DE69936149T2

DE69936149T2 - Kontrastgeführte rekonstruktion in der kontrast-verstärkten magnetresonanzangiographie

Info

Publication number: DE69936149T2
Application number: DE69936149T
Authority: DE
Inventors: Timothy J. Madison CARROLL; Charles A. Madison MISTRETTA
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1998-12-18
Filing date: 1999-12-10
Publication date: 2008-01-17
Anticipated expiration: 2019-12-11
Also published as: JP2002533144A; WO2000037957A1; US6195579B1; EP1145029B1; JP3538595B2; ATE363081T1; DE69936149D1; AU2356700A; EP1145029A1

Description

Hintergrund der Erfindung
Das Gebiet der Erfindung ist die Magnetresonanz-Angiographie ("MRA"), und insbesondere dynamische Untersuchungen der menschlichen Vaskulatur (Gefäßsystem) unter Verwendung von Kontrastmitteln, welche die NMR-Signale verstärken.
Diagnostische Untersuchungen der menschlichen Vaskulatur finden zahlreiche Anwendungen. Röntgenstrahl-Abbildungsverfahren wie etwa die digitale Substraktions-Angiographie ("DSA") haben bei der Sichtbarmachung des cardiovaskularen Systems einschließlich des Herzens und der zugeordneten Blutgefäße eine weit verbreitete Verwendung gefunden. Bilder, welche die Blutzirkulation in den Arterien und Venen der Nieren und in den Halsschlagadern und -venen von Hals und Kopf zeigen, sind von einem immensen diagnostischen Nutzen. Unglücklicherweise setzen diese Röntgenstrahlverfahren den Patienten jedoch einer potentiellen schädlichen Ionisierungsstrahlung aus und erfordern oft den Einsatz eines invasiven Katheters, um ein Kontrastmittel in die abzubildende Vaskulatur zu injizieren.
Einer der Vorteile dieser Röntgenstrahltechniken ist, dass Bilddaten mit einer hohen Rate (d.h. einer hohen temporalen Auflösung) gewonnen werden können, so dass eine Folge von Bildern während der Injektion des Kontrastmittels gewonnen werden kann. Solche "dynamischen Untersuchungen" ermöglichen es einem, dass Bild auszuwählen, in welchem der Bolus des Kontrastmittels durch die interessierende Vaskulatur hindurchfließt. Frühere Bilder in dieser Folge könnten mög licherweise nicht genügend Kontrast in der verdächtigen Vaskulatur haben, und spätere Bilder könnten schwierig zu interpretieren sein, da das Kontrastmittel Venen erreicht und sich in die umgebenden Gewebe verteilt. Subtraktive Verfahren, wie etwa das in dem US-Patent Nr. 4,204,225 mit dem Titel "Real-Time Digital X-ray Subtraction Imaging" offenbarte Verfahren können eingesetzt werden, um den diagnostischen Nutzen derartiger Bilder beträchtlich zu verbessern.
Die Magnetresonanz-Angiographie (MRA) verwendet das Phänomen der kernmagnetischen Resonanz (NMR), um Bilder der menschlichen Vaskulatur zu erzeugen. Wenn eine Substanz, wie etwa menschliches Gewebe einem gleichmäßigen magnetischen Feld (polarisierendes Feld B₀) ausgesetzt wird, dann versuchen die individuellen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe, sich zu diesem polarisierenden Feld auszurichten, präcedieren jedoch um dieses herum in zufälliger Ordnung mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz. Wenn die Substanz bzw. das Gewebe einem magnetischen Feld (Erregungsfeld B₁) ausgesetzt wird, welches in der x-y-Ebene liegt und welches in der Nähe der Larmor-Frequenz liegt, dann kann das Netto-Ausrichtmoment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, so dass es ein Netto-Quer-Magnetmoment M_t erzeugt. Durch die erregten Spins wird ein Signal ausgegeben, und nachdem das Erregungssignal B₁ beendet ist, kann dieses Signal empfangen und verarbeitet werden, um ein Bild zu formen.
Wenn diese Signale genutzt werden, um Bilder zu erzeugen, dann werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typischerweise wird die abzubildende Region durch eine Folge von Messzyklen gescannt, in denen diese Gradienten entsprechend der besonderen Lokalisierungsmethode, die verwendet wird, variieren. Der daraus resultierende Satz empfangener NMR-Signale wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von vielen wohlbekannten Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.
Um die Diagnosefähigkeit von MRA zu verbessern, kann vor dem MRA-Scan dem Patienten ein Kontrastmittel, wie etwa Gadolinium, injiziert werden. Es existieren verschiedene nicht zeitaufgelöste Verfahren, um eine Erfassung eines einzelnen 3D-Bildes bei dem Spitzenwert der arteriellen Verstärkung (peak arterial enhancement) zu koordinieren. Bei einem Verfahren wird ein kleiner Test-Bolus eines Kontrastmittels injiziert, und es wird eine zeitliche Folge von schnellen 2D-Bildern erfasst. Die 2D-Bilder werden geprüft, um die Zeit zu bestimmen, wann der Kontrast in den interessierenden Gefäßen ankommt. Die 2D-Zeitinformation wird sodann verwendet, um die Bilderfassung relativ zu der Injektion einer vollen Dosis eines Kontrastmittels zu verzögern, um eine optimale K-Raum-Erfassung zu erreichen. In ähnlicher Weise verwenden Fluor-Auslösetechniken eine schnelle 2D-Bilderfassung, um zu bestimmen, wann der Kontrast bei den interessierenden Gefäßen ankommt. Wenn man sieht, dass die Monitorintensität eine Verstärkung infolge des Kontrastes zeigt, dann gibt der Bediener dem Scanner ein Signal, von einer 2D-Zeitfolge von Bildern auf eine einzelne 3D-Erfassung mit hoher Auflösung umzuschalten. Eine automatische Auslösung der Ankunft des Kontrastes ist auch möglich, indem man eine NMR-Projektion erfasst und eine Schwelle einstellt, welche den Scanner auf eine 3D-Erfassung umschaltet.
Einzelne Zeitrahmen-3D-Angiogramme können keine dynamischen Aspekte darstellen, wie Blutgefäße sich verstärken, und es fehlt ihnen deshalb an einigen diagnostischen Informationen. Wenn ein bestimmtes Angiogramm Blutgefäße enthält, welche sich später als andere füllen, beispielsweise in Gefäßen distal zu Aneurysmen, dann ist es unmöglich, zu garantieren, dass sowohl früh als auch spät sich füllende Gefäße optimal bildlich dargestellt werden.
Ein alternatives Verfahren zum Erfassen von Angiogrammen ist, eine Reihe von Bildern mit "zeitaufgelöster" Intensität während der Passage des Kontrastmittelbolus zu erfassen. Wie in dem US-Patent Nr. 5,713,358 beschrieben wurde, wird ein Reihe von Bildern erfasst, welche das Subjekt darstellen, wenn das Kontrastmittel die bildlich darzustellende Region erreicht. Ein Referenzbild bzw. eine "Maske", welche das Subjekt darstellt, bevor das Kontrastmittel die interessierende Region erreicht, wird von einem dieser Bilder subtrahiert, um die statischen Gewebe zu entfernen und die Vaskulatur weiter hervorzuheben, in die das Kontrastmittel einfließt. Die kritischen zentralen K-Raum-Ansichten werden bei jedem zweiten Zeitrahmen erfasst, womit sichergestellt wird, dass wenigstens ein Satz zentraler Linien während der Spitzen-Kontrastverstärkung erfasst wird. Die peripheren K-Raum-Linien werden weniger oft erfasst und zeitlich interpoliert, um eine Reihe von zeitaufgelösten 3D-Bildern zu erzeugen. Dieses Verfahren eliminiert die Notwendigkeit für eine Zeitbestimmung der Passage des Kontrastbolus, und demnach ist dieses zeitaufgelöste Verfahren einem Bedienerfehler weniger unterworfen.
