramm (oder ein Teilprogramm) zu
ersetzen, das die Codieramplitude auf einem Einzweck- oder
einem Mehrzweck-Prozessor berechnet.
Ferner wird mit der Erfindung die Verwendung einer entspre
chenden Beziehung zwischen Codieramplitude und Brustposition
auf der Basis einer angenäherten Wahrscheinlichkeit vorge
schlagen, die ihrerseits auf einer angenäherten Zyklusform
basiert.
Schließlich wird ein Merkmal der Erfindung darin gesehen,
daß die Größe der Änderung von der ursprünglichen Nachschla
getabelle oder Funktion begrenzt wird, und daß einige Fälle
von "Verschwendung" zugelassen werden.
Nachstehend wird die Erfindung in Verbindung mit der Zeich
nung anhand eines Ausführungsbeispieles erläutert. Es zeigt:
Fig. 1 im Blockschaltbild eine Ausführungsform einer
erfindungsgemäßen Einrichtung,
Fig. 2 Beispiele verschiedener Nachschlagetabellenfolgen,
wie sie für eine Ausführungsform der Erfindung
zweckmäßig sind,
Fig. 3 Nachschlagetabellen einer anderen Ausführungsform,
und
Fig. 4 Nachschlagetabellen einer weiteren Ausführungsform.
Eine Einrichtung 11 zur Erzeugung von NMR-Bilddarstellungs-
Daten (Fig. 1) weist eine Anordnung 12 zum Minimieren oder
Reduzieren von Bewegungsartefakten auf. Die Einrichtung 11
besitzt einen großen Magneten 13 zur Erzeugung eines hohen
statischen Magnetfeldes, in das ein Patient 14 gebracht wird.
Um die Bilddaten zu erhalten, wird ein großes statisches
Magnetfeld durch den Magnetgenerator 16 erzeugt, der mit Bo
bezeichnet ist. Das hohe statische Magnetfeld bewirkt, daß
bestimmte Kerne oder "Spine" sich mit dem Feld ausrichten.
Orthogonale Gradienten werden verwendet, um die Quelle von
freien Induktionsabfall-(FID-)Datensignalen, die vom Patien
ten empfangen werden, zu lokalisieren. Die Gradienten werden
durch den X-Gradientengenerator 17, den Z-Gradientengenerator
18 und den Y-Gradientengenerator 19 erzeugt. Das hohe
statische Magnetfeld verläuft in der Z-Richtung.
Wie bekannt, ist es zur Erzielung der FID-Signale erforder
lich, die Spine aus der normalen Position der Ausrichtung mit
dem hohen statischen Magnetfeld in der Z-Richtung in eine
Position zu "kippen", die mindestens eine Projektion in der
XY-Ebene hat. HF-Impulse mit einer gewünschten Frequenz (als
Larmor-Frequenz bekannt) werden zum Kippen der Spine verwen
det. Die HF-Impulse werden über die HF-Sonden oder -Spulen
(nicht dargestellt), die in der Einrichtung verwendet werden,
übertragen. Ein HF-Generator 21 erzeugt den HF-Impuls, der
durch einen Modulator 22 moduliert werden kann und der durch
den Schalter 23 auf den Übertrager 24 geschaltet wird, um
eine Verbindung mit einer (nicht dargestellten) HF-Übertra
gungsspule herzustellen.
Im Normalbetrieb wird der Z-Gradient als der Ebenen-Auswähl
gradient verwendet, d. h., daß der HF-Impuls während des
Aufgebens des Z-Gradienten eingegeben wird. Die Signale, die
empfangen werden, nachdem der HF-Impuls beendet worden ist,
werden entweder durch die gleichen Spulen, die zur Übertra
gung verwendet werden, oder durch getrennte Empfangsspulen
angezeigt. In jedem Fall ist die Spule mit einem Empfänger 26
verbunden. Das empfangene Signal wird über den Schalter 23 an
einen Demodulator 27 gelegt. Modulator und Demodulator
empfangen ihre Modulationsfrequenz von dem Modulationsfre
quenzgenerator 25. Das demodulierte, empfangene Signal wird
dann im Analog/Digital-Wandler 28 von analogen in digitale
Signale umgewandelt. Die digitalen Signale werden dann
beaufschlagt und von der Frequenzdomäne auf die Zeitdomäne
durch den Fourier-Operator 29 übertragen. Die Zeitdomäne-
Digitalsignale werden anschließend im Bildprozessor 31
verarbeitet und ergeben eine Bilddarstellung für die Sicht
anzeige-Einheit 32.
Der X-Gradient wird als ein Bildgradient verwendet, d. h. daß
er bei einer bevorzugten Ausführungsform während des Empfangs
der Signale aufgegeben wird, die in Abhängigkeit von einem
eine Abtastfolge ergebenden Echosignal erhalten werden.
