WO2001048500A2 - Bildgebungsverfahren und vorrichtung zur verarbeitung von bilddaten - Google Patents

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WO2001048500A2
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Stefan Wiese
Nadim Joni Shah
Karl Zilles
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Forschungszentrum Jülich GmbH
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    • G01R33/5616—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using gradient refocusing, e.g. EPI

Definitions

  • the invention relates to an imaging method in which layer or volume regions are selected by irradiating high-frequency pulses and applying at least one magnetic gradient field, in which nuclear magnetic resonances are excited and determined as measurement signals.
  • the invention further relates to a device for processing image data, the device containing at least one memory for storing determined measurement signals.
  • the device is, for example, a nuclear magnetic resonance scanner or a computer that is suitable for evaluating data from nuclear magnetic resonance imaging.
  • the term “computer” is in no way to be understood as restricting. It can be any unit suitable for carrying out calculations, for example a workstation, a personal computer, a microcomputer or a circuit suitable for carrying out calculations.
  • Nuclear magnetic resonance imaging is used, among other things, to obtain spectroscopic information or image information about a substance.
  • a combination of nuclear magnetic resonance imaging with techniques of magnetic resonance imaging gives a spatial picture of the chemical composition of the substance.
  • Magnetic resonance imaging is, on the one hand, a sophisticated imaging method that is in clinical use worldwide. On the other hand, magnetic resonance imaging is also a very important examination tool for industry and research outside of the medical field. Applications are, for example, investigations of food, quality control, preclinical investigations of medicines in the pharmaceutical industry or the investigation of geological structures such as pore sizes in rock samples for petroleum exploration.
  • the Larmor frequency depends on the strength of the magnetic field and on the magnetic properties of the substance, especially the gyromagnetic constant ⁇ of the core.
  • the gyromagnetic constant ⁇ is a characteristic quantity for each atom type.
  • a substance to be examined, or a person to be examined, is used in the
  • the uniform magnetic field is also referred to as the polarization field B 0 and the axis of the uniform magnetic field as the z-axis.
  • the individual magnetic moments of the spins in the tissue precess with their characteristic Larmor frequency around the axis of the uniform magnetic field.
  • a net magnetization M z is generated in the direction of the polarization field, randomly oriented magnetic field components canceling one another in the plane perpendicular to this (xy plane).
  • an excitation field Bi is additionally generated.
  • the excitation field Bi is polarized in the xy plane and has a frequency that is as close as possible to the Larmor frequency.
  • This can the net magnetization M 2 are tilted into the xy plane, so that a transverse magnetic magnetization M t arises.
  • the transverse component of the magnetization rotates in the xy plane with the Larmor frequency.
  • Magnetic resonance spectroscopy enables the spatial density distribution of certain chemical substances to be measured
  • Components in a material especially in biological tissue.
  • Magnetic resonance spectroscopy makes it possible to examine local distributions of metabolic processes. For example, regional hemodynamics with changes in blood volumes and blood conditions as well as changes in metabolism in vivo depending on one Brain activity determined, see: S. Posse et. al .: Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996; p. 76-88.
  • NMR imaging methods are used to select layers or volumes which, under the appropriate irradiation of high-frequency pulses and the application of magnetic gradient fields, deliver a measurement signal which is digitized and stored in the measurement computer as a one- or multi-dimensional field.
  • a reconstructed slice image consists of pixels, a volume data set consists of voxels.
  • a pixel picture element
  • a voxel volume pixel
  • the dimensions of a pixel are on the order of 1mm 2 , those of a voxel of 1mm 3 .
  • the geometries and dimensions can be variable.
  • fMRI Functional magnetic resonance imaging
  • DOH Deoxyhemoglobin
  • Oxyhemoglobin has a magnetic susceptibility, which essentially corresponds to the tissue structure in the brain, so that magnetic field gradients across a boundary between blood containing oxyhemoglobin and the tissue are very small. If the DOH concentration drops due to brain activity that triggers increasing blood flow, the signal relaxation in the active areas of the brain is slowed down. The protons of hydrogen in water are primarily excited. A localization of
  • Brain activity is made possible by applying an investigation using functional NMR methods that measure the NMR signal with a time delay (echo time). This is also known as susceptibility-sensitive measurement.