Die gegenwärtige klinische Implementierung dieses zeitaufgelösten Verfahrens erfasst entweder 15 oder 20 3D-Bildrahmen mit hoher Auflösung. Die hohe Anzahl von 3D-Datenvolumina, die erzeugt werden, erfordert eine beträchtliche Computer leistung, um sie zu rekonstruieren. Für die Rekonstruktion werden Offline-Workstations eingesetzt, und diese rekonstruieren typischerweise 10 Zeitrahmen in nicht weniger als 1 Stunde für in Phase gebrachte Array-Datensätze. Es gibt a priori für den Bediener keinen Weg zu wissen, welche(r) Zeitrahmen die Spitzen-Arterieninformation enthält. Außerdem werden K-Raum-Regionen kombiniert ohne jede Kenntnis davon, welche Regionen während der Spitze der Kontrastpassage erfasst wurden. Infolge der langen Verzögerung zwischen der Erfassung der Daten und der Darstellung der rekonstruierten Bilder ist den Ärzten nicht die Möglichkeit gewährt, die Ergebnisse zu überprüfen, bevor der Patient den Scanner verlässt.
WO-A-98/04928 offenbart auch ein Verfahren zum Erzeugen eines kontrastverstärkten MRA-Bildes eines Subjektes. Das Verfahren umfasst das Erfassen mehrfacher Sätze von 3D-Bilddarstellungsdaten, während ein Kontrast in die interessierende Region strömt. 2D-Untersätze der 3D-Daten werden schnell rekonstruiert, und sie werden zum Auswählen einzelner der 3D-Datensätze für eine Bildrekonstruktion verwendet, oder zum Implementieren eines K-Raum-Neugewichtungsalgorithmus mittels einer Kontrastverstärkungskurve, die von den rekonstruierten 2D-Daten abgeleitet wird. Gemäß einem anderen Aspekt der WO-A-98/04928 wird die NMR-Signalstärke von einer interessierenden Region überwacht, indem man eine Pulsfolge ausführt, die mit der Erfassung der Bilddaten verschachtelt ist, um ein Gewichtungssignal für den Neugewichtungsalgorithmus zu erzeugen. Mit anderen Worten wird im K-Raum zusätzlich zu oder vor den aktuellen Bilddarstellungsdaten eine nicht phasencodierte Linie erfasst. Anstatt an dem erfassten Signal eine Fourier-Transformation durchzuführen, kann das integrierte Signal dazu verwendet werden, das Gewichtungssignal zu repräsentie ren. Es wird dargelegt, dass dieses Verfahren einen befähigt, einen Bildkontrast an präzise dem Ort in einer Vaskulatur zu überwachen, welcher von Interesse ist.
Gemäß dem ISMRM-Abstrakt, 1998, S. 315, "Coronary Arteries: Three-dimensional Breath-Hold MR Angiography Using Gadolinium-enhanced Ultrafast Gradient-Echo Technique", wird eine ultraschnelle Technik verwendet, um das Erfassen eines 3D-Bilddatensatzes innerhalb eines einzigen Atemanhaltens zu erlauben. Für ein genaues Timing des Kontrastbolus wurde zuerst die individuelle Übergangszeit bestimmt unter Verwendung einer Turbo FLASH-Sequenz, die nach der Injizierung des Kontrastmittels gestartet wurde, so dass eine Vielzahl von Bildern in einem Intervall von einer Sekunde erzeugt wurde. Eine Signalintensitätskurve, welche in der Kontrastübergangszeit ein Maximum zeigte, wurde aus diesen Bildern gewonnen. Danach wurde die Verzögerung der Scan-Zeit auf der Basis des gemessenen Zeitintervalls berechnet.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung ist ein verbessertes Magnetresonanzabbildung-(MRI)-System zum Ausführen einer kontrastverstärkten MR-Angiographie, wie es im Anspruch 1 definiert ist. Mehr im einzelnen wird eine NMR-Pulsfolge wiederholt über eine Zeitperiode hinweg nach der Injektion des Kontrastes ausgeführt, um Regionen eines K-Raumes zu sampeln (abtasten, aufnehmen) und eine Reihe von zeitaufgelösten K-Raum-Datensätzen zu erzeugen; Berechnen eines Signalstärkeindikators für jeden der zu bestimmenden K-Raum-Datensätze, welche erfasst wurden, wenn der Kontrast optimal ist, und Rekonstruieren eines Bildes unter Verwendung der optimalen K-Raum-Daten sätze. Es wurde gefunden, dass die Verstärkung infolge der Kontrastankunft direkt aus den erfassten K-Raum-Daten detektiert werden kann. Diese Berechnung des Signalstärkeindikators geht sehr schnell, und sie ermöglicht es, dass die optimalen K-Raum-Datensätze identifiziert werden ohne langwierige Bild- oder Projektions-Rekonstruktionsschritte. Als Ergebnis wird der optimale zeitaufgelöste Bildrahmen rasch nachdem der Scan beendet ist, rekonstruiert.
Ein anderer Aspekt der Erfindung ist, die Signalstärkeindikator-Berechnungen zu verwenden, um eine verbesserte Maske zu erzeugen, welche von den optimalen K-Raum-Datensätzen subtrahiert werden kann. Ein Stärkeindikator-Basislinienpegel wird aus dem gesamten Satz von zeitaufgelösten Datensätzen bestimmt. Dieser Pegel definiert eine Schwelle, die es erlaubt, dass alle Vorkontrast-Zeitrahmen bestimmt und gemittelt werden.
Ein noch anderer Aspekt der Erfindung ist, die berechneten Signalstärkeindikatoren dazu zu verwenden, um mehrfache optimale K-Raum-Datensätze auszuwählen, welche vor der Bildrekonstruktion kombiniert werden können, um die Bild-SNR zu verbessern.
