DE69735138T2

DE69735138T2 - Getriggerte, zeitlich aufgelöste 3d-angiographie mit erhöhtem kontrast

Info

Publication number: DE69735138T2
Application number: DE69735138T
Authority: DE
Inventors: M. Charles Madison MISTRETTA; R. Frank Madison KOROSEC; M. Thomas Madison GRIST; Richard Madison FRAYNE
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1997-01-21
Filing date: 1997-07-22
Publication date: 2006-08-17
Anticipated expiration: 2017-07-23
Also published as: JP4167233B2; IL130991A; EP1010016B1; US5830143A; EP1010016A1; AU3888397A; WO1998032026A1; IL130991A0; ATE316248T1; JP2005185853A; DE69735138D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Das Gebiet der Erfindung sind die Magnetresonanzangiographie ("MRA") und insbesondere dynamische Untersuchungen des menschlichen Gefäßsystems unter Verwendung von Kontrastmitteln, die die NMR-Signale verstärken.
Diagnostische Studien des menschlichen Gefäßsystems haben viele medizinische Anwendungen. Röntgenbildgebungs-Verfahren wie etwa die digitale Subtraktionsangiographie ("DSA") haben breite Verwendung bei der Visualisierung des Herz-Kreislauf-Systems, das das Herz und die verbundenen Blutgefäße umfasst, gefunden. Die Bilder, die die Blutzirkulation in den Arterien und Venen der Nieren und den Karotisarterien und Venen des Halses und des Kopfes zeigen, besitzen einen enormen diagnostischen Nutzen. Leider setzen diese Röntgenverfahren jedoch den Patienten einer möglicherweise schädigenden ionisierenden Strahlung aus und erfordern häufig die Verwendung eines invasiven Katheters, um ein Kontrastmittel in das abzubildende Gefäßsystem zu injizieren.
Einer der Vorteile dieser Röntgentechniken besteht darin, dass Bilddaten mit einer hohen Rate (d. h. einer hohen zeitlichen Auflösung) gewonnen werden können, so dass während der Injektion des Kontrastmittels eine Folge von Bildern gewonnen werden kann. Solche "dynamischen Studien" ermöglichen das Auswählen des Bildes, in dem der Kontrastmittelbolus durch das interessierende Gefäßsystem fließt. Frühere Bilder in der Folge weisen möglicherweise keinen ausreichenden Kontrast in dem verdächtigen Gefäßsystem auf, während spätere Bilder möglicherweise schwer zu interpretieren sind, da das Kontrastmittel die Venen erreicht und in das umgebende Gewebe diffundiert. Subtraktionsverfahren wie etwa das, das in dem US-Patent Nr. 4.204.225 mit dem Titel "Real-Time Digital X-ray Subtraction Imaging" offenbart wird, können verwendet werden, um die diagnostische Brauchbarkeit derartiger Bilder deutlich zu verbessern.
Die Magnetresonanzangiographie (MRA) verwendet das Phänomen der Kernspinresonanz (NMR) zur Erzeugung von Bildern des menschlichen Gefäßsystems. Wenn eine Substanz wie etwa menschliches Gewebe einem gleichförmigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt ist, sind die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe bestrebt, sich nach diesem Polarisationsfeld auszurichten, wobei sie jedoch mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz in zufälliger Ordnung um das Feld präzedieren. Wenn die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt ist, das in der x-y-Ebene liegt und das in der Nähe der Larmorfrequenz liegt, kann das ausgerichtete Nettomoment M₂ in die x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, so dass ein transversales magnetisches Nettomoment M_t erzeugt wird. Von den angeregten Spins wird ein Signal emittiert, wobei dieses Signal empfangen und zur Erzeugung eines Bildes verarbeitet werden kann, nachdem das Anregungssignal B₁ beendet ist.
Wenn diese Signale verwendet werden, um Bilder zu erzeugen, werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) eingesetzt. Typischerweise wird die abzubildende Region durch eine Folge von Messzyklen abgetastet, in der diese Gradienten entsprechend dem verwendeten besonderen Lokalisierungsverfahren variieren. Der sich ergebende Satz empfangener NMR-Signale wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von vielen gut bekannten Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.
Die meisten NMR-Abtastungen, die momentan zur Erzeugung medizinischer Bilder verwendet werden, benötigen viele Minuten zur Gewinnung der nötigen Daten. Die Verringerung dieser Abtastzeit auf Sekunden anstatt Minuten ist das Haupthindernis bei der Durchführung klinischer dynamischer Studien, die MRI-Verfahren verwenden. Eine Anzahl von Verfahren sind entwickelt worden, um die zeitliche Auflösung von MRI-Abtastungen unter Verwendung von Impulsfolgen, die auf die MRA anwendbar sind, zu erhöhen. In einem Verfahren, das im Gebiet als "MR-Fluoroskopie" bekannt ist und in dem US-Patent Nr. 4.830.012 beschrieben wird, wird das Subjekt abgetastet, indem die N Phasencodierungsansichten, die für ein vollständiges Bild benötigt werden, ununterbrochen und wiederholt gewonnen werden. Anstatt jedoch auf einen völlig neuen Satz von N Ansichten zu warten, bevor das nächste Bild rekonstruiert wird, werden die Bilder mit einer viel höheren Rate unter Verwendung der neuesten N Ansichten rekonstruiert. Mit anderen Worten ein Bild wird sowohl aus neu gewonnenen Ansichten als auch aus Ansichten, die bei der Rekonstruktion vorhergehender Bilder in der dynamischen Studie verwendet wurden, rekonstruiert. Während mit der MR-Fluoroskopie sehr hohe Geschwindigkeitsraten erreicht werden, ist der Bildkontrast für die MRA nicht zufrieden stellend, weil die zentralen Ansichten im k-Raum, die den Bildgesamtkontrast dominieren, immer noch mit der viel langsameren Eigenabtastrate (d. h. N × TR) aktualisiert werden.
Ein weiteres Verfahren zur Erhöhung der zeitlichen Auflösung von MRI-Bildern wird im Gebiet als "Schlüsselloch"-Bildgebung bezeichnet. Wie z. B. von R. A. Jones u. a. in "Dynamic, Contrast Enhanced, NMR Perfusion Imaging Of Regional Cerebral Ischaemia In Rats Using K-Space Substitution", SMR Eleventh Annual Meeting 1992, Abstr. 1138, beschrieben ist, wird eine Folge von Bildern während einer dynamischen Studie, bei der ein Kontrastmittel in das Subjekt injiziert wird, gewonnen. Das erste Bild in der Folge ist ein Bezugsbild, in dem alle Phasencodierungsansichten (d. h. 128 Ansichten) erfasst werden. Nachfolgende Bilder werden allerdings nur durch Gewinnung der zentralen Ansichten (d. h. der 32 zentralen Ansichten) erzeugt. Diese Schlüssellochabtastungen können offensichtlich viel schneller als vollständige Abtastungen gewonnen werden, wobei die Geschwindigkeitsrate proportional erhöht ist. Die Schlüssellochbilder werden unter Verwendung der neuesten k-Raum-Ansichten in Kombination mit den äußeren, peripheren k-Raum-Ansichten aus der Bezugsabtastung rekonstruiert. Leider ist die Schlüsselloch-Bildgebung des k-Raums in Bezug auf Situationen, in denen die kleinen Ortsfrequenzänderungen in den rekonstruierten Bilder die Entwicklung der dynamischen Studie nicht erfassen, ungeeignet. Das ist ein Problem, wenn sich der Kontrast in kleinen zu untersuchenden Regionen ändert, wobei in solchen Studien die Anzahl der gewonnenen zentralen Ansichten bis zu dem Punkt erhöht werden muss, wo der Gewinn in Bezug auf die zeitliche Auflösung verloren geht.