Der Bildprozessor verarbeitet die empfangenen Signale so, daß
ein Bildelementwert für jedes Bildelement in der Bilddarstel
lung erzeugt wird. Zum Beispiel besteht in üblicher Weise die
Bilddarstellung aus 256×256 Bildelementen, die in X-Spalten
und Y-Reihen angeordnet sind. Die Bildelementwerte werden
nach einer Fourier-Transformation der empfangenen Daten
erhalten. Die Daten bestehen aus auf eine Wellenzahl bezoge
nen Amplituden, wobei die betreffenden X-Wellenzahlen als
eine Funktion der Zeit über den X-Gradienten und die Y-Wel
lenzahlen durch Integrieren der Y-Gradienten über die Zeit
erzeugt werden. Die Y-Gradienten sind proportional den
"Codierimpuls"-Amplituden.
Die Werte der benutzten Codier-Impuls-Amplitude werden so
ausgewählt, daß sie Bewegungsartefakte minimieren, die
beispielsweise durch den Atemvorgang des Patienten verursacht
werden. Die Bewegungsartefakte sind in der Y-Codierrichtung
besonders problematisch, weil eine größere Zeitperiode
zwischen der Änderung der vertikalen (Y) Wellenzahlen, d. h.
der Codieramplituden, im Vergleich zur Änderung der horizon
talen (X) Wellenzahlen besteht. Mit anderen Worten heißt
dies, daß die Y-(Codier)-Wellenzahlen weniger häufig geändert
werden als die X-(Betrachtungs)-Wellenzahlen, die üblicher
weise für jedes empfangene Echosignal geändert werden. Der
Y-Codiergradient und infolgedessen die Y-Wellenzahl ändern
sich einmal pro Wiederholung der Abtastung.
Die Messung der Verschiebung in Abhängigkeit von der Zeit und
verursacht durch das Atmen des Patienten erfolgt durch eine
einen Sensor 41 enthaltende Vorrichtung. Nach einer "Lern
periode" wird die Verschiebungscharakteristik in ein Posi
tions-Histogramm übertragen, das dann in Intervalle unter
teilt wird. Dem Intervall werden Phasencodier-Impuls-Amplitu
den zugeordnet, und zwar eine Codieramplitude für jedes
Intervall. Die Intervallgrößen können so ausgewählt werden,
daß auf der Basis der Lernperiode jede Codieramplitude die
gleiche Wahrscheinlichkeit hat, daß sie als eine beliebige
andere Amplitude verwendet wird.
Die Sensorvorrichtung 41, die Teil der Anordnung zur Verrin
gerung der Bewegungsartefakte ist, wird zur Bestimmung der
Position des Brustkastens des Patienten während des Atem
zyklus verwendet. Eine Einheit 42, die in der Anordnung 12
vorhanden ist, ordnet die Verschiebung in Abhängigkeit von
der Zeit zu.
Der Ausgang der Sensorvorrichtung 41 wird durch eine Ver
schiebungsschaltung 42 in eine Zahl umgewandelt, die angibt,
wo im Atemverschiebungszyklus die Teile des Patienten bei
einer bestimmten Meßzeit sind. Die Atembewegung der Teile des
Körpers des Patienten bewirkt die Artefakte.
Ein Schalter 112 bei einer Ausführungsform nach Fig. 1
schaltet zwischen dem "Lernbetrieb" 113, der vor der NMR-
Studie benutzt wird, und dem "Prüfbetrieb" 114, der während
der Untersuchung angewendet wird. Im Lernbetrieb werden die
Verschiebungsdaten mit gleichen Intervallen geprüft, die
Resultate werden gesammelt und es wird ein Positions-Histo
gramm in der Positions-Histogramm-Einheit 115 erzeugt. Das
Positions-Histogramm wird in den LUT-Generator 116 einge
führt, um eine entsprechende LUT auszubilden, die Positionen
des Brustkastens in Codier-Impuls-Amplituden umsetzt. Die LUT
wird in die laufende LUT-Einheit 120 eingeführt. Die erste
LUT versucht, einer linearen Abbildungsfunktion zu folgen
(d. h. einer Transformation von der Brustposition in Codier-
Impuls-Amplituden in der Weise, daß eine neu geordnete
Darstellung der Impulsamplituden durch Zunahme der Größe sich
als linear erweist und keine "verborgenen" Frequenzen
enthält). Andere erste LUTen können ebenfalls verwendet
werden, es wird jedoch eine LUT bevorzugt, die einer linearen
Abbildungsfunktion folgt.