Die vorgenannten und andere Aufgaben sowie Vorteile der Erfindung werden aus der nachfolgenden Beschreibung deutlich. In der Beschreibung wird auf die beigefügten Zeichnungen Bezug genommen, welche einen Teil derselben bilden und in denen im Wege einer Darstellung eine bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung gezeigt ist. Eine solche Ausgestaltung repräsentiert nicht notwendigerweise den gesamten Umfang der Erfin dung; es wird deshalb auf die Patentansprüche hingewiesen, um den Umfang der Erfindung zu interpretieren.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist ein Blockdiagramm eines MRI-Systems gemäß der vorliegenden Erfindung;
2 ist in elektrisches Blockdiagramm des Sender-Empfängers, welcher einen Teil des MRI-Systems der 1 bildet;
3 ist eine graphische Darstellung der Pulsfolge, die in der bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung verwendet wird;
4 ist eine graphische Darstellung eines dreidimensionalen K-Raumes, von welchem Daten gesampelt werden, wenn die bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung durchgeführt wird;
5 ist eine graphische Darstellung der Größenordnung, in welcher der dreidimensionale K-Raum der 4 gesampelt wird;
6 ist eine graphische Darstellung des Sampelns des dreidimensionalen K-Raumes der 4, und sie zeigt die Zeiten, bei denen jeder Bildrahmen in der dynamischen Studie gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung rekonstruiert wird;
7 ist eine bildliche Darstellung der Datensätze für jeden Bildrahmen in der dynamischen Studie, und wie sie kombiniert werden, um ein MRA-Bild zu erzeugen;
8 ist eine graphische Darstellung des Signalstärkeindikators in den drei separaten K-Raum-Regionen während eines beispielhaften dynamischen Scans;
9 ist eine graphische Darstellung einer Kontrastkurve, die durch Renormalisieren der beispielhaften Signalstärkeindikatoren in 8 gebildet wird;
10 ist ein Flussdiagramm der bevorzugten Implementierung der Erfindung bei dem MRI-System der 1;
11 ist ein Flussdiagramm einer zweiten bevorzugten Implementierung der Erfindung bei dem MRI-System der 1.
Kurze Beschreibung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung hat den Zweck, Ärzten ein Echtzeit-Feedback zu geben, indem ein optimales einzelnes 3D-Zeitrahmenbild gebildet und rekonstruiert wird, während Vielfachrahmen-Zeitinformationen für eine spätere Betrachtung aufbewahrt werden. Dies kann als eine Post-Processing-Technik nach einem dynamischen Scan implementiert werden. Die während des Scans erfassten Daten werden ausgewählt und kombiniert, so dass sie einen optimalen K-Raum-Datensatz bilden, welcher dazu verwendet wird, ein einzelnes zusätzliches Bild zu rekonstruieren. Alle zeitlich interpretierten Zeitrahmen von dem Scan stehen dann noch zur Verfügung. Allerdings sind wir durch Kombinie ren mehrerer K-Raum-Zeitrahmen in der Lage gewesen, das Verhältnis Signal/Rauschen (signal-to-noise, S/N) über die Standardrekonstruktion dramatisch zu erhöhen.
Dieses Verfahren hat zwei Teile; der erste Teil detektiert das Einfließen des Kontrastes, und der zweite verwendet die Kontrastverstärkungsdaten, um das optimale einzelne zusätzliche Bild zu bilden und zu rekonstruieren. Typischerweise wird eine Zeit/Kontrast-Information bestimmt, indem man einen Bildersatz, entweder 2D oder 3D, rekonstruiert und den Wechsel bei der Signalintensität in einer von dem Bediener spezifizierten interessierenden Region misst. Das vorliegende Verfahren bestimmt die Zeit/Kontrast-Kurve direkt aus den rohen NMR-K-Raumdaten vor der Ausführung irgendeiner CPU-intensiven Bildrekonstruktion. In dem nachfolgenden Beispiel wird eine 3D-zeitaufgelöste Erfassung, bei der die rohen K-Raum-Daten in drei gleiche Regionen segmentiert werden, diskutiert; es sollte jedoch klar sein, dass die vorliegende Erfindung nicht auf eine bestimmte Anzahl Regionen begrenzt ist.
Für jeden während des dynamischen Scans erfassten K-Raum-Datensatz wird ein Signalstärkeindikator unter Verwendung der In-Phase- und Quadratur-NMR-Signalkomponenten berechnet. Diese Berechnung kann mathematisch auf vielen Wegen durchgeführt werden; in der vorliegenden Ausgestaltung wird jedoch die Signalstärke als die Summierung der Quadratwurzel der Summe der Quadrate von den realen und imaginären Komponenten eines jeden K-Raum-Samples in dem Datensatz wie folgt berechnet:
Diese Berechnung wird für jede Region in dem K-Raum separat durchgeführt, und jede kann bis zu 10⁵ Datenpunkte enthalten, was den Effekt eines Zufall-unkorrelierten Rauschens in der Messung von ∊ minimiert. Da ein Bildkontrast primär durch die zentralen Linien eines K-Raumes bestimmt wird, muss ein Aufsummieren über alle k_z-Linien nicht nötig sein; in der Tat kann ein effizienteres Schema, welches nur die am zentralsten angeordnete(n) k_z-Linie(n) nutzt, auch eine durchführbare Implementierung dieser Erfindung sein. Andere Berechnungen einer Signalstärkeanzeige sind möglich, und diese können beispielsweise eine Berechnung der Signalenergie in allen oder einem Teil der K-Raum-Datensätze einschließen.
Der Wert von ∊ ist eine Anzeige der Signalstärke des RF-Signals, welches in den MR-Empfängerspulen detektiert wird. Der Wert ∊ kann als ein Maß der "Helligkeit" in den Bildern angesehen werden, so dass dann, wenn das Kontrastmittel in die Region strömt und bewirkt, dass die Vaskulatur verstärkt wird, der Wert von ∊ ansteigt. Da der Wert von ∊ aus K-Raum-Daten bestimmt wird, die die Fourier-Transformation der verstärkten Vaskulatur darstellen, ist die Verstärkung die Veränderung beim K-Raum infolge der Hinzufügung des arteriellen Bildes. Der Zuwachs beim Wert von ∊ ist frequenzabhängig, und die Verstärkung von ∊ wird demnach unterschiedlich für jede Region des K-Raumes sein. Ein anderer Weg, dieses auszudrücken ist, dass für eine vorgegebene Kontrastinjektion die Änderung von ∊, gemessen in einer zentralen A-Region des K-Raumes, verschieden von den Änderungen sein wird, die in peripheren B- und C-Regionen gemessen werden. Dies ist in der 8 demonstriert, die den Wert von ∊, extrahiert aus einer Zeitfolge von 3D K-Raum-Datensätzen, zeigt. Man sieht, dass die zentrale A-Region und die peripheren B- und C-Regionen sich während der Passage des Kontrastbolus auf einen jeweils unterschiedlichen Grad verstärken.
Um die regionsabhängige ∊-Verstärkung in Rechnung zu ziehen, wird der Wert von ∊ für jeden zeitaufgelösten K-Raum-Datensatz renormalisiert. Die Verstärkung der A-, B- und C-K-Raum-Regionen wird getrennt betrachtet, und der renormalisierte Wert ∊' wird wie folgt berechnet:
Wo bei ∊ der berechnete Signalstärkeindikator für den K-Raum-Datensatz aus der Gleichung (1) ist, ∊(max) der größte Wert der berechneten Signalstärke für die entsprechende Region A, B oder C über den gesamten Scan ist, und ∊(mask) die Vorkontrast-Signalstärke für die entsprechende A-, B- oder C-Region ist. Das laufende ∊(mask) ist der erste A-, C- oder C-K-Raum-Datensatz, welcher in dem Scan erfasst wird. Die renormalisierten ∊'-Werte für alle K-Raum-Datensätze, die während des beispielhaften Scans der 8 erfasst werden, ist in 9 gezeigt. Die Kontrastzunahme ist in der sich ergebenden "Kontrastkurve" klar erkennbar.