Mit dem Verfahren der k-Raum-Schlüsselloch-Bildgebung hängt ein Verfahren zusammen, das im Gebiet als dynamische Bildgebung mit eingeschränktem Sichtfeld ("FOV") bekannt ist. Wie z. B. von Hu und Parrish in Magnetic Resonance in Medicine, Bd. 31, S. 691–694, 1994, und von Frederickson und Pelc, 3rd SMR, 1, 197.1995, veröffentlicht ist, wird dieses Verfahren auf dynamische Studien angewendet, bei denen der sich ändernde Teil des Bildes nicht mehr als eine Hälfte des vollständigen FOV einnimmt. Zu Beginn der Studie wird ein Bezugsbild erzeugt, das den statischen Teil des Bildes repräsentiert, und es wird eine Serie von Bildern, die nur den dynamischen zentralen Abschnitt des Bildes umfassen, unter Verwendung der halben Anzahl von Phasencodierungsansichten erzeugt. Diese dynamischen Bilder können mit einer höheren Geschwindigkeitsrate gewonnen werden, weil lediglich die halbe Anzahl von Ansichten (entweder die ungeradzahligen oder die geradzahligen Ansichten) gewonnen werden müssen. Die dynamischen und statischen Abschnitte des Bildes werden kombiniert, um eine entsprechende Folge vollständiger FOV-Bilder zu erzeugen. Natürlich entfernen die aus diesen Regionen erhaltenen Information Aliasing-Artefakte in dem kleinen FOV nicht mehr genau, wenn Änderungen im statischen Abschnitt des Bildes auftreten.
Die MR-Angiographie (MRA) ist ein aktiver Forschungsbereich gewesen. Zwei Grundtechniken sind vorgeschlagen und bewertet worden. Die erste Klasse, Laufzeit-Techniken (TOF-Techniken), besteht aus Verfahren, die die Bewegung des Blutes in Bezug auf das umgebende Gewebe verwenden. Der allgemeinste Ansatz besteht in der Ausnutzung der Unterschiede in der Signalsättigung, die zwischen fließendem Blut und ortsfestem Gewebe bestehen. Dies ist als flussbedingte Verstärkung bekannt, wobei dieser Effekt jedoch unzutreffend benannt ist, weil die Verbesserung in Bezug auf den Blut-Gewebe-Kontrast tatsächlich durch die ortsfesten Gewebe, die viele Anregungsimpulse erfahren und gesättigt werden, verursacht ist. Fließendes Blut, das sich durch den angeregten Abschnitt bewegt, wird immer wieder durch Spins, die weniger Anregungsimpulse erfahren, aufgefrischt und ist daher weniger gesättigt. Das Ergebnis ist der gewünschte Bildkontrast zwischen dem Blut mit hohem Signal und den ortsfesten Geweben mit niedrigem Signal.
Außerdem sind MR-Verfahren entwickelt worden, die die Bewegung in die Phase des erfassten Signals codieren, wie in dem US-Patent Nr. Re. 32.701 offenbart ist. Diese bilden die zweite Klasse von MR-Techniken und sind als Phasenkontrastverfahren (PC-Verfahren) bekannt. Gegenwärtig gewinnen die meisten PC-MRA-Techniken zwei Bilder, wobei jedes Bild eine andere Empfindlichkeit für dieselbe Geschwindigkeitskomponente hat. Angiographiebilder werden danach durch die Bildung entweder der Phasendifferenz oder der komplexen Differenz zwischen dem Paar geschwindigkeitscodierter Bilder erhalten. Die Phasenkontrast-MRA-Techniken sind so erweitert worden, dass sie für Geschwindigkeitskomponenten in allen drei orthogonalen Richtungen empfindlich sind.
Ungeachtet der in den letzten Jahren gemachten enormen Fortschritte wird die MRA an vielen klinischen Standorten noch immer als ein Forschungswerkzeug betrachtet und nicht routinemäßig in der klinischen Praxis verwendet. Eine breitere Anwendung sowohl der TOF- als auch der PC-Techniken wird durch das Vorhandensein einer Vielzahl schädlicher Bildartefakte erschwert, die ein Krankheitsbild maskieren und in einigen Fällen sogar imitieren können. Diese Artefakte führen im Allgemeinen sowohl zu einer niedrigeren Spezifität als auch einer gefährdeten Empfindlichkeit.
Um die diagnostische Leistungsfähigkeit der MRA zu verbessern, kann dem Patienten vor der MRA-Abtastung ein Kontrastmittel wie etwa Gadolinium injiziert werden. Wie in dem US-Patent Nr. 5.417.213 beschrieben wird, besteht der Trick darin, die zentralen k-Raum-Ansichten in dem Moment zu erfassen, in dem der Kontrastmittelbolus durch das interessierende Gefäßsystem fließt. Dies ist keine einfache zeitliche Abstimmung, um sie als Teil eines routinemäßigen klinischen Verfahrens zu erreichen.
Eine weitere Herausforderung stellt sich dar, wenn Blutgefäße wie etwa die Aorta, die Nierenarterien und die Lungenarterien abgebildet werden sollen. Diese Gefäße bewegen sich während des Herzzyklus im Ergebnis des sich ändernden Blutdurchflusses deutlich. Um den Geistereffekt und die Verschmierung, die durch eine solche Bewegung verursacht werden, zu minimieren, ist es allgemein üblich, die Datenerfassung unter Verwendung eines EKG-Signals zu triggern. Wenn eine EKG-Triggerung verwendet wird, wird die NMR-Datenerfassung so synchronisiert, dass sie nur während der diastolischen Phase des Herzzyklus erfolgt. Im Ergebnis werden während wenigstens einem Drittel der Zeit keine Daten erfasst, wobei die Gesamtzeit zur Vervollständigung einer Abtastung typischerweise um 50 % erhöht ist. In einer dynamischen Studie überträgt sich das auf eine entsprechende Verringerung der Rahmengeschwindigkeitsrate und eine daraus folgende Verringerung der Wahrscheinlichkeit, dass der Vorgang zum Erreichen eines maximalen Bildkontrasts synchronisiert werden kann.
Wie in den US-Patenten Nr. 5.377.680 und Nr. 5.348.011 offenbart wird, muss eine kardiale Bildgebung unter Verwendung eines MRI-Systems Daten während eine Serie von Herzzyklen erfassen. Typischerweise wird während solchen Abtastungen eine Serie von Bildern gewonnen, die das Herz in verschiedenen Phasen seines Herzzyklus zeigen. Das von M. Doyle u. a. offenbarte Verfahren, "Block Regional Interpolation Scheme for k-Space (BRISK): A Rapid Cardiac Imaging Technique", Magnetic Resonance in Medicine, 33:163–170 (1995), lehrt, dass zusätzliche kardiale Phasenbilder erzeugt werden können, indem die zentralen k-Raum-Ansichten während der Herzabtastungen häufiger abgetastet werden und sich auf eine Interpolation gestützt wird, wie sie durch das US-Patent Nr. 5.377.680 für die peripheren k-Raum-Ansichten gelehrt wird.