Während der eigentlichen Untersuchung wird die Einrichtung in
den Prüfbetrieb 114 geschaltet, die geprüfte Atmungsposition
wird in den Intervallwähler 117 eingegeben, wo das Intervall
einschließlich der geprüften Position gefunden wird. Dieses
Intervall wird durch die laufende LUT-Einheit 120 in eine
Codier-Impuls-Amplitude transformiert. Dies geschieht über
den Codier-Impuls-Wähler 48, der bewirkt, daß ein Codier-
Impuls-Generator 47 einen Codierimpuls entsprechender Größe
für die nächste Folge erzeugt. Gleichzeitig wird der Codier
impuls in die benutzte Codier-Impuls-Bestandseinheit 51
eingeführt, die nach dem Aufnehmen einer vorgegebenen Anzahl
von Impulsen den LUT-Generator 116 rücksetzt, damit eine neue
LUT erzeugt wird. Die neue LUT berücksichtigt die neue Zahl
von verfügbaren Impulsen und ihre Größen. Die neue LUT wird
in die laufende LUT-Einheit 120 zur Bereitstellung für die
nächste geprüfte Atemposition eingeführt. Dies wird solange
fortgesetzt, bis keine unbenutzten Codier-Impuls-Amplituden
verblieben sind.
Unterschiedliche Ausführungsformen dieser Einrichtung haben
geringfügig unterschiedliche Eigenschaften. Bei einer Version
wird das Positions-Histogramm laufend unter Verwendung der
letzten geprüften N-Positionen fortgeschaltet. Das fortge
schaltete Histogramm wird in den LUT-Generator 120 so
eingeführt, daß sie jedesmal dann, wenn eine LUT erzeugt
wird, auf einem fortgeschalteten Histogramm aufbaut.
Bei einer anderen Version der Einrichtung wird der neue
LUT-Generator so instruiert, daß er eine Codier-Impuls-
Amplitude nicht mehr als um einen vorbestimmten Abstand p aus
der ursprünglichen Position bewegt, wie sie durch die erste
LUT einer Studie bestimmt ist. Diese Beschränkung kann
bewirken, daß einige Positionsintervalle in der LUT nicht
enthalten sind. Wenn eine weitere geprüfte Position in einem
dieser nicht eingeschlossenen Intervalle gefunden wird, ist
die Probe "verschwendet" (sie kann entweder ausgeschieden
werden oder kann die gleiche Codier-Impuls-Amplitude erzeugen
wie früher, oder eine beliebige andere Lösung, sie ist jedoch
"verschwendet", soweit es die Untersuchungsdauer betrifft).
Somit kann die Länge der Untersuchung relativ zu der minimal
möglichen geringfügig vergrößert werden, der Bildfehler, der
jedoch vorher aufgrund einer linearen Abbildungsfunktion
auftritt, wird reduziert.
Eine andere Version der Einrichtung ersetzt die LUT durch
eine Schaltung, die die Codier-Impuls-Amplitude für jede
geprüfte Position berechnet.
Eine weitere Version der Einrichtung ersetzt die LUT durch
ein Programm, das in einem digitalen Prozessor enthalten ist,
der die Codieramplitude für die geprüfte Position berechnet.
Nach einer weiteren Version werden die Eingänge in alle zu
verwendenden LUTen gespeichert, d. h. die Positionsintervalle
für jede LUT, die während der Untersuchung verwendet wird.
Dann erfolgt die Erstellung einer neuen LUT dadurch, daß
Codier-Impuls-Amplituden den Positionsintervallen zugeordnet
werden.
Eine weitere Version nutzt die Tatsache aus, daß der mittlere
Fehler (und die Untersuchungslänge) bei dem vorliegenden
Verfahren verhältnismäßig unempfindlich gegenüber der
Genauigkeit des Histogramms ist (verglichen mit Fächer-Metho
den, die sehr empfindlich dafür sind) und nimmt eine gegebe
nes Histogramm (oder eine gegebene Atemzyklusform) an, ohne
daß sie eigentlich in der Positions-Histogrammeinheit 115
gemessen wird.
Ein Merkmal dieser Version besteht darin, daß die Atemzyklus
form oder das verwendete Histogramm eine analytische Form
haben kann, die die Erstellung von neuen LUTen durch den
LUT-Generator 116 ermöglicht, indem nur einige Parameter
geändert werden, von denen einer die Anzahl von verbleibenden
Impulsen ist.
Bei einem speziellen Ausführungsbeispiel wird die Bewegung
als sinusförmig angenommen:
P = A (1 - cos [w (t - t₀)]) (1)
wobei
P = die Brustposition und reicht von 0,2 bis 2A,
A = die Amplitude,
w = die Winkelgeschwindigkeit,
t = die verstrichene Zeitdauer,
t₀ = eine Zeitdauer, zu der die Brustposition exakt auf einem Minimum liegt (P = 0).
A = die Amplitude,
w = die Winkelgeschwindigkeit,
t = die verstrichene Zeitdauer,
t₀ = eine Zeitdauer, zu der die Brustposition exakt auf einem Minimum liegt (P = 0).
Gleiche Wahrscheinlichkeitsintervalle sind dann gegeben durch
δ t (j) δ t T/N (2)
wobei
T = die Atmungsperiode T = 2π/w, und
N = die Anzahl von Intervallen oder in diesem Fall die Anzahl von nichtbenutzten Codier-Impuls-Amplituden,
t (j) = das j.te Intervall, das gleich einem Intervall δ t ist.