Wenn die K-Raum-Kontrastkurve einmal bestimmt ist, dann wird die Information aus der Kontrastkurve verwendet, um ein einzelnes optimales Zeitrahmenbild zu rekonstruieren. In einem bevorzugten Verfahren werden alle Vorkontrast-K-Raum-Datensätze kombiniert, um einen einzelnen Mask-K-Raum-Datensatz für eine Subtraktion von einem optimalen K-Raum-Datensatz zu bilden. Der Vorteil einer Bildung der Maske von mehrfachen Vorkontrast-K-Raum-Datensätzen ist, SNR zu vergrößern.
Indem man eine Maskenschwelle von 10% der maximalen Kontrastverstärkung definiert, werden alle die Rahmen, welche vor der Ankunft des Kontrastes erfasst wurden, bestimmt. Indem man alle diese K-Raum-Datensätze mittelt, vergrößert die Vorkontrast-Maske ihr SNR um √N, wobei N die Anzahl der umfassten K-Raum-Datensätze ist.
In dem in 9 gezeigten Beispiel liegen die ersten sieben erfassten K-Raum-Datensätze unter der Maskenschwelle, die durch die gestrichelte Linie 10 angezeigt ist. Diese werden so kombiniert, dass die A-Region der Maske gebildet wird, indem man den 1., 3., 5. und 7. Zeitrahmen kombiniert (mittelt). Der 2. und 6. Zeitrahmen werden kombiniert, um die B-Region der Maske zu bilden, und da der 4. Zeitrahmen die einzige C-Region ist, die vor der Ankunft des Kontrastes erfasst wurde, ist ein Mitteln in diesem Fall nicht möglich, und es trägt nur eine C-Region zu der Maske bei.
In Regionen des Körpers, wo die Verstärkung der Vaskulatur langsam erfolgt, kann ein einzelnes Zeitrahmenbild gebildet werden, indem man die K-Raum-Datensätze mittelt, in denen Arterien durch das Kontrastmittel verstärkt werden. Unter Verwendung der berechneten Kontrastkurve werden die oberhalb einer Nachkontrast-Schwelle erfassten Rahmen von K-Raum-Daten ausgewählt. Ein Nachkontrast-Bildrahmen CONTRAST (k_A, k_B, k_C) wird gebildet, indem man in einer Weise ähnlich dem Weg, wie MASK gebildet wurde, kombiniert und gemittelt.
Der endgültige optimale K-Raum-Datensatz wird gebildet, indem man den K-Raum-MASK-Datensatz von dem K-Raum-CONTRAST-Datensatz subtrahiert: IMAGE(kA, kB, kC) = CONTRAST(kA, kB, kC) – MASK(kA, kB, kC) (6)
Schließlich wird IMAGE rekonstruiert, indem man eine 3DFT durchführt. Das rekonstruierte 3D-Bild umfasst Informationen von der gesamten Zeitfolge von Bildern. Weil mehrfache Zeitrahmen sowohl bei den MASK- als auch den CONTRAST-verstärkten K-Raum-Mittelwerten verwendet wurden, gibt es eine Verbesserung bei der durch die SNR gemessenen Bildqualität.
Bei einer anderen Ausgestaltung der Erfindung können die K-Raum-Datensätze für die getrennten Regionen des K-Raumes unter Einsatz eines "Matched Filter"-Verfahrens (Matched Filter = abgestimmter Filter) kombiniert werden. Dieses bevorzugte Verfahren kombiniert erfasste K-Raum-Datensätze durch Multiplizieren oder Gewichten der Daten mit der Differenz zwischen dem mittleren Signalenergiewert ∊'_Mittel und dem renormalisierten Signalenergiewert des einzelnen K-Raum-Datensatzes.
Die Gewichte werden wie folgt berechnet: w = ∊'Mittel – ∊' (8)wobei,
Wie zuvor diskutiert wurde, wird sich jede Region des K-Raumes um unterschiedliche Beträge verstärken. Um den abgestimmten Filter im K-Raum zu implementieren, wird das Gewichtungsverfahren der abgestimmten Filter bei den A-, B- und C-Regionen unabhängig angewendet. Im Effekt wird jede Region des K-Raumes als eine separate Zeitfolge erfasster K-Raum-Datensätze angesehen.
Beschreibung der bevorzugten Ausgestaltung
Es wird zunächst auf die 1 Bezug genommen. Dort sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI-Systems gezeigt, welches die vorliegende Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur- und Steuertafel 102 sowie ein Display 104 umfasst. Die Konsole 100 kommuniziert über ein Verbindungsglied 116 mit einem separaten Computersystem 107, welches einen Bediener befähigt, die Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm 104 zu steuern. Das Computersystem 107 umfasst eine Anzahl von Modulen, welche miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Diese umfasst ein Bildprozessormodul 106, ein CPU-Modul 108 und ein Speichermodul 113, das im Stand der Technik als Rahmenpuffer zum Speichern von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zum Speichern von Bilddaten und Programmen verbunden, und es kommuniziert mit einer separaten Systemsteuerung 122 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.
Die Systemsteuerung 122 umfasst einen Satz von Modulen, die miteinander über eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese umfasst ein CPU-Modul 119 und ein Pulsgeneratormodul 121, welches mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Es ist diese Verbindung 125, über die die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener empfängt, die die Scanfolge angeben, welche durchzuführen ist. Das Pulsgeneratormodul 121 betreibt die Systemkomponenten, um die gewünschte Scanfolge auszuführen. Es erzeugt Daten, welche das Timing, die Stärke und Form der RF-Pulse angeben, die erzeugt werden sollen, sowie das Timing von und die Breite des Datenerfassungsfensters. Das Pulsgeneratormodul 121 stellt eine Verbindung zu einem Satz von Gradientenverstärkern 127 her, um das Timing und die Form der Gradientenpulse anzugeben, die während des Scans erzeugt werden sollen. Das Pulsgeneratormodul 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuerung 129, welche Signale von einer Anzahl unterschiedlicher Sensoren empfängt, die an dem Patienten angebracht sind, wie etwa ECG-Signale von Elektroden oder respiratorische Signale von einem Blasebalg. Und schließlich stellt das Pulsgeneratormodul 121 eine Verbindung mit einer Scanraum-Schnittstellenschaltung 133 her, welche Signale von verschiedenen Sensoren empfängt, die dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems zugeordnet sind. Es ist auch die Scanraum-Schnittstellenschaltung 133, durch die ein Patientenpositioniersystem 134 Befehle empfängt, um den Patienten in die gewünschte Position für den Scan zu bewegen.
Die Gradientenwellenformen, die von dem Pulsgeneratormodul 121 erzeugt werden, werden an ein Gradientenverstärkersystem 127 angelegt, welches aus den G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern besteht. Jeder Gradientenverstärker erregt eine zugeordnete Gradientenspule in einer Anordnung, die allgemein mit 139 bezeichnet ist, um die Magnetfeldgradienten zu erzeugen, welche für erfasste Positionskodiersignale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, welche einen polarisierenden Magneten 140 und eine Ganzkörper-RF-Spule 152 umfasst. Ein Sender-Empfängermodul 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Pulse, welche durch einen RF-Verstärker 151 verstärkt und über einen Senden/Empfangen-Schalter 154 mit der RF-Spule 152 gekoppelt werden. Die sich ergebenden Signale, die durch die erregten Zellkerne in dem Patienten abgestrahlt werden, können von der gleichen RF-Spule 152 erfasst und über den Senden/Empfangen-Schalter 154 mit einem Vorverstärker 153 verbunden werden. Die verstärkten MNR-Signale werden in der Empfängersektion des Sender/Empfängers 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Senden/Empfangen-Schalter 154 wird durch ein Signal von dem Pulsgeneratormodul 121 gesteuert, um den RF-Verstärker 151 während des Sendemodus mit der Spule 152 elektrisch zu verbinden, und um während des Empfangsmodus den Vorverstärker 153 zu verbinden. Der Senden/Empfangen-Schalter 154 ermöglicht es auch, dass eine separate RF-Spule (beispielsweise eine Kopfspule oder eine Flächenspule) sowohl im Sendemodus als auch im Empfangsmodus verwendet wird.
