DE4319538A1 - Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Ab­ bildung eines Untersuchungsbereichs, bei dem wiederholt ein Satz von Roh­ daten gemessen wird, wobei aus jedem Satz ein Bild des Untersuchungs­ bereichs rekonstruierbar ist und wobei die Rohdaten eines Satzes mit unter­ schiedlichen Meßparametern aufgenommen werden und verschiedene Sätze mit den gleichen Meßparametern aufgenommene Rohdaten enthalten.

Ein derartiges Verfahren ist im Bereich der Röntgen-Computertomographie (CT) aus der DE-A 37 32 616 bekannt. Meßparameter sind in diesem Fall einerseits die Position des Röntgenstrahlers in bezug auf den Untersuchungs­ bereich und andererseits die Richtung des von dieser Position ausgehenden Strahlenpfades, längs dessen die Absorption der Röntgenstrahlung mittels eines in einer Detektoranordnung enthaltenen Detektorelementes gemessen wurde.

Bei dem bekannten Verfahren wird eine Vielzahl von Rohdaten-Sätzen ge­ messen, und aus jedem dieser Datensätze wird ein Computer-Tomogramm rekonstruiert. Wenn der Benutzer darin eine bestimmte Linie vorgibt, werden in sämtlichen Computer-Tomogrammen die auf dieser Linie befindlichen Pixel herausgegriffen, und es wird daraus ein zeitserielles Bild erzeugt.

Die Erfindung ist außer im CT-Bereich insbesondere im MR-Bereich anwend­ bar. Meßparameter bei den bekannten MR-Verfahren sind Größe und/oder Richtung der magnetischen Gradientenfelder, die von der Anregung der Kern­ magnetisierung in dem Untersuchungsbereich durch einen oder mehrere Hoch­ frequenzimpulse bis zur Erfassung des MR-Signals auf den Untersuchungs­ bereich einwirken bzw. eingewirkt haben.

Den MR- und den CT-Verfahren ist gemeinsam, daß sie nur ein begrenztes zeitliches Auflösungsvermögen haben. Das zeitliche Auflösungsvermögen ist dabei durch die Meßzeit bestimmt, innerhalb der der für ein MR- bzw. CT- Bild erforderliche Satz von Rohdaten erfaßt werden kann. Dynamische Vor­ gänge im Untersuchungsbereich, die sich in einem Zeitraum abspielen, der kleiner ist als die Meßzeit, können zwar auch noch ein MR- oder CT-Bild beeinflussen, doch ist es mit dem bekannten Verfahren nicht möglich, an­ zugeben, wann innerhalb der Meßzeit diese Vorgänge aufgetreten sind. - Eine ähnliche Begrenzung gilt bei Schichtaufnahmen eines bewegten Patienten für die räumliche Auflösung.

Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren mit verbes­ serter zeitlicher bzw. räumlicher Auflösung anzugeben sowie eine für die Durchführung dieses Verfahrens geeignete Anordnung.

Ausgehend von einem Verfahren der eingangs genannten Art wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß zur Erzeugung eines den Untersuchungsbereich in einem auswählbaren Zeitpunkt oder in einer auswählbaren Schicht dar­ stellenden Bildes aus wenigstens zwei Sätzen von Rohdaten ein Satz von Hilfsdaten gebildet wird, daß die Hilfsdaten durch Interpolation aus den mit jeweils gleichen Meßparametern, jedoch zu unterschiedlichen Meßzeitpunkten bzw. für unterschiedliche Meß-Schichten ermittelten Rohdaten abgeleitet werden, daß das Gewicht, mit dem die Rohdaten in die Interpolation einge­ hen, umso größer ist, je kleiner der Abstand zwischen dem zugehörigen Meß­ zeitpunkt und dem auswahlbaren Zeitpunkt bzw. zwischen der Meß-Schicht und der ausgewählten Schicht ist, und daß das Bild des Untersuchungsbereichs aus dem Satz von Hilfsdaten rekonstruiert wird.

Bei der Erfindung werden die Bilder des Untersuchungsbereichs, also nicht - wie sonst allgemein üblich - unmittelbar aus den Rohdaten rekonstruiert, sondern aus den Hilfsdaten, die aus den Rohdaten durch eine Interpolation abgeleitet werden. In diese Interpolation gehen die Meßzeitpunkte der Roh­ daten (bzw. die Lage der Meß-Schicht) sowie derjenige auswählbare Zeitpunkt (bzw. die Lage der ausgewählten Schicht) ein, für den bzw. die ein Bild des Untersuchungsbereichs rekonstruiert werden soll. Es läßt sich zeigen, daß das zeitliche Auflösungsvermögen dabei besser sein kann als der für die Erfassung eines Satzes von Rohdaten erforderlichen Meßzeit entspricht. Entsprechendes gilt auch für das räumliche Auflösungsvermögen in der Bewegungsrichtung eines bewegten Objektes.

Es sei an dieser Stelle darauf hingewiesen, daß aus der US-PS 4,710,717 ein MR-Verfahren zur Abbildung von periodisch pulsierenden Objekten, insbeson­ dere dem menschlichen Herzen bekannt ist, bei dem mehrere Sätze von Rohdaten gemessen werden, wobei den Rohdaten mittels eines EKG-Signals die zeitliche Lage in bezug auf den Herzzyklus zugeordnet wird, während­ dessen sie erfaßt werden. Die Sätze von Rohdaten werden allerdings nicht zeitlich nacheinander gemessen, sondern quasi gleichzeitig, indem bei jedem Herzzyklus mehrere MR-Sequenzen mit jeweils identischen magnetischen Gradientenfeldern auf den Untersuchungsbereich einwirken. Von Herzzyklus zu Herzzyklus werden die Phasenkodierungsgradienten geändert, so daß nach einer vom räumlichen Auflösungsvermögen abhängigen Zahl von Herzzyklen die Erfassung der Rohdatensätze komplettiert ist. Zur Rekonstruktion des Untersuchungsbereichs in einer bestimmten Phase des Herzzyklus werden die Rohdaten herangezogen, die in den einzelnen Herzzyklen während dieser Phase gemessen wurden. Wenn in einem Herzzyklus während der betreffenden Phase gerade keine Rohdaten angefallen sind, dann werden die gewünschten Rohdaten aus den Rohdaten derjenigen Sequenzen errechnet, die in dem betreffenden Herzzyklus vor und unmittelbar nach der gewünschten Phase gemessen wurden.