Ausführlich offenbaren Doyle u. a., "Block Regional Interpolation Scheme for k-space (BRISK): a Rapid Cardiac Imaging Technique", Magn. Res. Med. 33, S. 163–170, 1995, ein Verfahren zur Gewinnung von NMR-Daten von einem Subjekt zur Herstellung einer Serie von Rahmenbildern durch wiederholtes Gewinnen von Abtastwerten aus einem ausgewählten k-Raum während einer dynamischen Studie des Subjekts, wobei das Verfahren umfasst: Abtasten einer zentralen Region des ausgewählten k-Raums mit einer gegebenen Geschwindigkeitsrate; Abtasten peripherer Regionen des ausgewählten k-Raums mit einer Geschwindigkeitsrate, die niedriger als die gegebene Geschwindigkeitsrate ist; Bilden eines Datensatzes für jeden Satz der k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region, der die k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region und Abtastwerte beinhaltet, die von zeitlich benachbarten Abtastungen der peripheren k-Raum-Regionen stammen; und Rekonstruieren eines Rahmenbildes aus dem Datensatz.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Gewinnung von NMR-Daten von einem Subjekt zur Herstellung einer Serie von Rahmenbildern durch wiederholtes Gewinnen von Abtastwerten aus einem ausgewählten k-Raum während einer dynamischen Studie des Subjekts geschaffen, wobei das Verfahren umfasst: Abtasten einer zentralen Region des ausgewählten k-Raums mit einer gegebenen Geschwindigkeitsrate; Abtasten peripherer Regionen des ausgewählten k-Raums mit einer Geschwindigkeitsrate, die niedriger als die gegebene Geschwindigkeitsrate ist; Bilden eines Datensatzes für jeden Satz der k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region, der die k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region und Abtastwerte beinhaltet, die von zeitlich benachbarten Abtastungen der peripheren k-Raum-Regionen stammen; und Rekonstruieren eines Rahmenbildes aus dem Datensatz, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren weiterhin die Erzeugung eines Signals umfasst, das den Herzzyklus des Subjekts anzeigt und bei jedem Herzzyklus ein systolisches Aufnahmefenster und ein diastolisches Aufnahmefenster definiert; die zentrale Region des ausgewählten k-Raums während des diastolischen Aufnahmefensters abgetastet wird; und die peripheren Regionen des ausgewählten k-Raums während des systolischen Aufnahmefensters abgetastet werden.
Die im Folgenden beschriebenen Ausführungsformen der Erfindung können die Geschwindigkeitsrate erhöhen, mit der MRI-Bilder während einer herzgetriggerten dynamischen Studie erzeugt werden können, ohne ihren diagnostischen Wert zu verringern. Durch Abtasten der zentralen k-Raum-Region während des diastolischen Abschnitts des Herzzyklus und mit einer höheren Geschwindigkeitsrate werden die dynamischen Kontraständerungen der größeren Objekte in dem Subjekt genauer dargestellt und feiner aufgelöst. Das Verwenden einer niedrigeren Abtastrate für die peripheren k-Raum-Regionen verringert im Wesentlichen die Datenmenge, die pro Bildrahmen gewonnen werden muss, ohne dass der diagnostische Wert des rekonstruierten Bildes signifikant verringert wird. Außerdem werden durch die Gewinnung der peripheren k-Raum-Abtastwerte während der Systole Daten während des gesamten Herzzyklus gewonnen, wobei folglich die Rate, mit der der k-Raum abgetastet wird, weiter erhöht wird. Die Vorteile sind bei 3D-Erfassungen besonders ausgeprägt.
Die Abtastwerte in jedem Datensatz der peripheren k-Raum-Regionen können dadurch erhalten werden, dass einfach die entsprechenden k-Raum-Abtastwerte ausgewählt werden, die hinsichtlich der Zeit der Erfassung der k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region am nächsten sind, oder sie können dadurch erhalten werden, dass zwischen entsprechenden k-Raum-Abtastwerten, die vor und nach der Erfassung der k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region gewonnen werden, interpoliert wird.
Die im Folgenden beschriebenen Ausführungsformen der Erfindung können ein Verfahren bereitstellen, bei dem die Geschwindigkeitsrate durch Interpolation zwischen sukzessiven Datensätzen erhöht werden kann. Diese Basisrahmenrate ist durch die Rate bestimmt, mit der die zentrale k-Raum-Region abgetastet wird. Diese kann durch Interpolation zwischen sukzessiven Abtastwerten der zentralen k-Raum-Region, so dass zusätzliche Bildrahmen gebildet werden, erhöht werden.
Die vorerwähnten und weitere Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung. In der Beschreibung wird Bezug auf die beigefügte Zeichnung genommen, die einen Teil hiervon bildet und in der zur Erläuterung eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung gezeigt ist. Allerdings repräsentiert eine solche Ausführungsform nicht zwangsläufig den vollen Umfang der Erfindung, weshalb hiermit zur Erklärung des Umfangs der Erfindung auf die Ansprüche verwiesen wird.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
1 ist ein Blockschaltplan eines MRI-Systems, das die vorliegende Erfindung verwendet;
2 ist ein elektrischer Blockschaltplan der Sende-/Empfangseinheit, die einen Teil des MRI-Systems von 1 bildet;
3 ist eine graphische Darstellung der Impulsfolge, die in der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung verwendet wird;
4 ist eine graphische Darstellung, wie die Datenerfassung mit dem Herzzyklus des Subjekts synchronisiert wird;
5 ist eine graphische Darstellung des dreidimensionalen k-Raums, aus dem Daten abgetastet werden, wenn die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung verwirklicht wird;
6 ist eine graphische Darstellung der Reihenfolge, in der der dreidimensionale k-Raum von 5 während der dynamischen Studie abgetastet wird; und
7 ist eine bildliche Darstellung der Datensätze für jeden Bildrahmen in der dynamischen Studie von 6 und wie sie kombiniert werden, um ein MRA-Bild zu erzeugen.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Anhand von 1 sind zunächst die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI-Systems gezeigt, das die vorliegenden Erfindung integriert. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienungskonsole 100, die ein Tastatur- und Bedienfeld 102 und eine Anzeige 104 umfasst, gesteuert. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem getrennten Computersystem 107, das dem Bediener die Steuerung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Modulen, die über eine Rückwandleiterplatte miteinander kommunizieren. Diese umfassen ein Bildprozessormodul 106, ein CPU-Modul 108 und ein Speichermodul 113, das im Gebiet als ein Rahmenpufferspeicher zur Speicherung von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 für die Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und es kommuniziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer getrennten Systemsteuerung 122.
Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz Module, die über eine Rückwandleiterplatte zusammengeschlossen sind. Diese umfassen ein CPU-Modul 119 und ein Impulsgeneratormodul 121, das über eine serielle Verbindung 125 mit der Bedienungskonsole 100 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die Abtastfolge, die durchgeführt werden soll, angeben. Das Impulsgeneratormodul 121 betreibt die Systemkomponenten so, dass die gewünschte Abtastfolge ausgeführt wird. Es erzeugt Daten, die den Zeitablauf, die Stärke und die Form der zu erzeugenden HF-Impulse und den Zeitablauf und die Länge des Datenaufnahmefensters angeben. Das Impulsgeneratormodul 121 ist mit einem Satz Gradientenverstärker 127 verbunden, um den Zeitablauf und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzugeben. Das Impulsgeneratormodul 121 empfängt außerdem Patientendaten von einer Steuereinheit 129 für die physiologische Datenerfassung, die Signale von einer Anzahl verschiedener Sensoren, die mit dem Patienten verbunden sind, empfängt wie etwa EKG-Signale von Elektroden oder Atemsignale von einem Balg. Schließlich steht das Impulsgeneratormodul 121 mit einer Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 in Verbindung, die Signale von verschiedenen Sensoren, die mit dem Zustand des Patienten und dem Magnetsystem in Zusammenhang stehen, empfängt. Außerdem empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 über die Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 Befehle, um den Patienten in die gewünschte Position für die Abtastung zu bewegen.
Die von dem Impulsgeneratormodul 121 erzeugten Gradientensignalformen werden an ein Gradientenverstärkersystem 127, das G_x-, G_y- und G_z-Verstärker umfasst, angelegt. Jeder Gradientenverstärker regt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung an, um Magnetfeldgradienten zu erzeugen, die zur Positionscodierung gewonnener Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-HF-Spule 152 enthält. Ein Sende-/Empfangsmodul 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die von einem HF-Verstärker 151 verstärkt und über einen Sende-/Empfangsumschalter 154 in die HF-Spule 152 eingekoppelt werden. Die resultierenden Signale, die von den angeregten Atomkernen im Patienten ausgestrahlt werden, können von derselben HF-Spule 152 erfasst und über den Sende-/Empfangsumschalter 154 in einen Vorverstärker 153 eingekoppelt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem Empfängerabschnitt der Sende-/Empfangseinheit 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsumschalter 154 wird durch ein Signal von dem Impulsgeneratormodul 121 so gesteuert, dass er während des Sendebetriebs den HF-Verstärker 151 elektrisch mit der Spule 152 verbindet, wobei er während des Empfangsbetriebs den Vorverstärker 153 verbindet. Der Sende-/Empfangsumschalter 154 ermöglicht außerdem die Verwendung einer getrennten HF-Spule (z. B. eine Kopfspule oder eine Oberflächenspule) entweder im Sende- oder im Empfangsbetrieb.
Die von der HF-Spule 152 aufgefangenen NMR-Signale werden von dem Sende-/Empfangsmodul 150 digitalisiert und in ein Speichermodul 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Wenn die Abtastung ausgeführt ist und ein ganzes Datenfeld in dem Speichermodul 160 erfasst worden ist, wird ein Feldprozessor 161 so wirksam, dass die Daten in ein Bilddatenfeld fouriertransformiert werden. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 in das Computersystem 107 übertragen, wo sie in dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. In Reaktion auf Befehle, die von der Bedienungskonsole 100 empfangen werden, können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert werden, oder sie können von dem Bildprozessor 106 weiterverarbeitet und zur Bedienungskonsole 100 übertragen und auf der Anzeige 104 dargestellt werden.
Wie insbesondere in den 1 und 2 gezeigt ist, erzeugt die Sende-/Empfangseinheit 150 das HF-Anregungsfeld B1 über einen Leistungsverstärker 151 mit einer Spule 152A und empfängt das in einer Spule 152B induzierte resultierende Signal. Wie oben angegeben ist, können die Spulen 152A und B getrennt sein, wie in 2 gezeigt ist, oder sie können eine einzelne Ganzkörperspule sein, wie in 1 gezeigt ist. Die Grund- oder Trägerfrequenz des HF-Anregungsfelds wird unter Steuerung eines Frequenzsynthesizers 200 erzeugt, der einen Satz digitaler Signale von dem CPU-Modul 119 und dem Impulsgeneratormodul 121 empfängt. Diese digitalen Signale geben die Frequenz und die Phase des an einem Ausgang 201 erzeugten HF-Trägersignals an. Der befohlene HF-Träger wird an einen Modulator und Aufwärtsumsetzer 202 angelegt, in dem seine Amplitude in Reaktion auf ein ebenfalls von dem Impulsgeneratormodul 121 empfangenes Signal R(t) moduliert wird. Das Signal R(t) definiert die Hüllkurve des zu erzeugenden HF-Anregungsimpulses und wird in dem Modul 121 durch aufeinander folgendes Auslesen einer Serie gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können ihrerseits von der Bedienungskonsole 100 aus geändert werden, um irgendeine gewünschte HF-Impuls-Hüllkurve zu erzeugen.
Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten HF-Anregungsimpulses wird durch eine Erregerdämpfungsglied-Schaltung 206, die einen digitalen Befehl von der Rückwandleiterplatte 118 empfängt, gedämpft. Die gedämpften HF-Anregungsimpulse werden an den Leistungsverstärker 151 angelegt, der die HF-Spule 152A ansteuert. Dieser Abschnitt der Sende-/Empfangseinheit 122 wird ausführlich in dem US-Patent Nr. 4.952.877 beschrieben.
Wie nochmals in den 1 und 2 gezeigt ist, wird das von dem Subjekt erzeugte Signal von der Empfängerspule 152B aufgefangen und über den Vorverstärker 153 an den Eingang eines Empfangsdämpfungsglieds 207 angelegt. Das Empfangsdämpfungsglied 207 verstärkt das Signal weiter um einen Betrag, der durch ein von der Rückwandleiterplatte 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal bestimmt ist.
Das empfangene Signal liegt bei und um die Larmorfrequenz, wobei dieses Hochfrequenzsignal in einem Zweistufenprozess von einem Abwärtsumsetzer 208, der zunächst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Leitung 201 mischt und danach das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5-MHz-Bezugssignal auf der Leitung 204 mischt, abwärts umgesetzt wird. Das abwärts umgesetzte NMR-Signal wird an den Eingang eines Analog/Digital-Umsetzters (A/D-Umsetzer) 209 angelegt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es an einen digitalen Detektor- und Signalprozessor 210 anlegt, der gleichphasige Werte (I-Werte) zu 16 Bit und um 90° phasenverschobene Werte (Q-Werte) zu 16 Bit erzeugt, die dem empfangenen Signal entsprechen. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q-Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandleiterplatte 118 an das Speichermodul 160 ausgegeben, in dem sie zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet werden.
Sowohl das 2,5-MHz-Bezugssignal als auch das 250-kHz-Abtastsignal und die 5-, 10- und 60-MHz-Bezugssignale werden von einem Bezugsfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20-MHz-Haupttaktsignal erzeugt. Für eine ausführlichere Beschreibung des Empfängers wird auf das US-Patent Nr. 4.992.736 verwiesen.