Die von der RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden von dem Sender/Empfänger-Modul 150 digitalisiert, und zu einem Speichermodul 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Wenn der Scan beendet ist und ein vollständiges Datenarray in dem Speichermodul 160 erfasst worden ist, dann bewirkt ein Arrayprozessor 161 eine Fourier-Transformation der Daten in ein Array von Bilddaten. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 dem Computersystem 107 zugeführt, wo sie in dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. In Reaktion auf Befehle, die von der Bedienerkonsole 100 empfangen werden, können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert werden, oder sie können durch den Bildprozessor 106 weiter verarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zugeführt und auf dem Display 104 präsentiert werden.
Es wird insbesondere auf die 1 und 2 Bezug genommen; der Sender/Empfänger 150 erzeugt das RF-Erregungsfeld B1 durch den Leistungsverstärker 151 an einer Spule 152A und empfängt das daraus resultierende Signal, welches in einer Spule 152B induziert wird. Wie oben angezeigt wurde, können die Spulen 152A und B getrennt sein, wie in 2 gezeigt ist, oder sie können eine einzige Ganzkörperspule sein, wie in 1 gezeigt ist. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Erregungsfeldes wird unter der Kontrolle eines Frequenzsynthesizers 200 erzeugt, welcher einen Satz digitaler Signale von dem CPU-Modul 119 und dem Pulsgeneratormodul 121 empfängt. Diese digitalen Signale kennzeichnen die Frequenz und Phase des RF-Trägersignals, welches an einem Ausgang 201 erzeugt wird. Der angewiesene RF-Träger wird an einem Modulator und Aufwärtskonverter 202 angelegt, wo seine Amplitude in Reaktion auf ein Signal R(t) moduliert wird, das auch von dem Pulsgeneratormodul 121 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Hüllkurve des zu erzeugenden RF-Erregungspulses, und es wird in dem Modul 121 durch sequentielles Auslesen einer Reihe gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können ihrerseits von der Bedienerkonsole 100 aus getauscht werden, um zu ermöglichen, dass jede gewünschte RF-Pulshüllkurve erzeugt wird.
Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Erregungspulses wird durch einen Erreger-Dämpfungsschaltkreis 206 gedämpft, welcher einen digitalen Befehl von der Rückwandplatine 118 empfängt. Die gedämpften RF-Erregungspulse werden an den Leistungsverstärker 151 angelegt, welcher die RF-Spule 152A treibt. Für eine mehr ins einzelne gehende Beschreibung dieses Teils des Sender/Empfängers 122 wird auf das US-Patent Nr. 4,952,877 verwiesen.
Es wird immer noch auf die 1 und 2 Bezug genommen; das von dem Subjekt erzeugte Signal wird von der Empfängerspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 an den Eingang eines Empfänger-Dämpfungsgliedes 207 angelegt. Das Empfänger-Dämpfungsglied 207 verstärkt weiter das Signal um einen Betrag, welcher von einem digitalen Dämpfungssignal bestimmt wird, das von der Rückwandplatine 118 empfangen wird.
Das empfangene Signal liegt bei oder in der Nähe der Larmor-Frequenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zweischrittverfahren durch einen Abwärtskonverter 208 abwärts konvertiert, welcher zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Leitung 201 mischt und sodann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Referenzsignal auf der Leitung 204 mischt. Das abwärts konvertierte NMR-Signal wird an den Eingang eines Analog/Digital(A/D)-Wandlers 209 ange legt, welcher das analoge Signal sampelt und es an einen digitalen Detektor und Signalprozessor 210 anlegt, welcher 16-Bit-in-Phase(I)-Werte und 16-Bit-Quadratur(Q)-Werte erzeugt, die dem empfangenen Signal entsprechen. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q-Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 an das Speichermodul 160 ausgegeben, wo diese dazu verwendet werden, ein Bild zu rekonstruieren oder die Ankunft des Kontrastes zu detektieren.
Das 2,5 MHz-Referenzsignal ebenso wie das 250 kHz-Samplingsignal und die 5, 10 und 60 MHz-Referenzsignale werden durch einen Referenzfrequenzgenerator 203 von einem gemeinsamen 20 MHz-Master-Zeitsignal erzeugt. Für eine mehr ins einzelne gehende Beschreibung des Empfängers wird auf das US-Patent Nr. 4,992,736 verwiesen.
Wenn auch die vorliegende Erfindung mit einer Anzahl unterschiedlicher Pulsfolgen eingesetzt werden kann, so verwendet doch die bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung eine von 3D-Gradienten abgerufene Echopulsfolge, die in 3 dargestellt ist. Die Pulsfolge "3dfgre", die auf dem unter der Handelsmarke "SIGNA" verkauften General Electric 1,5 Tesla MR-Scanner zur Verfügung steht, wurde zusammen mit einer Systemsoftware mit dem Revisionsgrad 5,5 verwendet. Sie wurde so modifiziert, dass sie Daten von mehrfachen Volumina aufnimmt, so dass die K-Raum-Samplingmuster, die unten diskutiert werden, ausgeführt werden können.
Es wird insbesondere auf die 3 Bezug genommen; ein RF-Erregungspuls 220 mit einem Flipwinkel von 60° wird im Beisein eines Slab Select Gradient-Puls 222 erzeugt, um eine Quermagnetisierung in dem interessierenden 3D-Volumen zu erzeugen, wie in US-Patent Nr. 4,431,968 gelehrt wird. Dem folgt ein Phasencodier-Gradientpuls 224, welcher entlang der z-Achse ausgebildet ist, sowie ein Phasencodier-Gradientpuls 226, welcher entlang der y-Achse ausgerichtet ist. Ein Auslese-Gradientpuls 228, welcher entlang der x-Achse ausgerichtet ist, folgt, und ein Teilecho (60%)-NMR-Signal 230 wird erfasst und digitalisiert, wie oben beschrieben wurde. Nach der Erfassung bringen Umspulgradientpulse 232 und 234 die Magnetisierung erneut in Phase, bevor die Pulsfolge wiederholt wird, wie in US-Patent Nr. 4,665,365 gelehrt wird.
Wie im Stand der Technik bekannt ist, wird die Pulsfolge wiederholt, und die Phasencodier-Pulse 224 und 226 werden über eine Reihe von Werten abgestuft, um den 3D-K-Raum zu sampeln, der in 4 dargestellt ist. In der bevorzugten Ausgestaltung werden 16 Phasencodierungen entlang der z-Achse verwendet, und entlang der x-Achse werden 128 Phasencodierungen verwendet. Für jede einzelne y-Phasencodierung werden demnach sechzehn Erfassungen mit zwölf verschiedenen z-Phasencodierungen durchgeführt, um entlang der k_z-Achse vollständig zu sampeln. Das wird 128-mal mit 128 verschiedenen y-Phasencodierungen wiederholt, um entlang der k_y-Achse vollständig zu sampeln. Wie aus der nachfolgenden Diskussion offenbar wird, ist die Reihenfolge, in welcher dieses Sampeln durchgeführt wird, von Bedeutung.