Das mit Hilfe dieser Daten rekonstruierte MR-Bild enthält somit Daten aus jedem Herzzyklus, so daß eine verbesserte zeitliche Auflösung nicht möglich ist. Daß einzelne Phasen der Herzaktion mit relativ geringer Bewegungs­ unschärfe abgebildet werden können, basiert darauf, daß sich die Kernmagne­ tisierungsverteilung im Untersuchungsbereich periodisch wiederholt. Ist dies nicht der Fall, wie beispielsweise bei einer Kontrastmitteluntersuchung (in der Phase, in der das Kontrastmittel in den Untersuchungsbereich hineinströmt), dann versagt das bekannte Verfahren. - Ähnliches gilt für das aus der EP-A 257 922 bekannte CT-Verfahren.

Die Vorteile der Erfindung kommen dadurch voll zum Tragen, daß mehrere Sätze von Hilfsdaten erzeugt werden, die den Untersuchungsbereich zu unter­ schiedlichen - vorzugsweise äquidistanten - Zeitpunkten bzw. in unterschied­ lichen Schichten darstellen, und daß die daraus rekonstruierten Bilder als Folge von Bildern wiedergegeben wird, insbesondere, wenn die Zahl dieser Bilder groß ist im Vergleich zur Zahl der Rohdatensätze.

Grundsätzlich kann die Erfindung mit jedem der bekannten MR-Verfahren ausgeführt werden, das eine genügend schnelle Akquisition eines Satzes von Rohdaten erlaubt. Eine bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung sieht jedoch vor, daß der Untersuchungsbereich durch ein MR-Verfahren abgebildet wird, bei dem ein homogenes stationäres Magnetfeld auf einen Untersuchungs­ bereich einwirkt, daß zur Erzeugung eines ersten Satzes von Rohdaten zunächst eine erste Sequenz mit wenigstens einem Hochfrequenzimpuls auf den Untersuchungsbereich einwirkt, daß das dabei erzeugte MR-Signal in Anwesenheit eines magnetischen Gradientenfeldes mit in einer ersten Richtung verlaufendem Gradienten ausgelesen wird, daß der ersten Sequenz weitere gleichartige Sequenzen folgen, wobei von Sequenz zu Sequenz die Richtung des Gradienten variiert wird, bis alle Richtungen durchlaufen sind, daß ein erster Satz von Rohdaten durch eindimensionale Fouriertransformation über die bei diesen Sequenzen gewonnenen MR-Signale erzeugt wird und daß zum Erhalt wenigstens eines weiteren Satzes von Rohdaten die Sequenzenfolge wenigstens einmal wiederholt wird.

Das dieser Ausgestaltung zugrundeliegende, unter der Bezeichnung "Projektions-Rekonstruktionsmethode" bekannte MR-Verfahren hat die Eigen­ schaft, daß jede Sequenz Informationen über alle Raumfrequenzkomponenten des Untersuchungsbereichs liefert - im Gegensatz beispielsweise zum 2-DF- Verfahren, bei dem nur die Sequenz Informationen über die tiefen Raum­ frequenzkomponenten liefert, bei der der Phasenkodierungsgradient den Wert Null hat.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, daß ein zu unter­ suchendes Objekt während der Untersuchung relativ zum Untersuchungsbe­ reich bewegt wird und daß während der Bewegung fortlaufend Sätze von Rohdaten gemessen werden, aus denen mindestens ein Satz von Hilfsdaten gebildet wird, aus denen jeweils ein MR-Bild rekonstruiert wird. Hierdurch ist es möglich, schon während des Einfahrens des (Patienten-) Körpers in den Untersuchungsbereich eine Folge von Querschnittsbildern des Körpers zu erzeugen, wobei das räumliche Auflösungsvermögen in der Bewegungsrichtung verbessert ist.

Eine MR-Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist vorgesehen mit

• - einem Magneten zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnet­ feldes,
• - einer Gradientenspulenanordnung zur Erzeugung eines magnetischen Gradientenfeldes, dessen Gradient nach Größe und/oder Richtung veränderbar ist,
• - wenigstens einer Hochfrequenzspulenanordnung zur Erzeugung von Hochfrequenzimpulsen bzw. zum Empfangen von MR-Signalen,
• - Mitteln zum Erzeugen von Rohdaten aus den MR-Signalen,
• - einer Steuereinheit zum Steuern der vorgenannten Mittel und Spulen­ anordnungen, derart, daß mehrere Sätze von Rohdaten gebildet werden,
• - einer Interpolationseinheit zur Erzeugung von wenigstens einem Satz von Hilfsdaten aus jeweils zwei oder mehreren Sätzen von Rohdaten und
• - einer Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren eines MR-Bildes des Untersuchungsbereichs aus einem Satz von Hilfsdaten.

Ein Röntgencomputertomograph zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens müßte ebenfalls eine Interpolationseinheit zur Erzeugung von Hilfsdaten aufweisen, und in der Lage sein, aus den Hilfsdaten ein Computer­ tomogramm zu rekonstruieren; im übrigen könnte ein solcher Computer­ tomograph den üblichen Aufbau haben.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Gerät zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens,

Fig. 2 den zeitlichen Verlauf einer Sequenz, mit der sich MR-Rohdaten für dieses Verfahren besonders günstig erfassen lassen,

Fig. 3 die bei dieser Sequenz gewonnenen Rohdaten in bezug auf den Unter­ suchungsbereich,

Fig. 4 den zeitlichen Ablauf des Untersuchungsverfahrens und

Fig. 5 ein Prinzipschaltbild der Anordnung nach Fig. 1,

Fig. 6 die räumliche Zuordnung der Meßschichten beim Vorschub eines Patienten in den Untersuchungsbereich.

