DE69731356T2

DE69731356T2 - Gerät und Methode für die diffusionssensitive Bildgebung mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE69731356T2
Application number: DE69731356T
Authority: DE
Inventors: Wayne R. Richmond Heights Dannels; Yansun Willoughby Hills Xu; Haiying Liu
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1996-11-26
Filing date: 1997-11-10
Publication date: 2005-10-20
Anticipated expiration: 2017-11-11
Also published as: DE69731356D1; EP0844491B1; EP0844491A1; JPH10155768A; US5833609A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Bildgebung mittels magnetischer Resonanz.
Die Erfindung findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit bildverstärkender Diffusion und wird im Folgenden unter besonderem Bezug darauf beschrieben.
Die Diffusion in biologischen Systemen liefert verschiedene direkte und indirekte Informationen. Wasser, das in biologischen Systemen in einer Zeitspanne von 10 bis 100 Millisekunden über Strecken in der Größenordnung von 10 Mikron diffundiert, lässt sich mit Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren darstellen. Um die Diffusion darzustellen, werden größere Gradienten als gewöhnlich angewendet, so dass die Diffusion eine signifikante Änderung im Magnetresonanzsignal bewirkt. Je empfindlicher das Bild auf die Diffusion reagiert, desto größer ist im Allgemeinen der diffusionssensitive Gradient.
Einige Diffusionsbilder werden interpretiert, indem man zwei oder mehr Bilder miteinander vergleicht. Andere Diffusionsbilder sind diffusionsrichtungsempfindlich, so dass es ausreicht, ein einzelnes Bild zu analysieren, um aussagekräftige Diffusionsinformationen zu gewinnen.
Eines der Probleme bei der Diffusionsdarstellung besteht darin, dass die großen Gradienten, die die Diffusion codieren, auch mit einer hohen Empfindlichkeit für Patientenbewegungen verbunden sind. Bei lebenden Menschen und Tieren führt diese hohe Empfindlichkeit für Bewegungen zu Artefakten. Diffusionsbilder von menschlichen Patienten weisen zum Beispiel routinemäßig Geistereffekte und andere Bewegungsartefakte von solcher Größenordnung auf, dass sie die Technik unzuverlässig und unbrauchbar machen.
Bei einem Verfahren zur Diffusionsdarstellung werden nach der anfänglichen HF-Anregung und vor der räumlich codierten Auslesung bipolare Gradientenwellenformen in eine Bildgebungssequenz platziert. Wenn ein Spinecho verwendet wird, sind bei dem diffusionsempfindlichen Gradienten typischerweise Komponenten auf beiden Seite des 180° HF-Impulses angeordnet. Weil die Polarität des Spinsystems Polarität durch den 180° Impuls invertiert wird, haben die Komponenten eine gemeinsame Polarität und werden oft als „symmetrisch" statt als bipolar bezeichnet. Bei anderen Bildgebungssequenzen ohne einen refokussierenden Impuls haben die Komponenten des diffusionssensitiven Gradienten entgegengesetzte Polaritäten.
Ein Verfahren zur Minimierung der Effekte von Massenbewegung besteht darin, die Bewegung selbst mittels mechanischer Einschränkungen oder durch Sedieren oder Anästhesieren des Patienten zu minimieren. Die Bewegungseffekte können auch reduziert werden, indem man die Datenerfassung mit periodischer physiologischer Aktivität synchronisiert, zum Beispiel mit kardialem Gating, respiratorischem Gating und Ähnlichem.
Die Einschränkung der Bewegung ist mit mehreren Nachteilen verbunden. Zunächst ist das Einschränken des Patienten oft unbequem oder physiologisch unangenehm für den Patienten. Das Unbehagen führt in manchen Fällen tatsächlich dazu, dass sich der Patient mehr bewegt als wenn er nicht davon abgehalten würde. Das Gating erfordert eine zusätzliche Komplexität und eine zusätzliche Vorbereitung des Patienten. Außerdem wird durch das Gating die Auswahl der Sequenzwiederholzeit eingeschränkt, die Datenerfassung verlangsamt und die zeitliche Effizienz der Erfassung allgemein reduziert. Eine Sedierung und Anästhesie ist nicht nur unpraktisch, sondern kann riskant und aufwändig sein und die zusätzliche Verfügbarkeit von medizinischem Personal für die Untersuchung erfordern. Außerdem ist es unwahrscheinlich, dass diese Techniken helfen, wenn die Bewegungen nicht willentlich oder periodisch erfolgen, zum Beispiel beim Schlucken oder in Bezug auf die Peristaltik.
Ein weiteres Verfahren zur Reduzierung von Bewegungsartefakten besteht darin, eine sehr schnelle Auflesung zu verwenden, vor allem eine echoplanare Auflesung. Bei der echoplanaren Bildgebung können durch die Bewegung Phasenfehler in das Auslesesignal induziert werden, jedoch sind diese Phasenfehler typischerweise gleichförmig über die gesamte Signalerfassung und über das gesamte Bild. Eines der Probleme bei der echoplanaren Bildgebung ist, dass die anspruchsvollen Gradientenanforderungen typischerweise nur durch teure Spezialhardware erfüllt werden können. Die hohe Geschwindigkeit der echoplanaren Bildgebung beschränkt auch die Auflösung. Echoplanare Bilder unterliegen auch anderen Artefakten, zum Beispiel durch Suszeptibilitätsänderungen hervorgerufenen räumlichen Verzerrungen.