Sampeln entlang der k_x-Achse wird durchgeführt, indem man das Echosignal 230 im Beisein des Auslesegradientpulses 228 während jeder Pulsfolge sampelt. Es versteht sich für die Fachleute auf diesem Gebiet, dass nur ein teilweises Sampeln entlang der k_x-Achse durchgeführt wird, und dass die fehlenden Daten unter Verwendung einer homodynen Rekonstruktion oder durch Nullauffüllung berechnet werden. Das ermöglicht es, dass die Echozeit (TE) der Pulsfolge auf weniger als 1,8 bis 2,0 ms gekürzt wird, und dass die Pulswiederholungsrate (TR) auf weniger als 10,0 msecs gekürzt wird.
Es wird jetzt insbesondere auf die 4 Bezug genommen; um eine dynamische Studie durchzuführen, wird der zu sampelnde K-Raum in Regionen geteilt. In der bevorzugten Ausgestaltung wird der 3D-K-Raum in drei Regionen geteilt, die mit "A-C" bezeichnet werden. Die Grenze dieser Regionen A-C sind entlang der k_y-Achse angeordnet, und sie sind in Bezug auf k_y = 0 symmetrisch. Eine zentrale Region "A" nimmt die zentrale K-Raum-Region ein, und diese "zentralen" Sampels enthalten das meiste der Informationen, welche den Gesamtkontrast in dem rekonstruierten Bild bestimmen. Wie jetzt beschrieben wird, ist es diese zentrale K-Raum-Region A, welche die Basis für jedes Rahmenbild in der dynamischen Studie bildet und welche die eventuelle zeitliche Rahmenrate bestimmt.
Die verbleibenden beiden "peripheren" K-Raum-Regionen B und C werden geteilt und auf entgegengesetzten Seiten der zentralen Region A angeordnet. Die zentrale Region des K-Raumes wird während der dynamischen Studie mit einer höheren Rate gesampelt als die peripheren Regionen. In der bevorzugten Ausgestaltung erreicht man das, indem man alternierend die zentrale Region A und eine der beiden peripheren Regionen sampelt. Die folgende Sampelsequenz wird demnach während der dynamischen Studie durchgeführt:
AB AC AB AC AB AC ...
Diese Sampelsequenz ist graphisch in 5 gezeigt, in der die horizontale Achse die Echtzeit während der dynamischen Studie angibt, und die vertikale Achse die Region in dem K-Raum entlang der k_y-Achse ist, die gesampelt wird. Die Zeitperioden, während derer jede K-Raum-Region A bis C gesampelt wird, sind markiert, und die Indizes geben die Anzahl an, mit der die Region während der dynamischen Studie gesampelt wurde. Es ist ganz offensichtlich, dass die zentrale K-Raum-Region A mit einer höheren zeitlichen Rate gesampelt wird als die peripheren K-Raum-Regionen B bis C.
Es versteht sich für die Fachleute auf diesem Gebiet, dass der K-Raum auch auf andere Weise aufgeschnitten werden kann. Beispielsweise kann die Anzahl der Regionen geändert werden, und diese können so ausgerichtet werden, dass ihre Grenzen entlang der für die Scheibenbildung ausgewählten k_z-Achse angeordnet sind. Auch kann der K-Raum in eine kreisförmige zentrale Region und eine Vielzahl von diese umgebende, ringförmige periphere Regionen aufgeteilt werden.
Die während der dynamischen Studie erfassten Daten können auf mehrere Weisen verwendet werden, um eine Serie von Rahmenbildern F₁–F_n zu rekonstruieren, welche Kontraständerungen darstellen, die während der dynamischen Studie auftreten. In einer Ausgestaltung, die in 6 illustriert ist, werden Bildrahmen, die mit F₁–F₇ bezeichnet sind, unter Verwendung der Daten von jeder zentralen K-Raum-Regionerfassung (A₁–A₇) rekonstruiert. Dies wird bewerkstelligt, indem man einen Datensatz bildet, der ausreicht, um ein Rahmenbild zu rekonstruieren, und zwar unter Verwendung der besonderen Daten der zentralen K-Raum-Region A kombiniert mit zeitlich benachbarten Daten von den umgebenden, peripheren K-Raum-Regionen B und C. Jeder Bildrahmendatensatz stellt das Subjekt zu einer bestimmten Zeit während der dynamischen Studie dar.
Ein Verfahren zum Bilden eines jeden solchen Bildrahmendatensatzes ist, die Daten zu nutzen, die zeitlich nächstliegend zu der Erfassung der zentralen K-Raum-Region A von den peripheren Regionen erfasst wurden. Dieses Verfahren, die den Daten des Bildrahmens zeitlich nächstliegenden Daten zu wählen, wird hier als das Verfahren "nächst benachbart" bezeichnet. Es kann davon ausgegangen werden, dass manchmal die nächsten Daten für eine periphere Region des K-Raumes der Rahmenzeit nahe sind, und in anderen Fällen die Rahmenzeit in der Mitte zwischen zwei Sampelperioden liegt.
Ein anderes Verfahren zum Bilden eines Datensatzes bei jedem Rahmen F₂ bis F₆ ist, zwischen den beiden benachbarten Datensätzen, die für jede periphere Region erfasst wurden, zu interpolieren. Ein lineares Interpolationsverfahren wird verwendet; es kann jedoch auch eine nicht lineare Interpolation verwendet werden. Wenn beispielsweise eine für das Fließen des Kontrastmittels in die interessierende Region während der dynamischen Studie kennzeichnende Funktion bestimmt wird, dann kann diese Funktion verwendet werden, um das zu unterschiedlichen Zeiten während der Studie durchgeführte Sampeln zu gewichten.
Ungeachtet dessen, wie sie gebildet werden, werden die Bildrahmendatensätze verwendet, um einen dementsprechenden Satz von 3D-Rahmenbildern zu rekonstruieren. In der bevorzugten Ausgestaltung wird ein dreidimensionales Fourier-Transformationsverfahren verwendet, um jedes 3D-Rahmenbild zu rekonstruieren. Sechs solcher 3D-Rahmenbilder sind in 7 als Rahmenbilddatensätze 250–255 gezeigt. Zwei dieser Bilddatensätze können von dem Arzt ausgewählt und subtrahiert werden, um ein 3D-Differenzbild 270 zu bilden. Unglücklicherweise müssen alle 3D-Bilder rekonstruiert und untersucht werden, um zu bestimmen, welche beiden ausgewählt werden sollten, und die Rekonstruktion all dieser Bilder erfordert eine beträchtliche Verarbeitungszeit.
Wenn auch Bilder einfach durch Auswählen eines Satzes von Datenpunkten erzeugt werden können, die in einem Querschnitt durch eines der 3D-Datenarrays 250–255 liegen, so haben solche Bilder doch nur einen begrenzten diagnostischen Wert. Das liegt daran, dass Blutgefäße gewöhnlich nicht in einer einzelnen Ebene liegen und solche Querschnittbilder nur kurze Stücke oder Querschnitte von vielen Gefäßen zeigen, die zufällig durch die ausgewählte Ebene verlaufen. Solche Bilder sind nützlich, wenn ein spezifischer Ort in einem spezifischen Gefäß untersucht werden soll, sie sind jedoch weniger nützlich als Mittel zum Untersuchen der Gesundheit des Vaskularsystems und zum Identifizieren von Regionen, welche erkrankt sind.