Obgleich die vorliegende Erfindung mit einer Anzahl verschiedener Impulsfolgen verwendet werden kann, verwendet die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung eine in 3 gezeigte 3D-Gradientenecho-Impulsfolge. Es wurde die am unter dem Warenzeichen "SIGNA" verkauften 1,5-Tesla-MR-Abtaster von General Electric mit der Systemsoftware des Änderungsstands 5.5 zur Verfügung stehende Impulsfolge "3dfgre" verwendet. Er wurde abgewandelt, um einen nicht selektiven HF-Impuls, wie er unten beschrieben wird, zu verwenden, und er wurde abgewandelt, um Daten aus einem Einzelvolumen mehrere Male zu sammeln, so dass die von der vorliegenden Erfindung gelehrten k-Raum-Abtastmuster verwirklicht werden können.
Wie insbesondere in 3 gezeigt ist, wird ein nicht selektiver HF-Anregungsimpuls 220 mit einem Flip-Winkel von 60° angelegt, um eine Quermagnetisierung zu erzeugen. Auf diesen folgt ein Phasencodierungs-Gradientenimpuls 224, der längs der z-Achse ausgerichtet ist, und ein Phasencodierungs-Gradientenimpuls 226, der längs der y-Achse ausgerichtet ist. Es folgt ein Auslesegradientenimpuls 228, der längs der x-Achse ausgerichtet ist, wobei ein Teilecho(60 %)-NMR-Signal 230 gewonnen und digitalisiert wird, wie oben beschrieben ist. Nach der Erfassung rephasieren Rücksetzgradientenimpulse 232 und 234 die Magnetisierung, bevor die Impulsfolge wiederholt wird, wie im US-Patent Nr. 4.665.365 gelehrt wird.
Ein Aspekt der vorliegenden Erfindung besteht im Erkennen, dass ein selektiver HF-Anregungsimpuls und ein zugeordneter Schichtauswahlgradient nicht erforderlich sind. Anstatt einen selektiven HF-Impuls zu verwenden, der mehr Zeit zum Anlegen erfordert, kann folglich ein viel kürzerer nichtselektiver Impuls verwendet werden. Dies wirkt sich als Verringerung der TR der Impulsfolge aus, was sich wiederum als eine entsprechende Verringerung der Gesamtabtastzeit und eine Erhöhung der Rahmengeschwindigkeitsrate auswirkt.
Wie im Gebiet wohl bekannt ist, wird die Impulsfolge in 3 wiederholt, wobei die Phasencodierungsimpulse 224 und 226 über eine Serie von Werten abgestuft sind, um den in 5 gezeigten 3D-k-Raum abzutasten.
In der bevorzugten Ausführungsform werden acht Phasecodierungen längs der z-Achse verwendet und es werden 128 Phasencodierungen längs der y-Achse verwendet. Für jede einzelne y-Phasencodierung, werden daher acht Erfassungen mit acht verschiedenen z-Phasencodierungen durchgeführt, um längs der k_z-Achse vollständig abzutasten. Dies wird 128-mal mit 128 erschiedenen y-Phasencodierungen wiederholt, um längs der k_y-Achse vollständig abzutasten. Aus der Erläuterung unten geht hervor, dass die Reihenfolge, in der diese Abtastung durchgeführt wird, ein wichtiger Aspekt der vorliegenden Erfindung ist.
Die Abtastung längs der k_x-Achse wird durch Abtasten des Echosignals 230 in Anwesenheit des Auslesegradientenimpulses 228 in jeder Impulsfolge durchgeführt. Für den Fachmann auf dem Gebiet ist es selbstverständlich, dass lediglich eine Teilabtastung längs der k_x-Achse durchgeführt wird, wobei die fehlenden Daten unter Verwendung einer Homodynrekonstruktion oder durch eine Nullauffüllung berechnet werden. Dies ermöglicht, die Echozeit (TE) und auch die Impulsfolgefrequenz (TR) zu verkürzen. In der bevorzugten Ausführungsform werden 312 Abtastwerte des Teilechos 230 längs k_x gewonnen.
Wie insbesondere in 5 gezeigt ist, ist der abzutastende k-Raum in Regionen unterteilt, um eine dynamische Studie gemäß der vorliegenden Erfindung durchzuführen. In der bevorzugten Ausführungsform ist der 3D-k-Raum in zwei Regionen unterteilt, eine zentrale Region 235 und eine mit 236 und 237 angegebene periphere Region. Jede von ihnen ist ihrerseits in fünfundzwanzig Unterregionen unterteilt. Die zentrale Region 235 enthält sieben mit A, B₁, C₁, D₁, B₂, C₂ und D₂ gekennzeichnete Unterregionen, von denen jede 64 getrennte Erfassungen erfordert (d. h. 8 k_z-Phasencodierungen mit 8 verschiedenen k_y-Phasencodierungen). Die mit 236 und 237 angegebene periphere k-Raum-Region enthält achtzehn periphere Unterregionen, die mit R1 bis Z1 und R2 bis Z2 gekennzeichnet sind. Jede dieser peripheren Unterregionen erfordert 32 getrennte Erfassungen (d. h. 8 k_z-Phasencodierungen mit 4 verschiedenen k_y-Phasencodierungen). Wie im Gebiet wohl bekannt ist, enthalten die Abtastwerte aus den zentralen k-Raum-Regionen die meisten der Informationen, die den Gesamtkontrast in dem rekonstruierten Bild bestimmen. Wie unten beschrieben wird, ist es eine Lehre der vorliegenden Erfindung, dass diese zentralen k-Raum-Regionen während der dynamischen Studie häufiger erfasst werden und dass sie während der diastolischen Phase des Herzzyklus erfasst werden. Es ist die zentrale k-Raum-Unterregion A, die die Basis für jeden Bildrahmen in der dynamischen Studie bildet und die letzten Endes die Rahmengeschwindigkeitsrate bestimmt.
Für den Fachmann auf dem Gebiet ist klar, dass der k-Raum auf andere Arten aufgeteilt werden kann, um die vorliegende Erfindung zu verwirklichen. Beispielsweise kann die Anzahl der Unterregionen geändert werden und sie können so ausgerichtet sein, dass ihre Grenzen längs der Schnittauswahl-k_z-Achse angeordnet sind. Außerdem kann der k-Raum in eine kreisförmige zentrale Region und eine umgebende, ringförmige periphere Region unterteilt sein.
In 4 ist insbesondere der Blutdurchfluss, der von dem Herzen während eines Herzzyklus erzeugt wird, durch die Kurve 240 gezeigt. Ein EKG-Signal 241 wird am Anfang jedes Herzzyklus erzeugt und an das Impulsgeneratormodul 121 des oben beschriebenen MRI-Systems angelegt. Das Intervall T_card zwischen den EKG-Triggersignalen 241 wird durch die Herzfrequenz des Patienten bestimmt und variiert deutlich. Ungeachtet der Herzfrequenz sind allerdings die ersten 300 ms des Herzzyklus durch einen Blutdurchflussimpuls gekennzeichnet sind, der die schnellste Bewegung der Gefäße, die abgebildet werden, erzeugt. Diese "systolische Phase" des Herzzyklus definiert ein systolisches Aufnahmefenster T_sys, das von der vorliegenden Erfindung genutzt wird. Dieses systolische Aufnahmefenster ist mit 242 in 4 angegeben, wobei es normalerweise üblich ist, bei der Verwendung einer Herztriggerung die Datenerfassung in diesem Zeitabschnitt T_sys auf Grund der übermäßigen Bewegung zu unterbrechen.