Das in Fig. 1 dargestellte Gerät ist ein MR-Gerät mit einer aus vier Spulen 1 bestehenden Anordnung zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnet­ feldes, das in der Größenordnung von einigen Zehntel Tesla bis einigem Tesla liegen kann. Die zur z-Achse konzentrisch angeordneten Spulen 1 können auf einer Kugelfläche 2 angeordnet sein. Im Innern dieser Spule befindet sich der zu untersuchende Patient 10 auf einer Tischplatte 4.

Zur Erzeugung eines in z-Richtung verlaufenden und sich in dieser Richtung linear ändernden Magnetfeldes (das im folgenden auch als Gradientenfeld bezeichnet wird) sind vier Spulen 3 auf der Kugeloberfläche 2 angeordnet. Weiterhin sind vier Spulen 7 vorgesehen, die ein ebenfalls in z-Richtung verlaufendes magnetisches Gradientenfeld erzeugen, dessen Gradient jedoch in x-Richtung (vertikal) verläuft. Ein in z-Richtung verlaufendes magnetisches Gradientenfeld mit einem Gradienten in y-Richtung (senkrecht zur Zeichen­ ebene der Fig. 1) wird von vier Spulen 5 erzeugt, die mit den Spulen 7 identisch sein können, die jedoch diesen gegenüber um 90° räumlich versetzt angeordnet sind. Von diesen vier Spulen sind in Fig. 1 nur zwei dargestellt.

Da jede der drei Spulenanordnungen 3, 5 und 7 zur Erzeugung der magne­ tischen Gradientenfelder symmetrisch zur Kugeloberfläche angeordnet ist, ist die Feldstärke im Kugelzentrum nur durch das stationäre homogene Magnet­ feld der Spule 1 bestimmt.

Weiterhin ist eine Hochfrequenzspule 11 vorgesehen, die ein im wesentlichen homogenes und senkrecht zur Richtung des stationären homogenen Magnet­ feldes (d. h. senkrecht zur z-Richtung) verlaufendes hochfrequentes Magnetfeld erzeugt. Der Hochfrequenzspule wird während jedes Hochfrequenzimpulses ein hochfrequenter modulierter Strom von einem Hochfrequenzgenerator zuge­ führt. Die Hochfrequenzspule 11 kann ebenfalls zum Empfangen der im Untersuchungsbereich erzeugten Kernresonanzsignale eingesetzt werden. Es ist jedoch auch möglich, dafür eine gesonderte, in Fig. 1 nicht näher dargestellte Hochfrequenzempfangsspule zu verwenden.

Fig. 2 zeigt die zeitliche Lage verschiedener Signale bei zwei aufeinander­ folgenden Sequenzen, die für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens besonders geeignet sind. In der ersten Zeile ist ein Hochfrequenz­ impuls dargestellt, der in Verbindung mit einem magnetischen Gradientenfeld G_z (zweite Zeile) als schichtselektiver Hochfrequenzimpuls wirksam ist. Durch diesen Hochfrequenzimpuls wird die Kernmagnetisierung in einer zur z-Achse senkrechten Schicht um einen geringen Flipwinkel (z. B. 5°) aus ihrer Ruhelage gekippt. Danach wirken zwei magnetische Gradientenfelder G_x und G_y gleich­ zeitig auf den Untersuchungsbereich ein, wobei beide Felder zu einem be­ stimmten Zeitpunkt die Richtung ihres Gradienten umkehren (dritte und vierte Zeile). Der zeitliche Verlauf ist dabei so gewählt, daß das zeitliche Integral über den Gradienten bis zur Polaritätsumkehr halb so groß ist, wie das zeitliche Integral von der Polaritätsumkehr bis zum Abschalten des magne­ tischen Gradientenfeldes. Grundsätzlich kann aber auch der vor der Polaritäts­ umkehr befindliche Teil des magnetischen Gradientenfeldes entfallen, so daß für die x- und y-Richtung gleichzeitig je ein im wesentlichen konstantes magnetisches Gradientenfeld auf den Untersuchungsbereich einwirkt.

Während dieses konstanten magnetischen Gradientenfeldes werden die im Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale verstärkt, in das Basisband trans­ poniert und digitalisiert (fünfte Zeile von Fig. 2). Die Zahl der Abtastwerte, die dabei gewonnen werden, hängt vom gewünschten Auflösungsvermögen ab sowie von der Größe des Untersuchungsbereichs und beträgt z. B. 128 oder 256. Die Sequenz wird vielfach wiederholt, z. B. ebenfalls 128- oder 256mal, wobei von Sequenz zu Sequenz die Größe der Gradienten Gx und Gy gegen­ sinnig zueinander geändert wird, so daß die Summe der Quadrate dieser Gradienten konstant bleibt. Das hat zur Folge, daß das aus der Überlagerung der magnetischen Gradientenfelder G_x und G_y resultierende magnetische Feld seine Richtung in der z-Ebene ändert, wobei der Betrag seines Gradienten konstant bleibt. Auf diese Weise wird die Richtung des aus der Überlagerung von G_x und G_y entstehenden Gradientenfeldes von Sequenz zu Sequenz geändert, bis ein Winkelbereich von wenigstens 180° durchlaufen ist (man kann das Verfahren auch so durchführen, daß erst nach Durchlaufen eines Winkelbereiches von 360° ein vollständiger Satz von Rohdaten erhalten wird). Die sogenannte Repetitionszeit (das ist der Zeitraum zwischen den beiden Hochfrequenzimpulsen) kann beispielsweise dabei 20 ms betragen, so daß die Zeit für die Akquisition der für ein Bild erforderlichen MR-Signale rund 5 Sekunden beträgt, wenn der Winkel von 180° bzw. 360° mit 256 Sequenzen erfaßt wird.