Ein weiterer Ansatz besteht darin, das Signal mit räumlichen MR-Bildgebungstechniken zu erfassen, die inhärent weniger empfindlich für Phasenfehler sind, welche durch Massenbewegung induziert werden, zum Beispiel, Linienabtastung. Die Li nienabtastung hat jedoch einen inhärent geringen Störabstand. Für medizinisch nutzbare Bilder kann ein akzeptabler Störabstand oft nur bei geringen räumlichen Auflösungen erreicht werden. Außerdem sind Linienabtastungsverfahren zeitlich relativ ineffizient, vor allem, wenn mehrere Bilder von parallelen Schichtpositionen gewünscht werden.
Weitere räumliche Codierverfahren weisen eine reduzierte Abhängigkeit von der Signalphase oder anderen Parametern auf, die durch die Kombination von Diffusionsgradienten und Massenbewegung verfälscht werden können. Die Projektionsrekonstruktion zum Beispiel kann so formuliert werden, dass es zu weniger Verfälschungen aufgrund dieser Fehler kommt als bei vergleichbaren zweidimensionalen Fourier-Transformations-Phasencodierverfahren. Bei der Projektionsrekonstruktion, wie sie zuvor nach dem Stand der Technik durchgeführt wurde, werden jedoch nur Korrekturen in Bezug auf einige Massenbewegungen, zum Beispiel lineare Verschiebungen, vorgenommen, aber nicht in Bezug auf andere Bewegungen, zum Beispiel Rotationen, Dehnbewegungen oder zusammenziehende Bewegungen, Drehbewegungen und dergleichen.
In MRM 29 (1993) 835–838 wird die Verwendung eines Projektionsrekonstruktionsverfahrens zur Verringerung der Bewegungsempfindlichkeit bei der diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildgebung beschrieben. Der Diffusionsgradient wird entlang einer festen Richtung angelegt.
Die Datenerfassung könnte mit anderen Ausleseverfahren, zum Beispiel einer Zeilensprung-Multishot-Echoplanarbildgebung, zeitlich effizienter gemacht werden. Weil derartige Scans in wesentlich kürzerer Zeit erfasst werden, besteht weniger Zeit für eine Bewegung des Patienten. Die Mitarbeit des Patienten ist bei kürzeren Bildgebungsintervallen oft besser. Außerdem lassen schnelle Ausleseverfahren genügen Zeit für die Mittelwertbildung zur Glättung von Artefakten. Natürlich können schnellere Scans die Bewegung nur etwas reduzieren. Die Signalmittelwertbildung kann dazu führen, dass Geistereffekte gleichmäßiger und mit weniger Spitzenwerten versehen auftreten, aber die Intensität der Bilder ist immer noch unkorrekt. Fehler, die geglättet werden oder weniger strukturiert sind, sind schwieriger als Fehler zu erkennen. Eine schnellere Abtastung ist oft mit einer Beeinträchtigung des Störabstands oder des Bildkontrasts verbunden oder führt ungewöhnlich große Abhängigkeiten von der Bewegung ein.
Es stehen Verfahren nach dem Stand der Technik zur Verfügung, bei denen ausgeklügeltere Gradientenwellenformen verwendet werden, um die Empfindlichkeit für bestimmte Formen von Massenbewegung wie Geschwindigkeit, Beschleunigung, Pulsatili tät und Ähnliches zu reduzieren oder zu unterdrücken. Einige dieser Verfahren können ihre Diffusionsempfindlichkeit beibehalten. Leider weisen bewegungskompensierte Gradientenwellenformen eine geringere Diffusionsempfindlichkeit für eine bestimmte Gradientenstärke und Echozeit auf als man mit anderen Verfahren erhalten würde. Außerdem können die höhere Komplexität und der größere Gesamtbereich der bewegungskompensierten diffusionsgewichteten Gradienten zu anderen technischen Schwierigkeiten führen, zum Beispiel zu vermehrten Wirbelströmen in Bezug auf die Bildgebungsgradienten oder Diffusionsgradienten.
Ein weiterer Lösungsansatz besteht darin, die Patientenbewegung zu messen oder zu schätzen und die erfassten Daten entsprechend der gemessenen Bewegung zu korrigieren. Bei manchen Verfahren zum Beispiel werden zusätzliche Auslesungen oder Navigatorechos zu den anderen erfassten Daten hinzugefügt, und zwar mit dem einzigen Zweck, positionsbezogene Korrekturinformationen zu liefern. Die Navigatorechos reduzieren jedoch die Abtasteffizienz und können kompliziert oder sehr umständlich zu implementieren sein. Sie können nur bestimmte Arten von Bewegung schätzen und entsprechend korrigieren. Im Allgemeinen gilt, je mehr Bewegungsmodi überwacht werden müssen, desto mehr Navigatorechos sind erforderlich. Außerdem kann der Zeitpunkt, an dem die Navigatorechos erfasst werden, unterschiedlich sein und eine andere Entwicklung des Magnetresonanzsignals aufweisen als das Hauptsignal, so dass er zu ungenauen Schätzwerten für die Auswirkung der Bewegung auf das Hauptsignal führt.
Stärkere, kürzere Diffusionsgradienten neigen dazu, weniger bewegungsempfindlich zu sein oder zumindest weniger bewegungsempfindlich in Bezug auf das Ausmaß der Diffusionsempfindlichkeit. Große und kurze Gradienten sind jedoch schwierig anzuwenden. Es wäre eine teure Hardware erforderlich. Außerdem können solche großen und kurzen Gradienten zu Problemen führen, zum Beispiel zu biomedizinischen Nebenwirkungen beim Patienten, und sind im Allgemeinen bei existierenden Magnetresonanzsystemen keine verfügbare Option.