Der Rest des Herzzyklus wird als die "diastolische Phase" 243 bezeichnet und ist durch weniger radikale Änderungen in Bezug auf die Blutgefäßbewegung gekennzeichnet. Während dieser Herzphase werden normalerweise die NMR-Daten gewonnen, weil die Blutgefäße relativ unbeweglich sind. Die Dauer der diastolischen Phase 243 variiert mit der Herzfrequenz, wobei jedoch in der bevorzugten Ausführungsform eine Herzfrequenz mit 80 Schlägen pro Minute (T_card = 750 ms) angenommen wird und ein Aufnahmefenster T_dias definiert ist. Die Herzfrequenz von 80 Schlägen pro Minute ist schnell für eine gesunde Person aber typisch für Patienten entweder mit einer Atemwegs- oder einer Herzerkrankung.
Es ist eine Lehre der vorliegenden Erfindung, dass im systolischen Aufnahmefenster T_sys die Ansichten in der Peripherie des k-Raums gewonnen werden sollten. In dem diastolischen Aufnahmefenster T_dias, wenn die Pulsatilität des Blutes und die Herzbewegung minimal sind, wird das Zentrum des k-Raums erhoben. Diese Erfassungsstrategie beruht auf der Hypothese, dass der Bildkontrast von den Daten des k-Raum-Zentrums dominiert wird, und dass deshalb ein Bild relativ frei an Bewegungsartefakten erhoben werden kann, wenn diese Daten während der Diastole gesammelt werden. Wie in 5 gezeigt ist, werden die sieben zentralen k-Raum-Unterregionen A, B₁, C₁, D₁, B₂, C₂ und D₂ in dem Aufnahmefenster Tdias erfasst, während die restlichen achtzehn peripheren k-Raum-Regionen in dem Aufnahmefenster T_sys erfasst werden. Unter Verwendung der Impulsfolge von 3 (TR = 7 ms) und der Annahme von 80 Schlägen pro Minute können 32 bzw. 64 getrennte Datenerfassungen oder Ansichten während der systolischen Herzphase 242 bzw. der diastolischen Herzphase 243 gewonnen werden.
Es wird Bezug genommen auf 6, die ein bevorzugtes Datenerfassungsverfahren zeigt, das während der dynamischen Studie verwendet werden soll. Die Kurve 245 zeigt die Kontrastverstärkung, die erreicht wird, indem dem Subjekt ein Kontrastmittel injiziert wird. Es sind zwölf Herzzyklen gezeigt und durch die Herztriggersignale 241 angegeben. Folglich sind zwölf verschachtelte systolische Aufnahmefenster 242 und diastolische Aufnahmefenster 243 gezeigt.
Die k-Raum-Unterregion "A" wird jeden dritten Herzschlag im diastolischen Aufnahmefenster 243 erhoben. Die k-Raum-Unterregionen B₁ und B₂ werden auch in der Diastole jeden sechsten Herzschlag erfasst, genau wie die restlichen zentralen Unterregionen C₁, C₂, D₁ und D₂, die jeden zwölften Herzschlag erfasst werden.
In dem systolischen Aufnahmefenster 243 werden die peripheren k-Raum-Unterregionen R₁-U₁ und R₂-U₂ jeden sechzehnten Herzschlag erfasst, wobei die k-Raum-Unterregionen V₁-Z₁ und V₂-Z₂ jeden zwanzigsten Herzschlag erfasst werden.
Die während der dynamischen Studie gewonnenen Daten können auf mehrere Arten zur Rekonstruktion einer Serie von Rahmenbildern F₁-F_n, die während der dynamischen Studie auftretende Kontraständerungen zeigen, verwendet werden. In der in 6 veranschaulichten Ausführungsform werden mit F₁ bis F₄ bezeichnete Bildrahmen unter Verwendung von Daten aus jeder Erfassung der zentralen k-Raum-Unterregion A rekonstruiert. Dies wird ausgeführt, indem ein zur Rekonstruktion eines Rahmenbilds ausreichender Datensatz unter Verwendung der Daten der zentralen k-Raum-Unterregion A zusammen mit den zeitlich benachbarten Daten aus den umgebenden zentralen Unterregionen B-D und den umgebenden peripheren k-Raum-Unterregionen R-Z gebildet wird. Jeder resultierende Bildrahmen-Datensatz 251–254 zeigt das Subjekt zu einem bestimmten Zeitpunkt während der dynamischen Studie, der durch den Zeitpunkt bestimmt ist, zu dem seine zentralen Ansichten gewonnen wurden.
Ein Verfahren zur Bildung jedes derartigen Bildrahmen-Datensatzes besteht in der Verwendung der aus den peripheren Regionen gewonnenen Daten, die hinsichtlich der Zeit der Erfassung der zentralen k-Raum-Unterregion A am nächsten sind: Dieses Verfahren zur Auswahl der Daten, die hinsichtlich der Zeit denen des Bildrahmens am nächsten sind, wird hiermit als das "Nächste-Nachbarn"-Verfahren bezeichnet. Es ist erkennbar, dass die nächsten Daten für eine periphere k-Raum-Region manchmal in der Nähe der Rahmenzeit liegen, wobei in anderen Fällen die Rahmenzeit in der Mitte zwischen zwei Abtastzeitabschnitten liegt.
Ein weiteres Verfahren zur Bildung eines Datensatzes mit jedem Rahmen F₁ bis F₄ besteht im Interpolieren zwischen den Daten aus zwei benachbarten Unterregionen. Beispielsweise können im Rahmen F₂ die k-Raum-Daten für die Unterregion B₁ berechnet werden, indem zwischen den B₁-Daten, die während des zweiten und des achten Herzzyklus gewonnen wurden, interpoliert wird. In der bevorzugten Ausführungsform wird eine lineare Interpolation verwendet, wobei aber eine nichtlineare Interpolation ebenso verwendet werden kann. Wenn z. B. die Funktion, die die Kontrastkurve 245 angibt, bekannt ist, kann diese Funktion verwendet werden, um die zu verschiedenen Zeitpunkten während der Studie erfolgte Abtastung zu gewichten.
In dem oben beschriebenen Verfahren zur Bildung von Datensätzen, aus denen Bildrahmen rekonstruiert werden können, wird ein Datensatz für jede Abtastung der zentralen Unterregion A des k-Raums gebildet. Indem die gewonnenen Daten weiter interpoliert werden, können jedoch zusätzliche Bildrahmen rekonstruiert werden, um die zeitliche Auflösung der dynamischen Studie weiter zu erhöhen. Ein Verfahren besteht darin, einfach zwischen den vollständigen Datensätzen 251–254, die wie oben beschrieben gebildet werden, zeilenweise zu interpolieren.