Die digitalisierten MR-Signale werden einer eindimensionalen Fouriertrans­ formation unterzogen, wonach soviel transformierte Werte zur Verfügung stehen, wie vorher Abtastwerte vorhanden waren. Aus diesen transformierten Werten läßt sich ein Bild des Untersuchungsbereiches durch eine sogenannte gefilterte Rückprojektion rekonstruieren. - Das beschriebene MR-Verfahren mit Einschluß der Rekonstruktionsschritte ist dem Fachmann allgemein als sogenannte Projektions-Rekonstruktionsmethode bekannt.

In Fig. 3 ist die durch die Sequenzen angeregte Schicht mit 100 bezeichnet und die Richtung, die das magnetische Gradientenfeld in dieser Schicht bei­ spielsweise bei der ersten Sequenz hat, ist durch den Pfeil w angedeutet. Unterhalb des Untersuchungsbereichs ist die Kurve R eingezeichnet, die das Frequenzspektrum des in einer Sequenz aufgenommenen MR-Signals darstellt. Dieses Frequenzspektrum ergibt sich bei der eindimensionalen Fouriertrans­ formation des MR-Signals. Wenn man sich in Erinnerung ruft, daß bei dem Projektions-Rekonstruktionsverfahren die Frequenz der Kernspins sich linear mit dem Ort längs der Geraden w ändert, ergibt sich daraus, daß die Amplitude des Frequenzspektrums R die Projektion der Kernmagnetisierung auf die Gerade w, d. h. das Linienintegral der Kernmagnetisierungsdichte über einen zur Geraden w senkrechten Pfad innerhalb der Schicht, für einen be­ stimmten Ort darstellt. Somit ergibt sich diese Projektion für jeden Ort auf der Geraden w aus der Kurve R, wie durch die gestrichelte Gerade 102 für einen bestimmten Ort angedeutet ist.

Unter der Kurve R ist noch eine weitere Kurve dargestellt, die ebenfalls die Projektion der Kernmagnetisierung auf die Gerade w im Untersuchungsbereich darstellt - jedoch zu einem späteren Zeitpunkt, worauf in den Erläuterungen zu Fig. 4 noch näher eingegangen wird.

Fig. 4 zeigt im obersten Diagramm die zeitliche Abfolge bei der Erfassung mehrerer Sätze von Rohdaten, wobei als Ordinate die Gradientenrichtung und als Abszisse die Zeit aufgetragen ist. Jeder Punkt in diesem Diagramm ent­ spricht der Erfassung eines MR-Signales. An sich wird das MR-Signal während eines endlichen Zeitraums erfaßt - vergl. Fig. 2, fünfte Zeile; da die Dauer dieses Zeitraums jedoch vernachlässigbar klein gegenüber der Zeit ist, die für die Erfassung eines ganzen Satzes von Rohdaten erforderlich ist, wird im folgenden davon ausgegangen, daß die bei der Erfassung eines einzigen MR- Signals aufgenommenen MR-Daten alle zum gleichen Zeitpunkt aufgenommen worden sind, der durch einen Punkt in dem Diagramm symbolisiert ist. Der zeitliche Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden Punkten entspricht der Repetitionszeit der in Fig. 2 dargestellten Sequenz.

Wie das Diagramm zeigt, wird der gesamte Winkelbereich ϕ (von 0° bis 360°) gleichmäßig durch die aufeinanderfolgenden Sequenzen erfaßt. Nachdem auf diese Weise ein erster Satz von Rohdaten erfaßt worden ist, schließt sich unmittelbar ein weiterer Meßzeitraum an, in dem ein zweiter Satz von Rohdaten erfaßt wird, dem ein dritter Satz folgt usw. Gemäß dem Diagramm werden die Rohdaten eines Satzes mit (stufenweise) zunehmender Richtung des Gradienten durchlaufen; jedoch ist innerhalb eines Meßzeitraums jede beliebige andere Reihenfolge möglich, wobei diese Reihenfolge in dem zweiten und dritten Meßzeitraum aber beibehalten werden sollte.

Bei den bisher bekannten Projektions-Rekonstruktions-Verfahren werden Bilder des Untersuchungsbereiches jeweils aus dem während eines Meßzeit­ raums gemessenen Satzes von Rohdaten rekonstruiert. Bei der Erfindung wird demgegenüber zunächst ein Zeitpunkt ausgewählt, für den ein Bild des Unter­ suchungsbereichs rekonstruiert werden soll. Für diesen Zeitpunkt - z. B. t₀ - werden Hilfsdaten durch Interpolation aus denjenigen Rohdaten (wenigstens) zweier Sätze von Rohdaten ermittelt, die jeweils dem gleichen Meßparameter zugeordnet sind, d. h. (bei der Projektions-Rekonstruktions-Methode) der gleichen Richtung ϕ des Gradienten. Für die Richtung ϕ_k beispielsweise errechnen sich die Hilfsdaten aus den zu den Zeitpunkten t₁ und t₂ ermit­ telten Rohdaten nach der Formel

H (ϕ_k, t₀) = g_k · R (ϕ_k, t₁) + (1 - g_k) · R (ϕ_k, t₂) (1).

Dabei steht H (ϕ_k, t₀) für die Hilfsdaten bei dem Meßparameter ϕ_k und dem ausgewählten Zeitpunkt t₀, während R (ϕ_k, t₁) und R (ϕ_k, t₂) für die Rohdaten mit demselben Meßparameter ϕ_k und den Meßzeitpunkten t₁ und t₂ stehen. g_k ist ein dem Meßparameter ϕ_k zugeordneter Interpolationsfaktor, der umso größer ist, je geringer der Betrag der Differenz t₁ - t₀ ist. Im ein­ fachsten Fall gilt für g_k eine lineare Abhängigkeit entsprechend der Gleichung

g_k = (t₂ - t₀)/(t₂ - t₁) (2).