Um die gesamte Blutgefäßstruktur und -gesundheit einschätzen zu können, ist es von größerem Nutzen, das 3D-Array von NMR-Daten in ein einzelnes 2D-Projektionsbild zu projizieren, um ein Angiogramm-ähnliches Bild des vaskulären Systems zu erzeugen. Die meistüblich verwendete Technik, um dieses auszuführen, ist, einen Strahl von jedem Pixel in dem Projektionsbild durch das Array von Datenpunkten hindurch zu projizieren und den Datenpunkt auszuwählen, welcher den maximalen Wert hat. Der für jeden Strahl gewählte Wert wird verwendet, die Helligkeit des entsprechenden Pixels in dem Projektionsbild zu steuern. Dieses Verfahren, was nachstehend als die "Maximum-Pixel-Technik" bezeichnet wird, ist sehr einfach zu implementieren, und sie ergibt ästhetisch ansprechende Bilder. Es ist gegenwärtig das bevorzugte Verfahren für das Betrachten eines 3D-Bildes.
Die 2D-Projektionsbilder von jedem 3D-Bildrahmendatensatz 250–255 ist in 7 bei 260–265 gezeigt. Diese können direkt betrachtet und dazu verwendet, den Strom des Kontrastmittels in die Vaskulatur des Subjektes über den gesamten Zeitlauf der dynamischen Studie zu beobachten. Unglücklicherweise erfordert die Rekonstruktion und die Projektion all dieser 3D-Bilder und 2D-Projektionen eine beträchtliche Zeit.
Die vorliegende Erfindung ermöglicht es, dass die Reihen von K-Raum-Datensätzen, die während des dynamischen Scans erfasst werden, schnell verarbeitet werden, um ein Bild mit optimalem Kontrast zu erzeugen. Die Schritte werden in dem Computersystem 107 an rohen K-Raum-Daten durchgeführt, die man von der Systemsteuerung 122 erhält. Ein Flussdiagramm des in der bevorzugten Ausgestaltung verwendeten Programms ist in 10 gezeigt.
Es wird jetzt auf die 10 Bezug genommen; nachdem der Scan vollendet ist, wird der Signalstärkeindikator (C) eines jeden erfassten K-Raum-Datensatzes berechnet unter Verwendung der Gleichung (1), wie im Prozessblock 300 angegeben ist. Eine Kontrastkurve, wie sie etwa in 9 gezeigt ist, wird sodann beim Prozessblock 302 durch Renormalisieren einer jeden Signalstärkeindikatorberechnung unter Verwendung der Gleichung (2) erzeugt. Aus dieser Kontrastkurve wird der Mittelwert des Signals unter Verwendung der Gleichung (8) be stimmt, wie bei dem Prozessblock 303 angegeben ist. Die K-Raum-Datensätze werden durch Gewichtung kombiniert unter Verwendung eines Multiplikationsfaktors, der durch die Gleichung (7) berechnet wird, wie im Prozessblock 304 angegeben ist. Der resultierende optimale dreidimensionale K-Raum-Datensatz wird sodann verwendet, um ein Bild zu rekonstruieren, wie bei dem Prozessblock 305 angegeben ist. Es wurde gefunden, dass diese abgestimmte Filtertechnik das optimale Signal/Rauschen-Verhältnis hat, und es ist leicht zu implementieren.
Die gesamte in 10 dargestellte Prozedur kann automatisch über ein kurzes Zeitintervall hinweg unmittelbar auf den Scan folgend durchgeführt werden. Der komplette Datensatz, welcher während der dynamischen Studie erfasst wird, steht für eine spätere ausführliche Studie zur Verfügung, falls nötig, das gemäß der vorliegenden Erfindung erzeugte optimale Bild liefert jedoch in den meisten Fällen schnell das beste klinische Bild. Wenn aus irgendeinem Grund die Studie wiederholt werden sollte, so wird auch das schnell angezeigt, bevor der Patient entlassen wird.
In diesen klinischen Situation, in denen es ratsam ist, das Signal nicht verstärkten Gewebes von den Bildern zu subtrahieren, kann der Wert von ∊'(t) dazu verwendet werden, einen Satz von Rahmen zu bestimmen, welche vor der Ankunft des Kontrastmittels erfasst wurden, um einen Vorkontrast-MASK-K-Raum-Datensatz zu bilden. Mit Bezug auf die 11, welche dieses Verfahren illustriert, wird, nachdem der Scan vollendet ist, der Signalstärkeindikator (∊) eines jeden erfassten K-Raum-Datensatzes unter Verwendung der Gleichung (1) berechnet, wie bei dem Prozessblock 400 angezeigt ist. Eine Kontrastkurve, wie sie etwa in 9 gezeigt ist, wird so dann bei dem Prozessblock 402 durch Renormalisieren der Berechnung eines jeden Signalstärkeindikators ∊ unter Verwendung der Gleichung (2) erzeugt. All diese K-Raum-Segmente A, B und C, die vor dem ersten Rahmen erfasst werden, welcher einen Wert von ∊' zeigt, der größer als ein vordefinierter Schwellenwert, wie der in 9 durch die gestrichelte Linie 10 gezeigte ist, werden mittels der Gleichung (3) kombiniert, so dass sie einen Vorkontrast-MASK-Datensatz bilden, wie bei dem Prozessblock 403 angegeben ist.
Die MASK steht sodann zur Verfügung, um einen einzelnen optimalen Zeitrahmen zu bilden, wie unten beschrieben wird, oder sie wird für eine Vorkontrast-Subtraktion von einer Zeitserie von Bildern verwendet, die von den Serien von Nachkontrast-Zeitrahmen gebildet werden. So wird die Schwellen-MASK als der optimale Vorkontrast-K-Raum-Datensatz zur Verwendung bei Untersuchungen aufbewahrt, welche eine zeitliche Information erfordern, wie etwa die Untersuchungen mit spät sich füllenden Blutgefäßen oder die Untersuchungen, welche infolge einer Bewegung des Patienten während der Kontrastaufnahme eine beschränkte Anzahl von späteren Zeitrahmen haben, die entwicklungsfähig sind.
Ein einzelner Nachkontrast-K-Raum-Datensatz CONTRAST wird sodann mittels der Gleichung (4) gebildet, wie in dem Prozessblock 404 angegeben ist. Das wird bewerkstelligt, indem man jeden der A-, B- und C-Region-K-Raum-Datensätze auswählt, die eine renormalisierte Signalenergie ∊' oberhalb eines vorgegebenen Nachkontrast-Schwellenwertes haben, wie bei dem Prozessblock 404 angegeben ist. In der bevorzugten Ausgestaltung ist dieser Schwellenwert bei 30% der berechneten Spitzenenergie ∊'(max) gewählt.
Wie bei dem Prozessblock 405 angegeben ist, wird der MASK-K-Raum-Datensatz von dem CONTRAST-K-Raum-Datensatz subtrahiert, wie oben bei der Gleichung (5) angegeben ist. Der sich ergebende dreidimensionale K-Raum-Datensatz wird sodann dazu verwendet, ein Bild zu rekonstruieren, wie bei dem Prozessblock 406 angegeben ist. Alternativ dazu kann der MASK-K-Raum-Datensatz von einer Zeitserie von K-Raum-Datensätzen subtrahiert werden.