Wenn die primäre beeinträchtigende Bewegung in Regionen des Bildes erfolgt, die nicht zu dem interessierenden Bereich gehören, können die Artefakte durch ein unterdrückendes Signal für diese Regionen reduziert werden. Es kann zum Beispiel eine räumliche Vorsättigung oder FLAIR verwendet werden. Natürlich sind diese Techniken nicht hilfreich, wenn ein signifikanter bewegungsbezogener Fehler aus dem interessierenden Gewebe vorliegt.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Bildgebung mittels magnetischer Resonanz geschaffen. Die magnetische Resonanz wird angeregt und dann entlang einer Vielzahl von Ausleserichtungen ausgelesen, um eine Vielzahl von Datenlinien zu erzeugen. Die ausgelesenen Datenlinien werden um den Ursprung gedreht, so dass die Datenlinien bei jeder einer Vielzahl von winkelmäßig inkrementierten, um einen Ursprung herum rotierten Ausrichtungen erfasst werden. Die Datenlinien werden zu einer Bilddarstellung rekonstruiert. Vor der Erfassung jeder Datenlinie werden symmetrische diffusionssensitive Gradientenimpulse angelegt, um eine Sensibilisierung für die Diffusionsbewegung in einer orthogonal zu der Richtung der Datenlinien verlaufenden Richtung zu erreichen. Auf diese Weise ist die Empfindlichkeit für die Diffusion senkrecht zur Datenlinie und rotiert mit den Datenlinienausrichtungen um den Ursprung.
Das Verfahren der vorliegenden Patentanmeldung schafft eine praktische Erfassung von MR-Bilddaten mit signifikanter Empfindlichkeit für Diffusion, die aber relativ unempfindlich für Patientenbewegungen sind.
Gemäß einem weiteren, begrenzteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Ort der maximalen Größe jeder ausgelesenen Datenlinie bestimmt. Die Daten der Datenlinie werden so verschoben, dass der Ort der maximalen Größe zu einem vorgegebenen Ort innerhalb jeder Datenlinie verschoben wird.
Gemäß einem weiteren, begrenzteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Phase jeder Datenlinie an einem vorgegebenen Ort auf der Datenlinie bestimmt. Die Phase jeder Datenlinie wird entsprechend der Differenz zwischen der ermittelten Phase und einer vorgegebenen Phase justiert.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein System zur Bildgebung mittels magnetischer Resonanz geschaffen. Ein Magnet erzeugt ein temporär konstantes Magnetfeld durch eine Untersuchungsregion. Eine Hochfrequenz-Impulssteuereinheit und ein Sender induzieren Dipole in die Untersuchungsregion, um eine solche Resonanz hervorzurufen, dass Hochfrequenz-Resonanzsignale erzeugt werden. Magnetfeldgradientenspulen und eine Gradientenmagnetfeld-Steuereinheit erzeugen Schicht- und "Slab"-Auswahl, Lese- und diffusionssensitive Gradientenimpulse in der Untersuchungsregion. Ein Empfänger empfängt und demoduliert die während der Lesegradienten ausgelesenen Hochfrequenz-Magnetsignale, um eine Reihe von Datenlinien zu erzeugen. Ein Rekonstruktionsprozessor rekonstruiert die Datenlinien zu einer Bilddarstellung. Ein Bildspeicher speichert die rekonstruierte Bilddarstellung. Es ist ein Mittel vorge sehen, um den diffusionssensitiven Gradienten in einer Richtung senkrecht zur Ausleserichtung der Datenlinien anzulegen und um die Lese- und diffusionssensitiven Gradienten zusammen so zu drehen, dass die Diffusionsempfindlichkeit und die Ausleserichtungen winkelmäßig um einen Ursprung herum inkrementiert werden.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Abbildung eines erfindungsgemäßen Magnetresonanz-Bildgebungssystems;
2 ein Beispiel für eine erfindungsgemäße Spinecho-Bildgebungssequenz;
3 das Füllen des k-Raums und die Vektorrichtung der maximalen Diffusionsempfindlichkeit;
4 eine durch Rotationsbewegung induzierte Verschiebung der Datenlinie im k-Raum;
5 ein Beispiel für eine schnelle Spinechosequenz;
die 6A, 6B und 6C die Erfassung von Datenlinien in rotierten rechtwinkligen Scharen;
7 dreidimensionale Diffusionssensibilisierung und
8 ein Beispiel für eine Spinechosequenz mit dreidimensionaler Diffusionsempfindlichkeit.
Bezug nehmend auf 1 steuert eine Hauptmagnetfeldsteuereinheit 10 supraleitende oder widerstandsbehaftete Magneten 12 auf eine solche Weise, dass ein im Wesentlichen gleichmäßiges, zeitlich konstantes Magnetfeld entlang einer z-Achse durch eine Untersuchungsregion 14 erzeugt wird. Ein Magnetresonanzechomittel legt eine Reihe von Hochfrequenz-(HF) und Magnetfeldgradientenimpulsen an, um magnetische Spins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz zu refokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich oder auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und Ähnliches, um Magnetresonanzbildgebungs- und Spektroskopie-Sequenzen zu erzeugen. Insbesondere legen Gradientenimpulsverstärker 20 Stromimpulse an ausgewählte oder Paare von Ganzkörpergradientenspulen 22 an, um Magnetfeldgradienten entlang der x-, y- und z-Achse der Untersuchungsregion 14 zu erzeugen. Ein digitaler Hochfrequenzsender 24 sendet Hochfrequenzimpulse oder Impulspakete an eine Ganzkörper-HF-Spule 26, um HF-Impulse in die Untersuchungsregion zu übertragen. Ein typischer Hochfrequenzimpuls besteht aus einem Paket von unmittelbar aneinander angrenzenden Impulssegmenten von kurzer Dauer, die zusammen miteinander und mit beliebigen zugeführten Gradienten eine ausgewählte Magnetresonanzmanipulation bewirken. Die HF-Impulse dienen zum Sättigen, Anregen von Resonanz, Invertieren der Magnetisierung, Refokussieren der Resonanz oder Manipulieren der Resonanz in ausgewählten Bereichen der Untersuchungsregion. Bei Ganzkörperanwendungen werden die Resonanzsignale im Allgemeinen von der Ganzkörper-HF-Spule 26 aufgenommen.