Nach diesen Beziehungen können Hilfsdaten für alle anderen Meßparameter ermittelt werden, wobei in Gleichung (1) lediglich ϕ_k durch den jeweiligen Meßparameter ϕ zu ersetzen ist. Wenn dieser Wert ϕ in dem Meßzeitraum, in dem t₀ liegt (hier also im zweiten Meßzeitraum), vor dem Zeitpunkt t₀ gegeben war (wie z. B. ϕ_k), dann müssen zur Interpolation die Rohdaten des betreffenden und des nachfolgenden Satzes von Rohdaten herangezogen werden. Wenn dagegen der Wert ϕ erst nach t₀ gegeben war (wie z. B. ϕ_m), dann müssen die Rohdaten des betreffenden und des vorangehenden Satzes von Rohdaten zur Interpolation herangezogen werden. Grundsätzlich werden also die Rohdaten für den jeweiligen Meßparameter (ϕ_m bzw. ϕ_k) heran­ gezogen, die in dem geringsten zeitlichen Abstand zur Zeit t₀ gemessen wurden. Am Ende enthält der Hilfsdatensatz für den vorgegebenen Zeitpunkt t₀ genauso viele Hilfsdaten wie in einem Meßzeitraum Rohdaten erfaßt werden.

Wie Fig. 3 zeigt, werden im Zeitpunkt (t₁ oder t₂) nicht nur ein einziger Wert, sondern eine Anzahl von Rohdaten erfaßt, beispielsweise 128 oder 256. Um also die Werte gemäß Gleichung (1) und (2) zu berechnen, muß jeder Wert in der Kurve R für den Zeitpunkt t = t₁ mit dem entsprechenden (d. h. dem gleichen Ort zugeordneten) Wert in der Kurve t = t₂ interpoliert werden, so daß daraus ein Unter-Satz von Hilfsdaten ermittelt wird. Für diese Interpolationen gilt jeweils derselbe Interpolationsfaktor. Je dichter der Zeit­ punkt t₀ dabei an der Zeit t₁ liegt, desto mehr entspricht der Verlauf der so ermittelten Hilfsdaten der Kurve R für t = t₁ und umgekehrt.

Wie bereits erwähnt wurde, kann man bei dem aus Fig. 2 ersichtlichen zeit­ lichen Verlauf der Sequenzen für das Projektions-Rekonstruktionsverfahren auch dann ein Bild des Untersuchungsbereiches rekonstruieren, wenn man nur einen Winkelbereich von 0 bis 180° erfaßt. In diesem Fall kann in jedem der Meßzeiträume die Gradientenrichtung ϕ einen Winkelbereich von 0 bis 180° durchlaufen. Es ist aber auch möglich, im zweiten Meßzeitraum einen Winkel­ bereich zwischen 180 bis 360° und im dritten Meßzeitraum wieder von 0 bis 180° durchlaufen zu lassen usw. In diesem Fall gibt es zwar in keinem von zwei aufeinanderfolgend gemessenen Sätzen von Rohdaten solche, die mit derselben Gradientenrichtung gemessen wurden, jedoch gibt es welche, bei denen sich die Gradientenrichtung genau um 180° unterscheidet. In diesem Fall ändert sich die Frequenz des MR-Signals im Untersuchungsbereich als Funktion des Ortes genau in der umgekehrten Weise, so daß man bei der Interpolation den ersten Wert der einen Kurve und den letzten Wert der anderen Kurve heranziehen muß und für den zweiten Wert der einen Kurve den vorletzten Wert der anderen Kurve usw. Die Angabe "gleiche Meßpara­ meter" im Hauptanspruch muß also in diesem Sinne weit ausgelegt werden.

Anhand des zweiten bis vierten Diagramms in Fig. 4 soll nachfolgend gezeigt werden, wie das zeitliche Auflösungsvermögen durch die Sequenz beeinflußt wird.

Im zweiten Diagramm von Fig. 4 ist die Zahl der Kerne, die von den mit der Hochfrequenzsendespule 11 erzeugten Hochfrequenzimpulsen beeinflußt werden können, als Funktion der Zeit t aufgetragen. Dabei ist angenommen, daß die Kerne gleichmäßig über den gesamten Untersuchungsbereich verteilt sind. Weiterhin ist angenommen, daß während der Erfassung des zweiten Rohdatensatzes die bis dahin konstante Zahl von Kernen (symmetrisch zum Zeitpunkt t₀) sprungartig erhöht wird (beispielsweise durch das Einströmen eines MR-Kontrastmittels in die abgebildete Schicht) und daß die Zahl Kerne danach wieder auf ihren ursprünglichen Wert zurückspringt.

Wenn man aus den in den drei Meßzyklen gewonnenen Rohdaten je ein MR- Bild rekonstruiert und diese drei Bilder zeitlich den zugehörigen Meßzeit­ räumen zuordnet, dann ergibt sich der im dritten Diagramm von Fig. 4 darge­ stellte zeitliche Verlauf der Intensität bzw. Helligkeit in den einzelnen Bildern. Das erste und das dritte Bild sind dabei von dem Sprung zur Zeit t = t₀ völlig unbeeinflußt, während im zweiten Bild die Helligkeit ansteigt. Da der Sprung nur während eines Zeitintervalls auftritt, das deutlich kleiner ist als der zweite Meßzeitraum, ist der Helligkeitssprung im dritten Diagramm im Verhältnis zur Helligkeit davor und danach nicht so ausgeprägt wie im zweiten Diagramm.