N = die Anzahl von Intervallen oder in diesem Fall die Anzahl von nichtbenutzten Codier-Impuls-Amplituden,
t (j) = das j.te Intervall, das gleich einem Intervall δ t ist.
Somit ist das Intervall, in welchem eine geprüfte Position
angeordnet ist, gegeben durch
j = 1 + [N arc cos (1 - P/A)/ π] (3)
wobei
P = die geprüfte Position,
[] = die eckigen Klammern bezeichnen den ganzzahligen Teil des eingeschlossenen Wertes der Ausdrücke,
arc cos = der inverse Wert der Cosinus-Funktion, der von 0 bis π reicht,
j = die Ordnungszahl des Intervalls oder die Ordnungs zahl des zu verwendenden Codierimpulses.
[] = die eckigen Klammern bezeichnen den ganzzahligen Teil des eingeschlossenen Wertes der Ausdrücke,
arc cos = der inverse Wert der Cosinus-Funktion, der von 0 bis π reicht,
j = die Ordnungszahl des Intervalls oder die Ordnungs zahl des zu verwendenden Codierimpulses.
Das Fortschreiben der LUT (oder Funktion) ist für diese
Annahme äußerst einfach, es wird lediglich N (und A, wenn das
Histogramm kontinuierlich fortgeschrieben werden soll)
geändert. Dies ist für die Echtzeit-Fortschreibung nach jedem
Impuls einfach genug.
Ein wichtiges Merkmal der Einrichtung nach der Erfindung ist,
daß der LUT-Auswähler eine andere LUT auswählt, die größere
Verschiebungsintervalle gespeichert mit vorher nicht benutz
ten Amplituden ergibt. Die Verwendung größerer Intervalle ist
beispielsweise in Fig. 2 gezeigt, die eine erste LUT mit Fig. 2a
zeigt, die durch die graphische Darstellung angegeben ist,
welche Intervalle längs der Abszisse und Codier-Impuls-Stär
ken oder Amplituden längs der Koordinate hat. Bei der
graphischen Darstellung der ersten Nachschlagetabelle 2a ist
die gesamte Atmungsverschiebung in 256 Intervalle unterteilt.
Jedes der 256 Intervalle ist einer Codier-Impuls-Amplitude
zugeordnet. Wenn ein Verschiebungsintervall in Abhängigkeit
von der gemessenen Verschiebung ausgewählt wird, wird von der
LUT ebenfalls ein bestimmter Codierimpuls ausgewählt.
Es sei angenommen, daß die Hälfte der Intervalle ausgewählt
und benutzt worden ist; dann wird eine neue LUT mit nur 128
Intervallen ausgewählt, wie in Fig. 2b gezeigt. Hier sind
wiederum die Atmungsintervalle auf der Abszisse und die
Codier-Impuls-Amplituden auf der Ordinate gezeigt. Die
Codier-Impuls-Amplituden sind unter Verwendung der LUT
ausgewählt, bis beispielsweise die Hälfte der 128 Intervalle
verwendet wird; dann wird eine weitere LUT ausgewählt, die 64
Intervalle besitzt, usw. Dieser Vorgang wird solange fortge
setzt, bis in der vorletzten LUT nur zwei Intervalle vorhan
den sind, wie in Fig. 2c gezeigt. Dann wird unabhängig davon,
welche Verschiebung angezeigt wird, eines der beiden Inter
valle ausgewählt, das seinerseits eine Codier-Impuls-Ampli
tude auswählt. Das nächste Intervall ist die vollständige
Atmungsverschiebung und die verbleibende Codier-Impuls-Ampli
tude, die bisher nicht verwendet worden ist, wird unabhängig
von der Atmungsverschiebung ausgewählt.
Fig. 3 zeigt eine andere Methode, durch die die Intervalle
als eine inverse Funktion der Wahrscheinlichkeit des Auftre
tens variiert werden. Die maximalen und minimalen Verschie
bungen, die am Ende des Einatmens und am Ende des Ausatmens
auftreten, werden den kürzesten Verschiebungsintervallen
zugeordnet, da bei den maximalen und minimalen Verschiebungen
die Bewegungen am langsamsten sind. Die langsame Bewegung
ergibt, daß die Brust in diesen Positionen über längere
Zeiträume verbleibt, wodurch die Wahrscheinlichkeiten des
Prüfens bzw. Sampelns einer extremen Verschiebung größer als
der Mittelwert sind. Dies kommt zum Ausdruck in der steileren
Neigung der integrierten Wahrscheinlichkeitsfunktion in der
Nähe der Extrempunkte, wie in Fig. 3 dargestellt. Verwendet
man diese integrierte Funktion als die Abbildungsfunktion,
ergibt dies, daß ungleiche Verschiebungsintervalle benötigt
werden, um gleiche Codiergradienten-Amplituden-Impulsinter
valle zu erzeugen. Um die gleichen Codierintervalle 1 und 3
zu erzielen, wird ein kurzes Verschiebungsintervall 2 in der
Nähe der minimalen Verschiebung und ein längeres Verschie
bungsintervall 4 im mittleren Abschnitt, in welchem die
Bewegung schneller ist, benötigt. Diese bekannte Methode des
Histogrammausgleiches ergibt gleiche Wahrscheinlichkeiten für
die unterschiedlichen Intervalle, und trägt dazu bei, alle
Codier-Impuls-Amplituden in einer verhältnismäßig kurzen
Zeitperiode auszuwählen.