Zum Erzeugen von Bildern von begrenzten Regionen des Objekts werden üblicherweise lokale Spulen angrenzend an die ausgewählte Region angeordnet. Es wird zum Beispiel eine einsetzbare Kopfspule 30 eingesetzt, die eine ausgewählte Gehirnregion beim Isozentrum der Röhre umgibt. Die einsetzbare Kopfspule umfasst vorzugsweise lokale Gradientenspulen 32, die Stromimpulse von den Gradientenverstärkern 20 empfangen, um Magnetfeldgradienten entlang der x-, y- und z-Achse in der Untersuchungsregion innerhalb der Kopfspule zu erzeugen. Eine lokale Hochfrequenzspule 34 dient zum Anregen von Magnetresonanz und zum Empfangen von Magnetresonanzsignalen, die aus dem Kopf des Patienten austreten. Alternativ kann eine lokale Nur-Empfangs-Hochfrequenzspule verwendet werden, um die durch Körperspulen-HF-Übertragungen induzierten Resonanzsignale zu empfangen. Eine HF-Abschirmung 36 hindert die HF-Signale von der HF-Kopfspule daran, Wirbelströme in die Gradientenspulen und die umgebenden Strukturen zu induzieren. Die resultierenden Hochfrequenzsignale werden durch die Ganzkörper-HF-Spule 26, die lokale HF-Spule 34 oder andere spezielle HF-Spulen aufgenommen und durch einen Empfänger 38, vorzugsweise einen digitalen Empfänger, demoduliert.
Eine Sequenzsteuerschaltung 40 steuert die Gradientenimpulsverstärker 20 und den Sender 24, um eine beliebige von einer Vielzahl mehrfacher Echosequenzen zu erzeugen, zum Beispiel echoplanare Bildgebung, Echovolumen-Bildgebung, Gradienten- und Spinecho-Bildgebung, schnelle Spinecho-Bildgebung und Ähnliches. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 38 nach jedem HF-Anregungsimpuls eine Vielzahl von Datenlinien in rascher Folge. Ein Analog-Digital-Umsetzer 42 setzt jede Datenlinie in ein digitales Format um. Der Analog-Digital-Umsetzer kann bei digitalen Empfängern zwischen der HF-Empfangsspule und dem Empfänger angeordnet werden oder bei einem analogen Empfänger nachgeschaltet.
Weiterhin Bezug nehmend auf 1 und unter weiterer Bezugnahme auf 2 wird durch die Sequenzsteuereinheit 40 eine Rotations-Rückprojektions- Bildgebungssequenz implementiert, wobei die Datenerfassungslinie in Schritten um das Zentrum des k-Raums gedreht wird. Insbesondere wird ein HF-Anregungsimpuls 50, in der abgebildeten Spinecho-Ausführungsform ein 90° Impuls, zeitgleich mit einem Schichtauswahlgradienten 52 angelegt. Die ersten Teile 54a, 56a eines Paares symmetrischer diffusionssensitiver Gradienten 54, 56 werden entlang den Gradientenachsen G_x, G_y angelegt, die orthogonal zueinander und zu der Schichtauswahlachse verlaufen. Ein HF-Refokussierimpuls 60 wird zeitgleich mit einem anderen Schichtauswahlimpuls 62 zugeführt. Anschließend werden zweite Teile 54b, 56b der symmetrischen diffusionssensitiven Impulse 54, 56 angelegt. Aufgrund des 180° Invertierungsimpulses haben die entsprechenden ersten und zweiten Impulsteile entlang jeder Achse tatsächlich entgegengesetzte Polaritäten. Natürlich werden die bipolaren diffusionssensitiven Impulse analog auch bei Nicht-Spinecho-Sequenzen angelegt. Die Resonanzanregungs- und Invertierungsimpulse induzieren ein Magnetresonanzecho 64. Ein Paar Lesegradientenimpulse 66, 68 wird gleichzeitig mit dem Echo zugeführt.
Bezug nehmend auf 3 umfasst die Sequenzsteuereinheit 40 ein Winkelindexiermittel 70, das die Lesegradienten 66, 68 auf den Lesegradientenachsen G_x und G_y bei jeder Wiederholung als cosθ bzw. sinθ skaliert. Auf diese Weise rotiert die Richtung, auf der die Daten erfasst werden, um einen Ursprung im k-Raum. Die cosθ und sinθ Skalierung führt natürlich dazu, dass einer der Lesegradienten schrumpft, während der andere wächst, wobei die Größe des kombinierten Vektorgradienten G_xX + G_yY im Wesentlichen konstant bleibt. Das Winkelindexiermittel 70 indexiert auch die symmetrischen Diffusionsgradienten auf eine solche Weise, dass die Richtung der maximalen Diffusionsempfindlichkeit senkrecht zur Richtung der Datenerfassung im k-Raum verläuft, d. h. der erste diffusionssensitive Gradientenimpuls 54 und der zweite symmetrische diffusionssensitive Impuls 56 werden ebenfalls skaliert, jedoch als cos (θ + π) bzw. sin (θ + π/2). Auf diese Weise werden sowohl die Richtung der Datenlinie im k-Raum als auch die Richtung der maximalen Diffusionsempfindlichkeit der Sequenz in Inkrementen gedreht, um orthogonal zueinander zu bleiben.