Wenn man statt dessen nach dem erfindungsgemäßen Verfahren Sätze von Hilfsdaten für eine Reihe von Zeitpunkten innerhalb der Meßzeiträume (beispielsweise jeweils vier Zeitpunkte pro Meßzeitraum) ermittelt und aus diesen Hilfsdaten je ein MR-Bild rekonstruiert, ergibt sich in diesen Bildern (die dann auch nur jeweils für 1/4 eines Meßzeitraums gelten) der im vierten Diagramm von Fig. 4 dargestellte zeitliche Verlauf der Intensität bzw. der Helligkeit. Man erkennt, daß auch hierbei der Intensitätssprung in dem für den Zeitpunkt t = t₀ rekonstruierten Bild nicht so ausgeprägt ist wie der Kontrastmittelsprung gemäß dem zweiten Diagramm. Man erkennt aber auch, daß die Intensität in den benachbarten Bildern stufenweise abnimmt bis auf den stationären Wert (d. h. der relativ kurze Sprung im zweiten Diagramm wird auch bei der Erfindung zeitlich stark verschliffen), jedoch kann man am vierten Diagramm gut erkennen, wann der Kontrastsprung aufgetreten ist, weil das für den Zeitpunkt t = t₀ rekonstruierte MR-Bild die größte Intensität zeigt. Hingegen kann man an den unmittelbar aus den Rohdaten erzeugten Bildern nicht erkennen, wann innerhalb des zweiten Meßzeitraums der Kon­ trastmittelsprung aufgetreten ist und wie lange er gedauert hat.

Es wäre nun zwar möglich, den unmittelbar aus den Rohdaten rekonstruierten Bildern ebenfalls einen Zeitpunkt zuzuordnen - beispielsweise die Mitte des zugehörigen Meßzeitraums - und aus diesen Bildern analog zum erfindungs­ gemäßen Verfahren Zwischenbilder zu rekonstruieren, doch würde sich bei diesen Zwischenbildern das Intensitätsmaximum immer bei denjenigen Bildern ergeben, die der Mitte des zweiten Meßzeitraums zugeordnet sind - unab­ hängig von der zeitlichen Lage des Kontrastmittelsprungs (zweites Diagramm) in bezug auf den zweiten Meßzeitraum.

Daß dabei die zeitliche Lage des Kontrastmittelsprungs mit Hilfe solcher Zwischenbilder nicht besser zu rekonstruieren ist, liegt daran, daß bei der Rekonstruktion eines Bildes die in den Rohdaten noch vorhandene Infor­ mation über den Zeitpunkt verlorengeht. Bei der Rekonstruktion wird nämlich für jeden Bildpunkt des Bildes ein Wert rekonstruiert, zu dem eine Vielzahl von Rohdaten beiträgt, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten gemessen worden sind. Deshalb kann man einem solchen Bildpunkt keinen Meßzeitpunkt zu­ ordnen, der die zeitliche Lage genauer angibt als beispielsweise der die Mitte des Meßzeitraums kennzeichnende Zeitpunkt.

Daraus wird deutlich, daß sich die verbesserte zeitliche Auflösung nur ergibt, wenn die Hilfsdaten aus den Rohdaten ermittelt werden und nicht aus den nach der Bildrekonstruktion erzeugten Bilddaten. Rohdaten in diesem Sinne sind die in Fig. 3 dargestellten, durch eindimensionale Fouriertransformation erzeugten Daten (Kurven R). Als Rohdaten können aber auch die den zeit­ lichen Verlauf des MR-Signals wiedergebenden Digitalwerte benutzt werden, aus denen die Kurven R durch eindimensionale Fouriertransformation ermit­ telt werden. In diesem Fall müßte also der erste im Intervall um t₁ erfaßte Digitalwert mit dem ersten im Intervall um t₂ erfaßten Digitalwert, der zweite Digitalwert bei t₁ mit dem zweiten Digitalwert bei t₂ usw. interpoliert werden.

Bei dem vorstehend erläuterten Verfahren werden zur Erzeugung der Hilfs­ daten jeweils nur die Rohdaten aus zwei Sätzen herangezogen. Die Interpo­ lation kann aber auch mit den Rohdaten aus drei oder mehr Rohdaten- Sätzen erfolgen.

Aus den vorstehenden Erläuterungen ergibt sich für den Fachmann der in Fig. 5 dargestellte Aufbau des für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens erforderlichen Signalverarbeitungsteils bei einem MR-Gerät gemäß Fig. 1. Danach werden die empfangenen MR-Signale von einer Einheit 20 verstärkt und in das Basisband transponiert. Das so erhaltene analoge Signal wird von einem Analog-Digital-Wandler 21 in eine Folge von Digitalwerten umgesetzt. Der Analog-Digital-Wandler 21 wird von einer Steuereinheit 19 so gesteuert, daß er nur während der Auslesephase (vgl. letzte Zeile von Fig. 2) digitale Datenworte erzeugt. Dem Analog-Digital-Wandler 21 ist eine Fourier­ transformationseinheit 22 nachgeschaltet, die eine eindimensionale Fourier­ transformation über die durch die Digitalisierung eines MR-Signals ent­ stehende Folge von Abtastwerten durchführt, und zwar so schnell, daß die Fouriertransformation beendet ist, bevor das nächste MR-Signal empfangen wird.

Die auf diese Weise durch Fouriertransformation erzeugten Rohdaten werden in einen Speicher 23 geschrieben, dessen Speicherkapazität zur Aufnahme mehrerer Sätze von Rohdaten ausreicht. Eine Interpolationseinheit 24 bildet aus diesen Sätzen von Rohdaten in der angegebenen Weise Sätze von Hilfs­ daten, die in einem Speicher 25 gespeichert werden, dessen Speicherkapazität zur Aufnahme einer größeren Anzahl von Sätzen von Hilfsdaten ausreicht. Diese Sätze von Hilfsdaten werden für verschiedene Zeitpunkte berechnet, deren gegenseitiger Abstand vorzugsweise klein ist im Vergleich zu der für die Aufnahme eines Satzes von Rohdaten erforderlichen Meßzeit. Aus den auf diese Weise ermittelten Sätzen von Rohdaten werden mit einer Rekonstruk­ tionseinheit 26 in bekannter Weise MR-Bilder durch eine gefilterte Rückprojektion erzeugt und diese MR-Bilder gespeichert. Die MR-Bilder stellen den Untersuchungsbereich zu den vorgegebenen Zeitpunkten dar. Die Folge dieser aus den Hilfsdaten erzeugten MR-Bilder läßt die dynamischen Vorgänge im Untersuchungsbereich gut sichtbar werden. - Wahlweise können mit dieser Rekonstruktionseinheit in der üblichen Weise auch MR-Bilder unmittelbar aus den Rohdaten abgeleitet werden.