Claims

Magnetresonanzbildgewinnungs-(MRI)-System zur Erzeugung eines kontrastverstärkten MRA-Bilds von einem Subjekt, dem ein Kontrastmittel verabreicht worden ist, wobei das System aufweist: eine Einrichtung zum Erfassen einer Reihe von K-Raum-Datensätzen, folgend auf die Injektion des Kontrastmittels in das Subjekt über eine Zeitperiode, während welcher das Kontrastmittel in einen interessierenden Bereich in das abgebildete Subjekt gelangt; und eine Einrichtung zum Rekonstruieren des Bilds des interessierenden Bereichs auf einem endgültigen K-Raum-Datensatz; gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Berechnen eines Signalstärkeindikators für jeden erfassten K-Raum-Datensatz unter Nutzung von rohen K-Raum-Daten in jedem K-Raum-Datensatz; eine Einrichtung zum Wählen eines ersten K-Raum-Datensatzes aus der Reihe von erfassten K-Raum-Datensätzen auf Grundlage des Werts seines berechneten Signalstärkeindikators, wobei der erste K-Raum-Datensatz Kontrast verstärkte Daten entsprechend der Anzeige durch den hohen Signalstärkeindikatorwert bereitstellt; und eine Einrichtung zum Bilden des endgültigen K-Raum-Datensatzes unter Nutzung der Kontrast verstärkten Daten in dem gewählten ersten K-Raum-Datensatz.
System nach Anspruch 1, wobei der Signalstärkeindikator für einen K-Raum-Datensatz berechnet wird durch Aufsummieren der Quadratwurzel der Summe aus dem Quadrat einer Realkomponente und dem Quadrat einer Imaginärkomponente für einen Satz von K-Raum-Proben in dem K-Raum-Datensatz.
System nach Anspruch 1, aufweisend: eine Einrichtung zum Wählen eines zweiten K-Raum-Datensatzes mit einem niedrigen berechneten Signalstärkeindikator; und eine Einrichtung zum Subtrahieren des zweiten K-Raum-Datensatzes von dem ersten K-Raum-Datensatz zur Bildung des endgültigen K-Raum-Datensatzes.
System nach Anspruch 1, außerdem aufweisend eine Einrichtung zum Kombinieren eines zusätzlichen K-Raum-Datensatzes mit dem ersten K-Raum-Datensatz zur Bildung des endgültigen K-Raum-Datensatzes, wobei jeder der zusätzlichen und ersten K-Raum-Datensätze einen berechneten Signalstärkeindikator über einer Schwellenhöhe aufweist.
System nach Anspruch 4, aufweisend: eine Einrichtung zum Wählen und miteinander Kombinieren zur Bildung eines MASK-K-Raum-Datensatzes, wobei mehrere K-Raum-Datensätze berechnete Signalstärkeindikatoren unterhalb einer zweiten Schwellenhöhe aufweisen; und eine Einrichtung zum Subtrahieren des MASK-K-Raum-Datensatzes von den zusätzlichen und ersten K-Raum-Datensätzen zur Bildung des endgültigen K-Raum-Datensatzes.
System nach Anspruch 1, aufweisend: eine Einrichtung zum Erzeugen einer Kontrastkurve unter Verwendung der berechneten Signalstärkeindikatoren der K-Raum-Datensätze; und wobei die Einrichtung zum Wählen eines ersten K-Raum-Datensatzes dazu ausgelegt ist, K-Raum- Datensätze in der Nähe des Spitzenwerts zu wählen, der durch die Kontrastkurve angezeigt ist, als den ersten K-Raum-Datensatz.
System nach Anspruch 1, wobei die erfassten K-Raum-Datensätze aufweisen: Mehrere Zentralbereich-K-Raum-Datensätze, die jeweils K-Raum-Proben aus einem Zentralbereich der K-Raum-Daten enthalten; und mehrere Peripherbereich-K-Raum-Datensätze, die jeweils K-Raum-Proben aus einem Peripheriebereich des K-Raums enthalten.
System nach Anspruch 7, aufweisend: eine Einrichtung zum Renormalisieren der berechneten Signalstärkeindikatoren für jeden erfassten K-Raum-Datensatz; und eine Einrichtung zum Erzeugen einer Kontrastkurve unter Verwendung der renormalisierten Signalstärkeindikatoren für K-Raum-Datensätze; und wobei die Einrichtung zum Wählen eines ersten K-Raum-Datensatzes dazu ausgelegt ist, einen Zentralbereich-K-Raum-Datensatz und einen Peripheriebereich-K-Raum-Datensatz in der Nähe des Spitzenwerts zu wählen, der durch die Kontrastkurve angezeigt ist, als den ersten K-Raum-Datensatz.
System nach Anspruch 7, wobei der endgültige K-Raum-Datensatz gebildet ist durch Wählen eines Zentralbereich-K-Raum-Datensatzes mit einem hohen Signalstärkeindikator und Kombinieren desselben mit einem gewählten Peripheriebereich-K-Raum-Datensatz mit einem hohen Signalstärkeindikator.
System nach Anspruch 7, wobei der endgültige K-Raum-Datensatz gebildet ist durch Mitteln von mehreren Zentralbereich-K-Raum-Datensätzen mit hohen Signalstärkeindikatoren und Kombinieren derselben mit dem Mittelwert von mehreren Peripheriebereich-K-Raum-Datensätzen mit hohen Signalstärkeindikatoren.
System nach Anspruch 9, aufweisend: eine Einrichtung zum Wählen eines zweiten K-Raum-Datensatzes durch Kombinieren eines Zentralbereich-K-Raum-Datensatzes mit einem niedrigen Signalstärkeindikator mit einem Peripheriebereich-K-Raum-Datensatz mit einem niedrigen Signalstärkeindikator; und eine Einrichtung zum Subtrahieren des zweiten K-Raum-Datensatzes von dem ersten K-Raum-Datensatz zur Bildung des endgültige K-Raum-Datensatzes.
System nach Anspruch 1, wobei das Bild rekonstruiert wird durch Fouriertransformieren des endgültigen K-Raum-Datensatzes.
System nach Anspruch 1, wobei die Einrichtung zum Wählen eines ersten K-Raum-Datensatzes dazu ausgelegt ist, mehrere der K-Raum-Datensätze zu wählen und die gewählten K-Raum-Datensätze zu kombinieren, um den endgültigen K-Raum-Datensatz zu bilden.
System nach Anspruch 13, aufweisend: eine Einrichtung zum Berechnen des Mittelwerts der Signalstärkeindikatoren der K-Raum-Datensätze; und eine Einrichtung zum Gewichten jedes gewählten K-Raum-Datensatzes, bevor dieser kombiniert wird, um den endgültigen K-Raum-Datensatz zu bilden.
System nach Anspruch 14, wobei das Wichten durchgeführt wird durch Multiplizieren von Werten in dem ausgewählten K-Raum-Datensatz mit einem Wichtungsfaktor proportional zur Differenz zwischen dem Mittelwert der Signalstärkeindikatoren der K-Raum-Datensätze und dem Signalstärkeindikator des gewählten K-Raum-Datensatzes.