Wieder Bezug nehmend auf 1 und weiterhin Bezug nehmend auf 4 neigt die Datenlinie bei den großen symmetrischen diffusionssensitiven Gradienten und ohne Bewegung dazu, einen Peak 80 im Zentrum des k-Raums zu haben, wo sie die Null-Phasencodier-Datenlinie schneidet.
Eine absolut lineare Bewegung (d. h. translationelle Starrkörperverschiebungen) fügt einen konstanten Phasenfehler e^–iα zu der gesamten Datenlinie hinzu. Eine Rotationsbewegung des Patienten, vor allen Rotationen in der Ebene, führen dazu, dass sich die Datenlinie entlang der Datenerfassungstrajektorie des k-Raums verschiebt.
Wieder Bezug nehmend auf 1, wird jede digitale Datenlinie, wenn sie vom Empfänger 38 und Analog-Digital-Umsetzer 42 empfangen wird, an einen Peakdetektor 82 weitergeleitet. Der Peakdetektor bestimmt den Peak jeder Datenlinie. Ein Zentriersystem 84 bestimmt die Differenz zwischen dem Ort des ermittelten Peaks der Datenlinie und einem Referenzzentrum. Der Referenzmittelpunkt wird zur Vereinfachung der mathematischen Berechnung in dem Rekonstruktionsprozess ausgewählt. Alternativ kann die Referenzdatenlinie eine Datenlinie sein, die ohne die Diffusionsgradienten erfasst wurde. Ein Datenverschiebungsprozessor 86 verschiebt jede Datenlinie um die ermittelte Differenz oder den Versatz. Da die Daten digital sind und abgetastet werden, wird der Versatz natürlich typischerweise in Beträgen gemessen und verschoben, die einem Abtastwert entsprechen. Verschiebungen der Daten, die genauer sind als ein diskreter Abtastwert, sind mit Interpolationsverfahren verbunden. Ein partieller Versatzaddierer 88 addiert wahlweise einen weiteren Versatz zu der Verschiebung, wie nachstehend ausführlicher erläutert wird.
Eine Phasenmessschaltung 90 misst die Phase an einem zuvor ausgewählten Ort auf der Datenlinie, vorzugsweise beim Peak. Eine Phasenverschiebungsbestimmungsschaltung 92 bestimmt die Differenz zwischen der gemessenen Phase und der Phase der Referenzdatenlinie. Ein komplexer Multiplizierer 94 macht die ermittelte Phasenverschiebung zu der zentrierten Datenlinie. Ein gefilterter Rückprojektions-Rekonstruktionsprozessor 96 rekonstruiert einen Satz von Datenlinien zu einer Bilddarstellung der gewählten Schicht, die in einer Ebene eines Bildspeichers 98 gespeichert wird. Optional können andere Rekonstruktionstechniken genutzt werden, die entweder direkt auf die rotierten Datenlinien angewendet werden, oder es kann eine Rebinning-Schaltung 100 verwendet werden, um die Punkte auf den radial angeordneten Datenlinien in Sätze von parallelen Datenlinien umzugruppieren. Die dem Rebinning unterzogenen parallelen Datenlinien werden mit herkömmlichen Rekonstruktionstechniken für parallele Datenlinien rekonstruiert 102, zum Beispiel mit einem zweidimensionalen Fourier-Transformations-Rekonstruktionsverfahren.
Vorzugsweise wird eine Korrektur für Suszeptibilitätsfehler vorgenommen, vor allem, wenn nur 180° der Projektionen erfasst werden. Die Position des HF-Spinechos wird in der Zeit relativ zu dem Zeitpunkt verschoben, an dem sich das erfasste Datenecho bildet, d. h. dem Zentrum des k-Raums. Alle Daten, wie außerhalb der Resonanz liegen, weisen eine Phasenverschiebung auf, die proportional zu dem Frequenzverschiebungsfehler ist. In der bevorzugten Ausführungsform werden die Daten für eine einzelne Schicht rekonstruiert, ohne dass ein partieller Versatz durch die partielle Versatzschaltung 88 hinzugefügt wird und wieder mit einer Vielzahl von weiteren Pixelbruchteil-Versätzen, und das resultierende Schichtbild wird in einer anderen Ebene des Bildspeichers 98 gespeichert. Das bedeutet, es wird ein Bild erzeugt, bei dem jeder Datenlinienpeak auf das Referenzzentrum zentriert ist. Ein weiteres Bild wird erzeugt, bei dem der Datenlinienpeak zu dem zentralen Referenzabtastwert verschoben wird, aber von dem Referenzzentrum um das Äquivalent eines Bruchteils eine Abtastwertes, z. B. 0,3, versetzt. Die Mittelpunkte anderer Bilder überspannen den zentralen Abtastwert in Inkrementen, z. B. ein Bild bei einem Versatz von 0, ein Bild bei einem Versatz von +0,3, ein Bild bei einem Versatz von –0,3, bei +0,6, bei –0,6, bei +0,9, und bei –0,9.