Die Einheiten 20 bis 26 werden von der Steuereinheit 19 gesteuert. Wie durch die nach unten gerichteten Pfeile angedeutet, gibt diese auch den zeitlichen Verlauf der Ströme in den Gradientenspulenanordnungen 3, 5 und 7 vor, sowie die Mittenfrequenz, die Bandbreite und die Umhüllende der mit der Hochfrequenzspule 11 erzeugten Hochfrequenzimpulse.

Die Speicher 23 und 25 sowie der in der Rekonstruktionseinheit 26 enthal­ tene, nicht näher dargestellte MR-Bild-Speicher können mit Hilfe eines einzigen Speichers mit genügend großer Kapazität realisiert werden. Die Fouriertransformationseinheit 22, die Interpolationseinheit 24 und die Rekon­ struktionseinheit 26 können mittels eines geeigneten Datenprozessors realisiert werden.

Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel wurde das erfindungs­ gemäße Verfahren benutzt, um einen dynamischen Vorgang, wie eine Kon­ trastmittelinjektion mit verbesserter zeitlicher Auflösung darstellen zu können. Mit diesem Verfahren kann aber auch ein relativ zum Untersuchungsbereich bewegtes Objekt besser dargestellt werden, beispielsweise ein Patient beim Einfahren in den Untersuchungsbereich. Für diesen Einfahrvorgang liefert das erfindungsgemäße Verfahren eine Bildfolge mit in Einfahrrichtung verbesserter räumlicher Auflösung.

Zu diesem Zweck ist ein elektrischer Antrieb 9 für einen kontinuierlichen Vorschub der Tischplatte in ihrer Längsrichtung (in z-Richtung), vorzugsweise mit konstanter Geschwindigkeit, vorgesehen. Wenn der zeitliche Verlauf des Tischplattenvorschubes nicht konstant bzw. vorbekannt ist, muß mit dem Tischplattenvorschub ein Geber gekoppelt sein, der ein der Lage z der Tisch­ platte entsprechendes Signal liefert. Dieser Geber ist in Fig. 1 mit 8 bezeich­ net.

Während des Vorschubs wirken mehrere Folgen von Sequenzen auf den Untersuchungsbereich ein, wobei jede Folge sich aus einer Anzahl von Sequenzen zusammensetzt, die den in Fig. 2 dargestellten zeitlichen Verlauf haben können. Durch die von einem in z-Richtung verlaufenden Gradien­ tenfeld (2. Zeile) begleiteten Hochfrequenzimpulse (1. Zeile) werden zur z- Richtung senkrecht verlaufende Schichten angeregt. Die Schichten könnten grundsätzlich auch schräg zur z-Richtung verlaufen, jedoch stets unter einem von Null verschiedenen Winkel. - Anschließend werden, wie in der dritten und vierten Zeile von Fig. 2 darge­ stellt, magnetische Gradientenfelder G_x und G_y erzeugt. Das Amplitudenver­ hältnis von G_x und G_y wird von Sequenz zu Sequenz geändert, so daß das durch die Überlagerung von G_x und G_y gebildete magnetische Gradientenfeld seine Richtung ϕ im Raum von Sequenz zu Sequenz ändert. Obwohl die schichtselektiven Hochfrequenzimpulse die Kernmagnetisierung jeweils in einer im Zentrum des Untersuchungsbereichs liegenden Schicht anregen, die im folgenden auch als Meß-Schicht bezeichnet wird, ändert sich die Lage des Patienten bzw. der Tischplatte 4 relativ zu dieser Schicht infolge des Tisch­ plattenvorschubes. Deshalb hängt jedes MR-Signal nicht nur von der Richtung des bei seiner Messung wirksamen magnetischen Gradientenfeldes ab, sondern auch von der relativen Lage z, die der Patient 10 bzw. die Tischplatte 4 relativ zur Meß-Schicht bzw. zum Zentrum des Gerätes einnimmt.

Fig. 6 zeigt demgemäß die Gradientenrichtung ϕ als Funktion der Lage z bei der Fassung mehrerer Sätze von Rohdaten, wobei vorausgesetzt ist, daß bei jedem Rohdatensatz die Gradientenrichtung in Stufen vergrößert wird. Man erkennt den gleichen Verlauf in bezug auf z wie bei dem Diagramm nach Fig. 4 in bezug auf t, was darauf zurückzuführen ist, daß der Meß-Zeitpunkt, zu dem ein MR-Signal erfaßt wird und die relative Lage z der Schicht bei der Erfassung dieses MR-Signals über die Vorschubgeschwindigkeit miteinander verknüpft sind.

Infolgedessen kann analog zu den Erläuterungen in Verbindung mit Fig. 4 für jede beliebige Lage einer Schicht - z. B. z₀ - aus den Rohdatensätzen ein Satz von Hilfsdaten durch Interpolation abgeleitet werden, aus denen das Bild dieser Schicht rekonstruiert wird. Dies kann für andere Schichten mit der Lage z₁, z₂ usw. wiederholt werden, die voneinander den Abstand d_h haben. Gibt man diese Schichtbilder zeitlich nacheinander wieder (z. B. mit dem gleichen zeitlichen Abstand, in dem die Tischplatte 4 die Positionen z₀, z₁, z₂ usw. durchfährt, dann ergibt sich eine Bildfolge mit in z-Richtung verbes­ sertem Auflösungsvermögen. Der Benutzer erhält auf diese Weise schon während des Einfahrens bzw. kurz danach eine einem Film ähnliche Bildfolge, in der der Patient Schicht für Schicht "durchfahren" wird, wodurch es ihm erleichtert wird, die für die nachfolgende MR-Untersuchung wichtigen Bereiche festzulegen.