Die graphische Darstellung nach Fig. 4 zeigt einen speziellen
Fall, bei dem die Richtung der Verschiebungsbewegung eben
falls gemessen wird. Jeder Richtung ist ein Vorzeichen
zugeordnet, z. B. plus für das Einatmen und minus für das
Ausatmen. Dieses Vorzeichen wird auf die Verschiebung
markiert, so daß der Bereich der Verschiebung von einem
minimalen Maximum zu einem positiven Maximum geht. Diese
Methode ermöglicht es, verschiedene Scheiben in einer
Abtastung abzubilden, da nunmehr die Zwischenscheibenverzö
gerung nur eine Phasenverzögerung ohne Phasenteilung ergibt.
Da die Bewegungsrichtung in Betracht gezogen wird, bewirkt
die Verzögerung stets eine ähnliche Änderung der Verschiebung
zwischen den Bilddarstellungen der beiden Scheiben an
ähnlichen Positionen im Atmungszyklus. Diese Methode ermög
licht die Abbildung verschiedener Scheiben in einer Abtast
ung, da nunmehr die Zwischenscheibenverzögerung eine Phasen
verzögerung ohne Phasenteilung bewirkt.
Die Form der Kurve nach Fig. 4 kann während der "Lernperiode"
dadurch abgeleitet werden, daß
- 1. die Einrichtung differenziert zwischen "positiven" und "negativen" Verschiebungen, und eine getrennte Kurve für jede solche Verschiebung bildet, oder
- 2. Die Verschiebung gemessen und um einen Null-Verschie bungspunkt reflektiert wird.
Somit werden die Intervalle entweder durch Änderung der LUTen
auf einer periodischen Basis oder durch Änderung der Größe
von Intervallen zur Erhöhung der Wahrscheinlichkeit, daß
jeder Codierimpuls einmal ausgewählt wird, bevor andere
Codierimpulse mehrmals ausgewählt werden, geteilt. Diese
Methode ermöglicht es, daß mehrere Scheiben in einer Abtast
ung abgebildet werden, da nunmehr die Zwischenscheibenverzö
gerung eine Phasenverzögerung ohne Phasenteilung bewirkt.
Im Betrieb werden die Bewegungsartefakte dadurch minimiert,
daß gewährleistet wird, daß die Codier-Impuls-Amplituden
durch die Position des Atemzyklus zu dem Zeitpunkt ausgewählt
werden, zu dem der Codierimpuls benutzt wird. Dies ermöglicht
die Minimierung von Fehlern und Bewegungsartefakten ohne
Erhöhung der Datenerfassungsdauer.
Claims (29)
1. Verfahren zum Reduzieren von durch den Atmungsvorgang
verursachten Bewegungsartefakten in Kernmagnetresonanz
(NMR-)Bilddarstellungen, dadurch gekennzeichnet, daß
- a) der Atemzyklus des abzutastenden Körpers bestimmt wird,
- b) der Atemzyklus in eine Anzahl von Intervallen unterteilt wird,
- c) Codier-Impuls-Charakteristiken jedem der Intervalle zugeordnet werden,
- d) die zu verwendende Codier-Impuls-Charakteristik entsprechend dem durch die Atemzyklusposition des Körpers zum Zeitpunkt der Verwendung des Codierimpul ses angezeigte Intervall ausgewählt wird, und
- e) die Anzahl von Intervallen geändert wird und nicht benutzte Codier-Impuls-Charakteristiken der geänderten Zahl von Intervallen zugeordnet wird, um die Wahr scheinlichkeit zu erhöhen, daß eine unbenutzte Codier-Impuls-Charakteristik für jedes ausgewählte Intervall vorliegt.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Änderung der Anzahl von Intervallen und die Zuordnung
unbenutzter Codier-Impuls-Charakteristiken zu den
geänderten Intervallen mehrere Male wiederholt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Charakteristiken Amplituden sind.
4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
eine Nachschlagetabelle zur Auswahl der Codier-Impuls-
Amplitude entsprechend dem angezeigten Intervall verwen
det wird, und daß die Änderung der Anzahl von Intervallen
und die Zuordnung unbenutzter Codier-Impuls-Amplituden zu
der geänderten Anzahl von Intervallen die Änderung der
Nachschlagetabelle umfaßt.
5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Bestimmung des Atemzyklus des abzutastenden Körpers
während einer "Lernperiode" durchgeführt wird.
6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Bestimmung des Atemzyklus des abzutastenden Körpers
dadurch erzielt wird, daß ein Positions-Histogramm der
Atemzyklusposition des Körpers über eine Anzahl von
Atemzyklen konstruiert wird.
7. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
das Zuordnen von Codier-Impuls-Charakteristiken zu jedem
der Intervalle das Konstruieren einer ersten Nachschlage
tabelle umfaßt, indem Codier-Impuls-Amplituden jedem der
Intervalle zugeordnet werden.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die Nachschlagetabelle verwendet wird, um die Codier-
Impuls-Amplitude während einer Abtastperiode auszuwählen.
9. Verfahren zum Reduzieren von durch den Atmungsvorgang
verursachten Bewegungsartefakten nach Anspruch 1 oder 5,
dadurch gekennzeichnet, daß
das Auswählen der Codier-Impuls-Amplitude das Auswählen des Intervalles entsprechend der Atemzyklusposition umfaßt,
daß das ausgewählte Intervall in die erste Nachschlage tabelle eingeführt wird, die während des "Lernzyklus" erzeugt worden ist,
der Ausgang der Nachschlagetabelle zur Auswahl einer Codier-Impuls-Amplitude verwendet wird,
ein Codier-Impuls-Generator so beaufschlagt wird, daß ein Codier-Impuls-Gradient als Funktion der ausgewählten Codier-Impuls-Amplitude erzeugt wird,
die ausgewählte Codier-Impuls-Amplitude in einen benutz ten Codier-Impuls-Bestand eingeführt wird, und
ungenutzte Impulsamplituden in den Nachschlagetabellenge nerator eingeführt und benutzt werden, wenn eine neue Nachschlagetabelle verwendet wird, nachdem eine gegebene Anzahl von Codierimpulsen im Codier-Impuls-Bestand vorliegen.
das Auswählen der Codier-Impuls-Amplitude das Auswählen des Intervalles entsprechend der Atemzyklusposition umfaßt,
daß das ausgewählte Intervall in die erste Nachschlage tabelle eingeführt wird, die während des "Lernzyklus" erzeugt worden ist,
der Ausgang der Nachschlagetabelle zur Auswahl einer Codier-Impuls-Amplitude verwendet wird,
ein Codier-Impuls-Generator so beaufschlagt wird, daß ein Codier-Impuls-Gradient als Funktion der ausgewählten Codier-Impuls-Amplitude erzeugt wird,
die ausgewählte Codier-Impuls-Amplitude in einen benutz ten Codier-Impuls-Bestand eingeführt wird, und
ungenutzte Impulsamplituden in den Nachschlagetabellenge nerator eingeführt und benutzt werden, wenn eine neue Nachschlagetabelle verwendet wird, nachdem eine gegebene Anzahl von Codierimpulsen im Codier-Impuls-Bestand vorliegen.
10. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
das Auswählen der Codier-Zyklus-Charakteristiken mit
Hilfe einer elektronischen Schaltung durchgeführt wird,
deren Eingang die Atemzyklusposition enthält und deren
Ausgang die ausgewählte Codier-Impuls-Amplitude ist.
11. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
das Auswählen der Codier-Impuls-Charakteristiken die
Verwendung eines Software-Programmes umfaßt, das von
einem Digitalprozessor durchgeführt wird, und dessen
Eingang die Atemzyklusposition und dessen Ausgang die
ausgewählte Codier-Impuls-Amplitude enthält.
12. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß
das Zuordnen von Codier-Impuls-Charakteristiken die
Verwendung einer analytischen Bilddarstellfunktion zur
Übertragung von Atemzyklusintervallen in Codier-Impuls-
Amplituden umfaßt, wobei die analytische Funktion auf
einer Annäherung an den Atmungszyklus basiert.
13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß
die Annäherung an den Atemzyklus eine sinusförmige
Bewegung ist.
14. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Intervalle Intervalle der Verschiebung des Brustka
stens beim Atmen sind.
15. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Intervalle Intervalle einer mit Vorzeichen behafteten
Verschiebung des Brustkastens beim Atmen sind, wobei das
Vorzeichen entsprechend der Bewegungsrichtung gewählt
ist.
16. Einrichtung zum Reduzieren von durch den Atmungsvorgang
verursachten Bewegungsartefakten in NMR-Bilddarstellun
gen, gekennzeichnet durch
- a) eine Abfühlvorrichtung zur Bestimmung des Atemzyklus des abzutastenden Körpers,
- b) eine Vorrichtung zur Unterteilung des Atemzyklus in eine Anzahl von Intervallen,
- c) eine Vorrichtung zum Zuordnen der Codier-Impuls- Charakteristiken zu jedem der Intervalle,
- d) eine Vorrichtung zum Auswählen der Codier-Impuls- Charakteristik, die entsprechend dem Intervall verwendet wird, das durch die Atemzyklusposition des Körpers zum Zeitpunkt der Verwendung des Codierimpul ses angezeigt wird, und
- e) eine Vorrichtung zur Änderung der Anzahl von Interval len und zum Zuordnen nicht benutzter Codier-Zyklus- Charakteristiken zu der geänderten Anzahl von Inter vallen, um die Wahrscheinlichkeit zu erhöhen, daß eine unbenutzte Codier-Impuls-Charakteristik für jedes ausgewählte Intervall vorliegt.
17. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Vorrichtung zur Änderung der Anzahl von Intervallen
und zum Zuordnen unbenutzter Codier-Impuls-Charakteristi
ken zu den geänderten Intervallen mehrere Male benutzt
wird.
18. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Charakteristiken Amplituden sind.
19. Einrichtung anch Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß
eine Nachschlagetabelle vorgesehen ist, die die Codier-
Impuls-Amplitude entsprechend dem angezeigten Intervall
auswählt, und daß die Vorrichtung zur Änderung der Anzahl
von Intervallen und zum Zuordnen unbenutzter Codier-
Impuls-Amplituden zu der geänderten Anzahl von Interval
len eine Vorrichtung zur Änderung der Nachschlagetabelle
aufweist.
20. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Vorrichtung zur Bestimmung des Atemzyklus des
abzutastenden Körpers eine Positions-Histogrammvorrich
tung aufweist, die die Atemzyklusposition des Körpers
über eine Anzahl von Atemzyklen zeigt.
21. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Vorrichtung zum Zuordnen von Codier-Impuls-Amplituden
zu jedem der Intervalle eine erste Nachschlagetabelle
aufweist, die die Atemzyklusintervalle mit Codier-Impuls-
Amplituden verwendet, die jedem der Atemzyklusintervalle
zugeordnet sind.
22. Einrichtung nach Anspruch 21, gekennzeichnet durch eine
Vorrichtung zur Verwendung der ersten Nachschlagetabelle
zum Auswählen der Codier-Impuls-Amplitude während einer
Abtastperiode.
23. Einrichtung zum Reduzieren von durch Atmen entstandenen
Bewegungsartefakten nach Anspruch 16, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Vorrichtung zum Auswählen der Codier-
Impuls-Amplitude aufweist,
- a) eine Vorrichtung zum Einstellen des Intervalles entsprechend dem durch die Atemzyklusposition des Körpers angezeigten Intervall,
- b) eine Vorrichtung zum Eingeben des ausgewählten Intervalles in die erste Nachschlagetabelle, die während des "Lernzyklus" erzeugt worden ist,
- c) eine Vorrichtung, die den Ausgang der Nachschlageta belle verwendet, um eine Codier-Impuls-Amplitude auszuwählen,
- d) eine Vorrichtung zum Verbinden der ausgewählten Codier-Impuls-Amplitude in der Weise, daß ein Codier- Impuls-Generator erregt wird, der einen Codier-Impuls- Gradienten als Funktion der ausgewählten Codier- Impuls-Amplitude erzeugt,
- e) eine Vorrichtung, die die ausgewählte Codier-Impuls- Amplitude in einen benutzten Codier-Impuls-Bestand einführt, und
- f) eine Vorrichtung zum Eingeben von unbenutzten Codier- Impuls-Amplituden in eine Nachschlagetabelle zur Benutzung, wenn eine neue Nachschlagetabelle erzeugt wird, nachdem eine gegebene Anzahl von Codier-Impuls- Amplituden in dem Codier-Impuls-Bestand vorhanden sind.
24. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Vorrichtung zum Auswählen der Codier-Impuls-Charak
teristiken ein Software-Programm aufweist, das von einem
Digitalprozessor durchgeführt wird, und dessen Eingang
die Atemzyklusposition umfaßt und dessen Ausgang die
ausgewählte Codier-Impuls-Amplitude ist.
25. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Vorrichtung zum Auswählen der Codier-Impuls-Charak
teristiken die Atemzyklusposition aufweist und dessen
Ausgang die ausgewählte Codier-Impuls-Amplitude ist.
26. Einrichtung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß
die Vorrichtung zum Zuordnen von Codier-Impuls-Charakter
istiken eine analytische Bilddarstellfunktion verwendet,
die Atemzyklusintervalle in Codier-Impuls-Amplituden
umformt, wobei die analytische Funktion auf einer
Annäherung an dem Atemzyklus basiert.
27. Einrichtung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß
die Annäherung an den Atemzyklus eine sinusförmige
Bewegung ist.
28. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Intervalle Intervalle der während des Atmens auftre
tenden Verschiebung des Brustkorbes sind.
29. Einrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß
die Intervalle Intervalle einer während des Atmens
auftretenden, mit Vorzeichen behafteten Verschiebung des
Brustkorbes sind, wobei das Vorzeichen der Bewegungsrich
tung entsprechend gewählt ist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
IL82184A IL82184A (en) | 1987-04-10 | 1987-04-10 | Reducing respiratory motion artifacts in nuclear magnetic resonance images |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3811896A1 true DE3811896A1 (de) | 1989-02-09 |
Family
ID=11057716
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3811896A Withdrawn DE3811896A1 (de) | 1987-04-10 | 1988-04-09 | Verfahren und einrichtung zum reduzieren von durch den atmungsvorgang verursachten bewegungsartefakten in kernmagnetresonanzabbildungen |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4930508A (de) |
DE (1) | DE3811896A1 (de) |
IL (1) | IL82184A (de) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0413513A2 (de) * | 1989-08-14 | 1991-02-20 | General Electric Company | Verbindung der Werte von einem periodischen Signal mit Elementen von einer Gesamtheit |
Families Citing this family (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0377764B1 (de) * | 1989-01-12 | 1994-09-28 | Siemens Aktiengesellschaft | Medizinisches Gerät zur Diagnose und/oder Therapie |
US5154178A (en) * | 1990-10-09 | 1992-10-13 | Sri International | Method and apparatus for obtaining in-vivo nmr data from a moving subject |
US5251128A (en) * | 1990-11-19 | 1993-10-05 | General Electric Company | Motion artifact reduction in projection imaging |
US5242455A (en) * | 1991-05-03 | 1993-09-07 | University Of Pittsburgh | Imaging fixation and localization system |
US5427101A (en) * | 1994-08-04 | 1995-06-27 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Diminishing variance process for real-time reduction of motion artifacts in MRI |
US5577502A (en) * | 1995-04-03 | 1996-11-26 | General Electric Company | Imaging of interventional devices during medical procedures |
IL121484A0 (en) * | 1997-08-06 | 1998-02-08 | Elscint Ltd | Cardiac imaging |
GB9919821D0 (en) * | 1999-08-20 | 1999-10-27 | Imperial College | Phase ordering with automatic window selection (PAWS):A novel motion resistant technique for 3D coronary imaging |
KR100375922B1 (ko) * | 2000-01-25 | 2003-03-15 | 주식회사 메디슨 | Mra의 영상구현시 발생하는 아티펙트제거방법 |
JP3814157B2 (ja) * | 2001-04-17 | 2006-08-23 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Mri装置 |
DE102005012386B4 (de) * | 2005-03-17 | 2010-01-28 | Siemens Ag | Verfahren zur Vorhersage der Lage der diastolischen Ruhephase im Herzzyklus und Verwendung des Verfahrens zur Darstellung der Koronararterien |
GB2425604B (en) * | 2005-04-30 | 2007-04-04 | Royal Brompton & Harefield Nhs | Capture of MRI images |
JP4896763B2 (ja) * | 2007-02-19 | 2012-03-14 | 株式会社東芝 | 呼吸抑制部材および磁気共鳴映像装置 |
TWI391900B (zh) * | 2008-04-28 | 2013-04-01 | Novatek Microelectronics Corp | 用於低色偏液晶顯示器之資料驅動電路 |
US9271692B2 (en) | 2011-04-01 | 2016-03-01 | Varian Medical Systems, Inc. | System and method for triggering an imaging process based on non-periodicity in breathing |
US9392962B2 (en) * | 2011-04-01 | 2016-07-19 | Varian Medical Systems, Inc. | Prediction of breathing signal and determining non-periodicity of breathing using signal-phase histogram |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4564017A (en) * | 1984-11-21 | 1986-01-14 | General Electric Company | Method and apparatus for respiration monitoring with an NMR scanner |
US4567893A (en) * | 1984-11-21 | 1986-02-04 | General Electric Company | Method of eliminating breathing artifacts in NMR imaging |
Family Cites Families (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB8417290D0 (en) * | 1984-07-06 | 1984-08-08 | Picker Int Ltd | Nuclear magnetic resonance method |
US4614195A (en) * | 1984-12-18 | 1986-09-30 | General Electric Company | Method for reduction of motion artifacts in Fourier transform NMR imaging techniques |
US4663591A (en) * | 1985-08-16 | 1987-05-05 | General Electric Company | Method for reducing image artifacts due to periodic signal variations in NMR imaging |
-
1987
- 1987-04-10 IL IL82184A patent/IL82184A/xx unknown
-
1988
- 1988-04-05 US US07/177,699 patent/US4930508A/en not_active Expired - Fee Related
- 1988-04-09 DE DE3811896A patent/DE3811896A1/de not_active Withdrawn
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4564017A (en) * | 1984-11-21 | 1986-01-14 | General Electric Company | Method and apparatus for respiration monitoring with an NMR scanner |
US4567893A (en) * | 1984-11-21 | 1986-02-04 | General Electric Company | Method of eliminating breathing artifacts in NMR imaging |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
US-Z. Journal of Computer Assisted Tomography, Bd.9 Nr.4 (Juli/August 1985), S.835-838 * |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0413513A2 (de) * | 1989-08-14 | 1991-02-20 | General Electric Company | Verbindung der Werte von einem periodischen Signal mit Elementen von einer Gesamtheit |
EP0413513A3 (en) * | 1989-08-14 | 1991-07-10 | General Electric Company | Associating values of periodic signal with elements of a set |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
IL82184A (en) | 1990-07-26 |
US4930508A (en) | 1990-06-05 |
IL82184A0 (en) | 1987-10-30 |
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8130 | Withdrawal |