Ungeachtet dessen, wie sie gebildet werden, werden die Bildrahmen-Datensätze 251–254 verwendet, um einen in 7 gezeigten entsprechenden Satz aus 3D-Rahmenbildern 251'–254' zu rekonstruieren. In der bevorzugten Ausführungsform wird eine dreidimensionale Fouriertransformation zur Rekonstruktion jedes 3D-Rahmenbilds 251'–254' verwendet.
Eine Anzahl verschiedener Verfahren kann verwendet werden, um brauchbare diagnostische Bilder aus diesen Rahmenbild-Datensätzen 251'–254' zu erzeugen. Ein Bild kann erzeugt werden, indem einfach ein Satz von Datenpunkten, die in einem Querschnitt durch eines der 3D-Datenfelder 251'–254' angeordnet sind, ausgewählt wird. Solche Bilder besitzen jedoch einen eingeschränkten diagnostischen Wert, weil die Blutgefäße normalerweise nicht in einer einzelnen Ebene liegen und solche Querschnittsbilder nur kurze Teilstücke oder Querschnitte vieler Gefäße, die zufällig durch die ausgewählte Ebene verlaufen, zeigen. Solche Bilder sind nützlich, wenn eine bestimmte Stelle in einem bestimmten Gefäß untersucht werden soll, wobei sie als Mittel zur Untersuchung des Gesundheitszustands des Gefäßsystems und zum Erkennen von Regionen, die krank sein können, weniger nützlich sind.
Zur Beurteilung der gesamten Blutgefäßstruktur und -gesundheit ist es sinnvoller, das 3D-NMR-Datenfeld in eine einzelne 2D-Projektion zu projizieren, so dass ein angiogrammartiges Bild des Gefäßsystems erzeugt wird. Die am häufigsten verwendete Technik, um dies auszuführen, ist das Projizieren eines Strahls von jedem Bildpunkt in das Projektionsbild über das 3D-Datenpunktfeld und die Auswahl des Datenpunkts, der den Maximalwert aufweist. Der für jeden Strahl ausgewählt Wert wird zur Steuerung der Helligkeit seines entsprechenden Bildelements in dem Projektionsbild verwendet. Dieses Verfahren, das im Folgenden als die "Technik des maximalen Bildelements" bezeichnet wird, ist sehr einfach zu implementieren und liefert ästhetisch schöne Bilder. Es ist derzeit das bevorzugte Verfahren.
Eine weitere Technik, die zur Erzeugung eines Projektionsbilds verwendet wird und die mehr der verfügbaren Informationen festhält, ist, was im Folgenden als das "Integrationsverfahren" bezeichnet wird. Dieses Projektionsverfahren wird in dem US-Patent Nr. 5.204.627 mit dem Titel "Adaptive NMR Angiographic Projection Method" beschrieben. Mit diesem Verfahren wird die Helligkeit jedes Projektionsbildelements über die Summe aller Datenpunkte längs des Projektionsstrahls bestimmt.
Eine nochmals weitere zur Erzeugung von Projektionsbildern verwendete Technik verwendet ein 3D-"Regionswachstums"-Verfahren. Die Ursprünge der Regionen in dem 3D-Datensatz, die wachsen sollen, werden vom Bediener festgelegt. Die gewachsenen Regionen werden hierauf weichgezeichnet und begrenzt, um eine Maske zu erzeugen, die Volumenelemente gerade noch außerhalb der Gefäßkanten enthält, die in dem Regionswachstumsprozess weggelassen worden sind. Dieses Verfahren liefert eine sehr weiche Darstellung des Gefäßsystems, in der die Gefäßkanten beibehalten werden, wobei die Gefäßüberlappung durch die Verwendung visueller Bezugspunkte, die in den Bildaufbereitungsprozess aufgenommen werden, abgeleitet werden kann.
Die 2D-Projektionsbilder von jedem 3D-Bildrahmen-Datensatz 251'–254' sind in 7 mit 261–264 gezeigt. Diese können direkt betrachtet und zur Beobachtung des Kontrastmitteldurchflusses in dem Gefäßsystem des Subjekts über den Zeitverlauf der dynamischen Studie verwendet werden. In einigen Fällen können eines oder mehrere der 2D-Projektionsbilder 261–264 ausreichen, um eine Diagnose zu stellen.
Wenn keine endgültige Diagnose aus den 2D-Projektionsbildern 261–264 erstellt werden kann, kann ein "Differenz"-Projektionsbild erzeugt werden, um weitere Diagnoseinformationen bereitzustellen. Wie in 7 gezeigt ist, wird das erreicht, indem zwei der 3D-Bildrahmen-Datensätze 251'–254' ausgewählt werden und die Differenz zwischen ihren einander entsprechenden Bildelementwerten berechnet wird. Es wird ein 3D-Differenzbild erzeugt, wie durch den Datensatz 270 angezeigt ist, wobei dieses daraufhin verwendet wird, um ein 2D-Differenzprojektionsbild 272 unter Verwendung desselben Projektionsverfahrens, das oben beschrieben ist, zu erzeugen. Die Auswahl von zwei 3D-Bildrahmen-Datensätzen 251'–254' wird vom Diagnostiker ausgeführt, um den Bildkontrast in dem bestimmten interessierenden Gefäßsystem zu verstärken. Da es schwer ist, genau vorherzusagen, wann ein Spitzen-Kontrastmitteldurchfluss durch das Gefäßsystem des Subjekts auftritt, schafft die Serie von 3D-Bildrahmen einen Zeitbereich, in dem dieses Ereignis auftreten sollte.
Es gibt mehrere Gründe, warum eine Bildsubtraktion sinnvoll ist. Zunächst sind irgendwelche Bildartefakte, die aus der Verwendung des nichtselektiven HF-Anregungsimpulses in der in 3 gezeigten Folge resultieren, im Wesentlichen dieselben in den beiden ausgewählten 3D-Bilddatensätzen. Folglich entfernt das Subtrahieren eines Datensatzes vom anderen zur Erzeugung eines Differenzbilds diese Bildartefakte im Wesentlichen. Eine Subtraktion ist außerdem besonders vorteilhaft, wenn mehrere Kontrastmittelinjektionen ausgeführt werden. Dies bewirkt, dass der nichtvaskuläre Hintergrund später in der Studie sehr hell wird, wobei das Gefäß in den Hintergrundkontrast abgesenkt wird. Die Subtraktion eines früheren Rahmens vor der Gefäßopakifikation entfernt das Hintergrundsignal. Eine Subtraktion ist außerdem nützlich zur Schaffung zusätzlicher Möglichkeiten, um Bilder zu erhalten, in denen sich Venen und Arterien getrennt darstellen. Oft kann ein späterer Rahmen, der lediglich Venen enthält, von einem früheren Rahmen, in dem das Arteriensignal mit dem Venensignal überlagert ist, subtrahiert werden. Das Differenzbild ist ein Arterienbild.
Wenn eine Zeitserie von Bildern verfügbar ist, können verschiedene Anpassfilter und Eigenfilter angewendet werden. Ein Anpassfilter kombiniert mehrere der Bilder in der Serie, um ein Bild zu erhalten, das einen verbesserten Signal-Rausch-Abstand erzielt. Die Bilder werden in der Anpassfiltersumme gewichtet, so das der SNR maximiert wird. Eigenfilter verwenden einen besonderen Satz Gewichtungskoeffizienten, so dass ein Venensignal aus dem Summenbild entfernt wird. Diese Technik erfordert die Messung eines Signals innerhalb einer Venen-ROI zur Bestimmung der benötigten Koeffizienten.