Jedes rekonstruierte Bild wird in die gleiche Vielzahl von Segmenten oder Feldern aufgeteilt. Ein Felduntersuchungsmittel 110 untersucht das entsprechende Feld in jeder der Vielzahl von Bildern der gleichen Schicht, um zu ermitteln, welches in dem besten Fokus liegt oder anderweitig die beste Bildqualität aufweist. In der bevorzugten Ausführungsform liest die Fokusprüfungsschaltung 110 die Phase an einem zuvor ausgewählten, vorzugsweise zentralen Pixel jeder Region oder jedes Feldes. Die Phasenabbildung wird benutzt, um zu bestimmen, welches der korrigierten Versatzbilder am genauesten für die Verwendung an einem beliebigen gegebenen Pixelort ist. Optional kann eine Phasenverschiebung bei mehreren Pixeln gemessen und gemittelt werden. Hat die Schaltung 110 einmal bestimmt, welches Feld den geringsten Phasenfehler aufweist oder aus anderen Gründen das beste diagnostische Bild ist, lädt eine Datenladeschaltung 112 die Daten von diesem Feld in einen Mischbildspeicher 114. Vorzugsweise glättet eine Glättungsschaltung 116 den Übergang zwischen benachbarten Feldern. Jedes Feld kann zum Beispiel benachbarte Felder um eine zuvor gewählte Anzahl von Pixeln überlappen. Die Feldrandglättungsschaltung führt eine gewichtete Mittelwertbildung für die überlappenden Pixel durch.
Verschiedene alternative Ausführungsformen ergeben sich unmittelbar von selbst. Statt zum Beispiel den Lesegradienten um 180° zu drehen, kann der Lesegradient um ganze 360° überstrichen werden, um die Daten zu mitteln.
Bezug nehmend auf 5 wird eine Vielzahl von zusätzlichen HF-Refokussierimpulsen 120 und Lesegradienten 122, 124 nach jeder Anregung zugeführt, um kürzere Datenerfassungszeiten zu erhalten. Jedes Mal, wenn Lesegradienten zugeführt werden, werden sie gedreht oder mit dem oben beschriebenen sin/cos-Zusammenhang indexiert. Mit dieser schnellen spinechoartigen Sequenz werden bei jeder Wiederholung mehrere winkelmäßig versetzte Datenlinien erzeugt.
Bezug nehmen auf die 6A, 6B und 6C verlaufen die nach jeder Anregung erfassten Datenlinien abwechselnd parallel zueinander, um einen kleinen Satz paralleler Datenlinien zu erzeugen. Die Lesegradienten aus 5 werden nach jedem Refokussierimpuls linear skaliert. Auf diese Weise wird eine Vielzahl von Sätzen winkelmäßig verschobener paralleler Datenlinien erzeugt. Diese Datenlinien werden erneut mit einem Gitter versehen und wie oben beschrieben rekonstruiert.
Als weitere Alternative können anstelle der Verwendung eines Spinechos die Daten auch nach einem stimulierten Echo erfasst werden, vor allem wo lange Echozeiten gewünscht werden, um eine signifikante Diffusionsgewichtung zu erhalten.
Dieses Verfahren kann auch in Verbindung mit Fettsättigung angewendet werden. Das Signal vom Fett liegt signifikant außerhalb der Resonanz vom Wasser. Durch die Nutzung der Fettsättigung werden Artefakte verhindert, die während der Projektionsrekonstruktion leicht durch das außerhalb der Resonanz liegende Fettgewebe verursacht werden.
Natürlich lässt sich dieses Verfahren auch auf Mehrschichtbildgebung anwenden, ebenso auf "Slab" – oder Volumenbildgebung. Bei der "Slab" – und Volumenbildgebung wird ein phasencodierter Gradient in der Schichtauswahlgradientenrichtung angelegt, um eine Codierung entlang der dritten Dimension zu erhalten.
Im Gegensatz zu den meisten diffusionsbildgebenden Verfahren, bei denen der Diffusionsvektor für alle Datenlinien in der gleichen Richtung liegt, rotiert das vorliegende Verfahren die Richtung des Vektors der maximalen Diffusionsempfindlichkeit. Auf diese Weise stellt das Verfahren die Diffusion in mehreren Richtungen dar.
Bezug nehmend auf 7 hat die Diffusionsgradientenrichtung D eine rotierende Komponente D_r in der Ebene der Datenlinie und eine orthogonale Komponente D_S in der Schichtauswahlrichtung. Bezug nehmend auf 8 codiert die Komponente in der Schichtauswahlrichtung, die durch Addieren eines diffusionssensitiven Impulses 130 entlang der Schichtauswahlachsen erreicht wurde, die Diffusion entlang einer dritten Rich tung. Da die Diffusionsempfindlichkeit jetzt sowohl Komponenten in der Ebene senkrecht zur Datenlinie als auch Komponenten senkrecht zur Schicht erhält, überstreicht der Diffusionsgradient einen Konus. Vorzugsweise beträgt die Stärke des Diffusionsgradienten entlang der Schichtauswahlrichtung 1/√2 der Stärke des Diffusionsgradienten in der in der Ebene liegenden Richtung, um eine im Durchschnitt ungefähr gleiche Diffusionsgewichtung auf allen drei Hauptachsen zu erreichen. Auf diese Weise werden unabhängige Diffusionsinformationen erzeugt, wie sie normalerweise erzeugt würden, indem ein Tensorkurvenbild aus drei unabhängig erfassten Diffusionsbildern berechnet wird, die jeweils primär empfindlich gegenüber einer Diffusion auf einer anderen der drei orthogonalen Achsen sind.