Eine Variante des zuvor erläuterten Verfahrens besteht darin, den Patienten bzw. die Tischplatte 4 nicht zu verschieben und statt dessen die Lage der jeweils angeregten Schicht bezüglich des Patienten bzw. des Untersuchungs­ bereichs von Sequenz zu Sequenz zu variieren. Zu diesem Zweck muß die Mittenfrequenz der schichtselektiven Hochfrequenzimpulse (1. Zeile von Fig. 2) von Sequenz zu Sequenz geändert werden. Allerdings ist die Ver­ schiebung der Schicht auf den Teil des Untersuchungsbereichs beschränkt, in dem das stationäre Magnetfeld noch genügend homogen ist.

Obwohl das in Fig. 2 und 3 dargestellte Projektions-Rekonstruktionsverfahren für die Anwendungen in Verbindung mit der Erfindung besonders geeignet ist, können auch andere MR-Verfahren benutzt werden, beispielsweise ein 2-DF-Verfahren oder ein 3-DF-Verfahren.

Die Erfindung kann auch bei einem Röntgen-Computertomographen benutzt werden, vorzugsweise einem solchen, bei dem der Röntgenstrahler kontinu­ ierlich mehrmals den Untersuchungsbereich umrunden kann. Die Rohdaten werden dabei durch die von den verschiedenen Detektorelementen gemessenen Absorptionswerte der von dem Röntgenstrahler in verschiedenen Positionen emittierten Röntgenstrahlung gebildet. Aus diesen Rohdaten können Hilfs­ daten in ähnlicher Weise gebildet werden, wie in Verbindung mit Fig. 4 erläutert. Aus diesen Hilfsdaten läßt sich ein zweidimensionales Bild der Absorptionsverteilung im Untersuchungsbereich mittels der Einheit 26 rekon­ struieren, die in diesem Falle ebenfalls eine gefilterte Rückprojektion durch­ führt.

Claims (5)

1. Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Unter­ suchungsbereichs, bei dem wiederholt ein Satz von Rohdaten gemessen wird, wobei aus jedem Satz ein Bild des Untersuchungsbereichs rekonstruierbar ist und wobei die Rohdaten eines Satzes mit unterschiedlichen Meßparametern aufgenommen werden und verschiedene Sätze mit den gleichen Meßparametern aufgenommene Rohdaten enthalten, dadurch gekennzeichnet, daß zur Erzeugung eines den Untersuchungsbereich in einem auswählbaren Zeitpunkt (t₀) oder in einer auswählbaren Schicht darstellenden Bildes aus wenigstens zwei Sätzen von Rohdaten (R(ϕ_k, t₁), R(ϕ_k. t₂)) ein Satz von Hilfsdaten (H(ϕ_k, t₀)) gebildet wird, daß die Hilfsdaten durch Interpolation aus den mit jeweils gleichen Meßparametern (ϕ_k), jedoch zu unterschiedlichen Meßzeitpunkten (t₁,t ₂) bzw. für unterschiedliche Meß-Schichten ermittelten Rohdaten abgeleitet werden, daß das Gewicht (g_k), mit dem die Rohdaten in die Interpolation eingehen, umso größer ist, je kleiner der Abstand zwischen dem zugehörigen Meßzeitpunkt und dem auswählbaren Zeitpunkt bzw. zwischen der Meß-Schicht und der ausgewählten Schicht ist, und daß das Bild des Untersuchungsbereichs aus dem Satz von Hilfsdaten rekonstruiert wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß mehrere Sätze von Hilfsdaten erzeugt werden, die den Untersuchungsbereich zu unterschiedlichen - vorzugsweise äquidistanten Zeitpunkten darstellen, und daß die daraus rekonstruierten Bilder als Folge von Bildern wiedergegeben wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Untersuchungsbereich durch ein MR- Verfahren abgebildet wird, bei dem ein homogenes stationäres Magnetfeld auf einen Untersuchungsbereich einwirkt, daß zur Erzeugung eines ersten Satzes von Rohdaten zunächst eine erste Sequenz mit wenigstens einem Hochfrequenzimpuls auf den Untersuchungsbereich einwirkt, daß das dabei erzeugte MR-Signal in Anwesenheit eines magnetischen Gradientenfeldes mit in einer ersten Richtung verlaufendem Gradienten ausgelesen wird, daß der ersten Sequenz weitere gleichartige Sequenzen folgen, wobei von Sequenz zu Sequenz die Richtung des Gradienten variiert wird, bis alle Richtungen durchlaufen sind, daß ein erster Satz von Rohdaten durch eindimensionale Fouriertransformation über das bei diesen Sequenzen gewonnenen MR-Signal erzeugt wird und daß zum Erhalt wenigstens eines weiteren Satzes von Rohdaten die Sequenzenfolge wenigstens einmal wiederholt wird.

4. Verfahren zum Erzeugen von MR-Bildern nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß ein zu untersuchendes Objekt (10) während der Untersuchung relativ zum Untersuchungsbereich bewegt wird und daß während der Bewegung fortlaufend Sätze von Rohdaten gemessen werden, aus denen mindestens ein Satz von Hilfsdaten gebildet wird, aus denen jeweils ein MR-Bild rekonstruiert wird.

5. MR-Anordnung zur Durchführung des Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche mit

• - einem Magneten zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnetfeldes,
• - einer Gradientenspulenanordnung zur Erzeugung eines magnetischen Gradientenfeldes, dessen Gradient nach Größe und/oder Richtung veränderbar ist,
• - wenigstens einer Hochfrequenzspulenanordnung zur Erzeugung von Hochfrequenzimpulsen bzw. zum Empfangen von MR-Signalen,
• - Mitteln zum Erzeugen von Rohdaten aus den MR-Signalen,
• - einer Steuereinheit zum Steuern der vorgenannten Mittel und Spulenanordnungen, derart, daß mehrere Sätze von Rohdaten gebildet werden,
• - einer Interpolationseinheit zur Erzeugung von wenigstens einem Satz von Hilfsdaten aus jeweils zwei oder mehreren Sätzen von Rohdaten und
• - einer Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren eines MR-Bildes des Untersuchungsbereichs aus einem Satz von Hilfsdaten.