Wie oben erklärt ist, wird der Herzzyklus in einen systolischen Zeitabschnitt 242 und einen diastolischen Zeitabschnitt 243 unterteilt. Wie erklärt ist, ist der systolische Zeitabschnitt fest, wobei er in der bevorzugten Ausführungsform mit 300 Millisekunden festgelegt ist. Die Dauer des diastolischen Zeitabschnitts allerdings variiert deutlich von Patient zu Patient je nach Herzfrequenz, wobei sie gerade während der dynamischen Studie deutlich variieren kann. Ein Weg, damit umzugehen, besteht darin, den ungünstigsten Fall für den diastolischen Zeitabschnitt anzunehmen und T_dias mit einigen Prozent (z. B. 90 %) von diesem Intervall festzulegen. Ein solcher Ansatz gewährleistet, dass alle Daten in der oben beschriebenen Folge gewonnen werden, wobei aber in Situationen, in denen die ungünstigsten Bedingungen nicht vorhanden sind, beträchtliche Zeit ungenutzt ist.
Zwei alternative Ausführungsformen der Erfindung nutzen den Vorteil des von einigen Patienten gezeigten längeren diastolischen Zeitabschnitts. In der ersten Alternative wird ein dritter Zeitabschnitt T_ext nach dem festen diastolischen Zeitabschnitt T_dias gebildet. Dieser dritte Zeitabschnitt T_ext erstreckt sich bis zum Auftreten des nächsten Herztriggersignals 241, wobei seine Dauer schwanken kann. In diesem veränderlichen Zeitabschnitt T_ext kann ein Teil des zentralen k-Raums erfasst werden. Beispielsweise können bei Herzschlägen, bei denn die zentrale Region A während T_dias erfasst wird, Daten sowohl aus der Region B₁ als auch B₂ in dem erweiterten Zeitabschnitt T_ext gewonnen werden. Bei Herzschlägen, bei denen die zentralen Regionen B₁ oder B₂ oder C₁ oder C₂ in dem Zeitabschnitt T_dias erfasst werden, können Daten aus der zentralen Region A während T_ext gewonnen werden. Für eine Person mit einer ziemlich konstanten Herzfrequenz ermöglicht diese Erfassungsstrategie, die zentralen Regionen (A) des k-Raums jeden Herzschlag zu aktualisieren. In der Alternative kann der erweiterte Zeitabschnitt T_ext verwendet werden, um Daten aus Regionen des k-Raums zu gewinnen, die normalerweise "mit Nullen aufgefüllt" werden.
Eine zweite alternative Ausführungsform der Erfindung erfordert eine adaptive Datenerfassung während des diastolischen Zeitabschnitts. Die Daten werden in der in 6 angegebenen Reihenfolge gewonnen. Der systolische Zeitabschnitt T_sys ist fest, wobei der diastolische Zeitabschnitt T_dias aber andauern kann, bis das nächste Herztriggersignal 241 auftritt. Die Daten werden während der Diastole ununterbrochen gewonnen, wobei die Folge durch rückwirkende Bestimmung dessen, was während vorhergehender Herzzyklen erfasst wurde, angepasst wird. Wenn z. B. ein Herzschlag deutlich gesenkt war und lediglich 75 % der Daten in der A-Region gesammelt wurden, wird in dem diastolischen Aufnahmefenster des nächsten Herzschlags der Rest von Region A erfasst, bevor die nächste Region (z. B. B₁ im Fall des Erfassungsschemas von 6) erhoben wird.

Claims

Verfahren zur Gewinnung von NMR-Daten von einem Subjekt zur Herstellung einer Serie von Rahmenbildern durch wiederholtes Gewinnen von Abtastwerten aus einem ausgewählten k-Raum während einer dynamischen Studie des Subjekts, wobei das Verfahren umfasst: Abtasten einer zentralen Region des ausgewählten k-Raums mit einer gegebenen Geschwindigkeitsrate; Abtasten peripherer Regionen des ausgewählten k-Raums mit einer Geschwindigkeitsrate, die niedriger als die gegebene Geschwindigkeitsrate ist; Bilden eines Datensatzes für jeden Satz der k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region, der die k-Raum-Abtastwerte der zentralen Region und Abtastwerte beinhaltet, die von zeitlich benachbarten Abtastungen der peripheren k-Raum-Regionen stammen; und Rekonstruieren eines Rahmenbildes aus dem Datensatz, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren weiterhin die Erzeugung eines Signals umfasst, das den Herzzyklus des Subjekts anzeigt und bei jedem Herzzyklus ein systolisches Aufnahmefenster und ein diastolisches Aufnahmefenster definiert; die zentrale Region des ausgewählten k-Raums während des diastolischen Aufnahmefensters abgetastet wird; und die peripheren Regionen des ausgewählten k-Raums während des systolischen Aufnahmefensters abgetastet werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die NMR-Daten von einer dreidimensionalen Region des Subjekts gewonnen werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei das Rahmenbild ein dreidimensionales Rahmenbild ist.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei ein zweidimensionales Bild durch Projizieren des dreidimensionalen Rahmenbildes hergestellt wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei eine Mehrzahl dreidimensionaler Rahmenbilder aus den gebildeten Datensätzen rekonstruiert wird, und wobei ein weiteres dreidimensionales Bild erzeugt wird, indem man eines der dreidimensionalen Rahmenbilder von einem anderen der dreidimensionalen Rahmenbilder subtrahiert.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei ein zweidimensionales Bild durch Projizieren des weiteren dreidimensionalen Bildes erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Abtastwerte, die aus den zeitlich benachbarten Abtastungen der peripheren k-Raum-Regionen stammen, dadurch erhalten werden, dass man diejenigen Abtastwerte der peripheren k-Raum-Regionen auswählt, die hinsichtlich der Zeit dem Abtasten der zentralen Region am nächsten sind.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Abtastwerte, die aus den zeitlich benachbarten Abtastungen der peripheren k-Raum-Regionen stammen, dadurch erhalten werden, dass man zwischen den beiden zeitlich nächsten Abtastwerten der peripheren k-Raum-Regionen interpoliert.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Interpolation eine lineare Interpolation ist.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zentrale Region des ausgewählten k-Raums in Subregionen unterteilt wird, und wobei wenigstens eine dieser Subregionen während des diastolischen Aufnahmefensters jedes sukzessiven Herzzyklus abgetastet wird.
Verfahren nach Anspruch 10, bei dem einige der Subregionen bei einer Geschwindigkeitsrate abgetastet werden, die von der der anderen Subregionen verschieden ist.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die periphere Region des ausgewählten k-Raums in Subregionen unterteilt wird, und wobei wenigstens eine dieser Subregionen während des systolischen Aufnahmefensters jedes sukzessiven Herzzyklus abgetastet wird.
Verfahren nach Anspruch 12, bei dem einige der Subregionen mit einer Geschwindigkeitsrate abgetastet werden, die von der der anderen Subregionen verschieden ist.