Von vielen biologischen Strukturen ist a priori bekannt, dass sie die Diffusion im Wesentlichen in eine einzelne Richtung richten. Manche biologischen Strukturen funktionieren zum Beispiel wie eine Reihe von parallelen Röhren mit signifikanter Diffusion in axialer Richtung und reduzierter Diffusion über ihre Barrieren. In einem derartigen Gewebe sollte die Schichtauswahlrichtung vorzugsweise so gewählt werden, dass sie parallel zu der Hauptdiffusionsorientierung der Fasern verläuft. Es werden ein Bild parallel zu der Gewebeorientierung und ein Bild mit einer Diffusionsempfindlichkeit senkrecht zu der Gewebeorientierung erfasst, um ein Bildpaar zu erhalten, das die Anisotropie der Diffusion vollständig beschreibt.
In einer alternativen Ausführungsform werden zwei Bilder erfasst, eines, bei dem die Diffusion in der Ebene rotiert und das andere sensibilisiert in der Schichtauswahlrichtung. Durch Kombinieren der beiden Bilder ist das resultierende Bild im Wesentlichen frei von einer Richtungsabhängigkeit. Natürlich sollte eine geeignete Gewichtung zwischen den beiden Bildern vorgenommen werden.
Bei einer weiteren Alternative wird jede der erfassten Datenlinien in eine Projektion konvertiert, und zwar vorzugsweise durch eine Fourier-Transformation. Eine derartige Nur-Größe-Datenlinie erfordert keine Phasenkorrektur oder sogar Positionierung. Diese Größenprojektionen werden anschließend zu dem resultierenden Bild rekonstruiert, vorzugsweise durch Faltungsrückprojektion.
Es werden auch zahlreiche andere Trajektorien durch den k-Raum betrachtet. Die Reihe der Trajektorien kann sich in zwei oder drei Dimensionen in jedem von einer Vielzahl von einfachen oder ausgeklügelteren Schemen durch den k-Raum bewegen, wobei der Diffusionsvektor senkrecht zur k-Raum-Trajektorie steht. Das Verfahren kann auch bei inhärenten 3D-Daten angewendet werden, die bei allen Projektionen erfasst werden. Die Diffusionsrichtung wird so variiert, das sie senkrecht zu jeder Ausleserichtung verläuft.

Die beschriebenen Ausführungsformen schaffen also eine rotierende Diffusions-MR-Bildgebung mit reduzierten Bewegungsartefakten. Ein wesentlicher Vorteil der beschriebenen Ausführungsformen liegt in ihrer verbesserten Immunität gegenüber Bewegung, einschließlich Rotationsbewegung, Beschleunigung und anderen Bewegungen höherer Ordnung. Ein weiterer Vorteil liegt in der Tatsache, dass sie mit herkömmlichen Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtungen durchgeführt werden können, ohne dass spezielle Hardware hinzugefügt werden muss. Ein weiterer Vorteil liegt in ihrer geringeren Abhängigkeit von der Richtung der Diffusion. Weitere Vorteile sind unter anderem ein guter Störabstand, eine hohe Auflösung und eine effiziente Scanzeit. INSCHRIFT DER ZEICHNUNG Fig. 1

Video Proc	Videoprozessor
Magnetic field control	Magnetfeldsteuereinheit
Gradient amplifiers	Gradientenverstärker
Digital transmitter	Digitaler Sender
Receiver	Empfänger
A/D	Analog-Digital-Umsetzer
Sequence control	Sequenz-Steuereinheit
Index rotation	Rotation indexieren
Patch exam	Feld untersuchen
Smooth	Glättung
Load patch	Feld laden
FBP recon	Rückprojektions-Rekonstruktion
Shift	Verschiebung
Peak detect	Peakdetektor
Center	Zentrierung
Phase measure	Phasenmessung
Frac. Offset	partieller Versatz
Phase shift	Phasenverschiebung
Rebin	Rebinning
f. t. recon	FT-Rekonstruktion

Claims

Verfahren zur Bildgebung mittels magnetischer Resonanz, bei dem magnetische Resonanz angeregt wird und entlang einer Vielzahl von Ausleserichtungen ausgelesen wird, um eine Vielzahl von Datenlinien zu erzeugen, wobei die Ausleserichtungen um einen Ursprung gedreht werden, so dass die Datenlinien bei jeder einer Vielzahl von winkelmäßig inkrementietten, um einen Ursprung herum rotierten Ausrichtungen erfasst werden, wobei die Datenlinien zu einer Bilddarstellung rekonstruiert werden und dabei vor der Erfassung jeder Datenlinie diffusionssensitive Gradientenimpulse angelegt werden, um eine Sensibilisierung für die Diffusionsbewegung in einer orthogonal zu der Richtung der Datenlinien verlaufenden Richtung zu erreichen, so dass die Empfindlichkeit für die Diffusion während der Erfassung der Datenlinie senkrecht zur Datenlinie verläuft und mit den Datenlinienausrichtungen um den Ursprung rotiert.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei nach der Erfassung jeder Datenlinie ein Ort der maximalen Größe der ausgelesenen Datenlinie bestimmt wird und die Datenlinie so verschoben wird, dass sich der Ort der maximalen Größe an einem vorgewählten Ort innerhalb der Datenlinie befindet.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei für jeden Datenliniensatz eine Vielzahl von Datenliniensätzen erfasst wird; bei dem Schritt des Verschiebens des Orts der maximalen Größe zu einem vorgewählten Ort die Datenlinien jedes Satzes zu einem anderen vorgewählten Ort verschoben werden und die verschiedenen vorgewählten Orte sich durch einen Abstand voneinander unterscheiden, der einem Bruchteil eines Abtastwertes entspricht, wobei die Vielzahl der Datenlinien jedes Satzes zu separaten Bildern rekonstruiert wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei jedes einer Vielzahl von entsprechenden Feldern der separaten Bilder untersucht wird, um zu bestimmen, welches der entsprechen den Felder eine bevorzugte Bildqualität aufweist, und wobei die Felder mit der bevorzugten Bildqualität zusammengefügt werden, um ein resultierendes Bild abzuleiten.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei ein Schichtauswahlgradient gleichzeitig mit dem Anregungsimpuls angelegt wird und der Schichtauswahlgradient parallel zu einer Schichtauswahlrichtung angelegt wird, so dass Resonanz in einer ausgewählten Schicht angeregt wird; wobei die diffusionssensitiven Gradientenimpulse entlang (i) der Schichtauswahlachse, (ii) einer ersten Achse senkrecht zur Schichtauswahlachse, und (iii) entlang einer zweiten Achse senkrecht zur Schichtauswahlachse und zur ersten Achse angelegt werden; und wobei im Schritt des Auslesens die Lesegradienten entlang der ersten und der zweiten Achse angelegt werden, so dass die Richtung der Diffusionsempfindlichkeit entlang eines Konus rotiert.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, das die folgenden Schritte umfasst: Bestimmen einer Phase jeder Datenlinie an einem vorgewählten Ort auf der Datenlinie; Bestimmen einer Differenz zwischen der bestimmten Phase und einer vorgewählten Phase; Justieren der Phase jedes Datenwertes der Datenlinie um die ermittelte Differenz.
Gerät zur Bildgebung mittels magnetischer Resonanz, das Folgendes umfasst: einen Magneten (12) zur Erzeugung eines temporär konstantes Magnetfelds durch eine Untersuchungsregion; eine Hochfrequenz-Impulssteuereinheit und einen Sender (24, 40) zum Induzieren von Dipolen in die Untersuchungsregion, um eine solche Resonanz hervorzurufen, dass Hochfrequenz-Resonanzsignale erzeugt werden; Magnetfeldgradientenspulen (22) und eine Gradientenmagnetfeld-Steuereinheit (20, 40) zum Erzeugen von Schicht- und "Slab"-Auswahl, Lese- und diffusionssensitiven Gradientenimpulsen in der Untersuchungsregion; einen Empfänger (38) zum Empfangen und Demodulieren der während der Lesegradienten ausgelesenen Hochfrequenz-Magnetsignale, um eine Reihe von Datenlinien zu erzeugen; einen Rekonstruktionsprozessor (96, 102) zum Rekonstruieren der Datenlinien zu einer Bilddarstellung; und einen Bildspeicher (98) zum Speichern der rekonstruierten Bilddarstellung; mit Mitteln (70, 40), die vorgesehen sind, um den diffusionssensitiven Gradienten in einer Richtung senkrecht zur Ausleserichtung der Datenlinien anzulegen und um die Lese- und diffusionssensitiven Gradienten zusammen so zu drehen, dass die Diffusionsempfindlichkeit und die Ausleserichtung der Datenlinien, die rekonstruiert werden, winkelmäßig um einen Ursprung herum inkrementiert werden.
Gerät nach Anspruch 7, weiterhin mit einem Peakdetektor (82) zum Erkennen des Ortes der maximalen Amplitude jeder Datenlinie; Datenlinien-Zentriermitteln (84, 86), die mit dem Peakdetektor verbunden sind, um Datenwerte so entlang der Datenlinie zu verschieben, dass sich der erkannte Peak an einem vorgewählten Ort auf der Datenlinie befindet; und mit partiellen Versatzmitteln (88), um den Ort des erkannten Peaks weiter um eine Strecke zu verschieben, die einem ausgewählten Bruchteil eines Abtastwertes entspricht.
Gerät nach Anspruch 8, weiterhin mit Mitteln (90) zum Messen einer Differenz zwischen einer Phase von Daten an einem vorgewählten Ort auf der Datenlinie relativ zu dem erkannten Peak und zum Bestimmen einer Phasenverschiebung zwischen der gemessenen Phase und einer vorgewählten Phase; und mit Mitteln (92) für die Phasenverschiebung der Phase jeder Datenlinie um die ermittelte Phasenverschiebung.
Gerät nach einem der Ansprüche 8 oder 9, wobei der Bildspeicher eine Vielzahl von Speicherebenen hat und jede Speicherebene ein rekonstruiertes Bild speichert, das durch die partiellen Versatzmittel mit einem anderen partiellen Versatz versehen wurde, und weiterhin mit Mitteln (110) zum Untersuchen von mindestens einem vorgewählten Datenwert in jeder einer vorgewählten Vielzahl von entsprechenden Feldern der Vielzahl von Bildern, um eine Phase an dem gewählten Pixel zu bestimmen und basierend auf der bestimmten Phase eines der entsprechenden Felder zur Aufnahme in ein endgültiges Bild auszuwählen; und mit Mitteln (112, 116) zum Zusammenführen jedes der gewählten Felder in einem endgültigen Bildspeicher (114), um das endgültige Bild zu erzeugen.