  • the biological mechanism of action is in the
  • Literature known as the BOLD effect (Blood Oxygenation Level Dependent Effect) and leads to up to approx. 5% increases in image brightness in activated brain regions in susceptibility-sensitive magnetic resonance measurements with a field strength of a static, for example 1.5 Tesla strong magnetic field.
  • DOH contrast agent
  • other contrast agents can also occur which cause a change in the susceptibility.
  • Frequency-selective lipid presaturation is preferably used.
  • the imaging method is preferably a spectroscopic echo planar imaging method, in particular a repeated two-dimensional echo planar imaging method, which consists of a repeated application of a two-dimensional echo planar image coding.
  • Spatial coding takes place in the shortest possible time, which can be repeated several times during a signal drop and is preferably 20 to 100 ms.
  • the repeated repetition of the echo planar coding shows a course of the signal drop in the sequence of reconstructed individual images during a signal drop.
  • the relaxation time T 2 * is quantized using several images which were recorded at different echo times. For a given matrix size, the number of images is limited by the properties of the measuring apparatus and the value of T 2 *. To generate quantitative images, therefore, data must be adjusted based on a limited number of data points that may be noisy.
  • the invention has for its object to improve the resolution of the recorded images and to reduce the influence of interference signals.
  • this object is achieved in that the measurement signals are recorded in a first acquisition sequence for different echo times, that for several Echo times in the acquisition sequence essentially the same phase positions are selected and that the acquisition sequence is repeated at least once.
  • measurement signals belonging to a selected echo time are combined to form a detection range.
  • a further improvement in the determination of the value of the relaxation time T 2 * is achieved in that the detection area essentially corresponds to a plane in a (k x , t, k z ) space.
  • the invention further provides for a device for processing image data to be designed with at least one memory for storing determined measurement data in a k x dimension, a t dimension and in a k y dimension such that the device contains a sorter , which brings about a rearrangement of the raw data in an order in which the data of the k y dimension are arranged before the t dimension, and that the transformed measurement signals are stored in the memory and / or in a further memory in such a way that data from different acquisition sequences in the memory are arranged one behind the other.
  • a suitable method for obtaining images is a Fourier transformation.
  • a fast Fourier transformation (FFT) is suitable for increasing the speed.
  • the echo planar imaging according to the invention is very fast. Therefore, it is particularly suitable for capturing images of the spectroscopic properties of the entire brain, which would otherwise require significantly longer acquisition times.
  • the invention thus enables, in particular, rapid spectroscopic imaging.
  • With a field strength of, for example, 1.5 T the time required to record a layer is approximately 100 ms, which, with appropriate coverage of the entire brain in 32 layers, for example, requires a total recording time of approximately 4 seconds.
  • the hemodynamic response curve (Haemodynamic Response Curve), however, should be recorded with a rasterization time that is sufficient to make a good data adjustment.
  • the keyhole (“keyhole”) imaging method provides for separating a signal in the reciprocal k-space into two different areas, firstly into one
  • Central area with low spatial frequencies which is responsible for the contrast in the generating image and secondly in outer regions of k-space, which have high spatial frequencies and which contain essential information about the spatial resolution.
  • Fig. 2 is a schematic representation of a detection of a spatial frequency space (k-space). The following shows how more reliable values for T 2 * can be obtained by suitable phase coding.
  • a good data adjustment is useful for this, since it significantly reduces the influence of measurement errors and thus enables the detection of more subtle activations that result from complicated paradigms.
  • the x coordinate also denotes the T E. All echo signals in the second scheme contain the same echo time T E.
  • the changeover process can be generalized in a simple manner by a person skilled in the art for other echo signals and for other areas to be examined.
  • the reordering of the echo signals ensures that only the echo signals belonging to the defined echo time T E are combined in a given level of k-space. There is no convolution of the signals with the T 2 * decay function. This can be seen, for example, when crossing k-space from the outer, far positive lines through the center to the far negative lying lines. The consequence is that the spatial resolution does not decrease as in normal EPI.
  • the central measurement signals coded with a zero phase can be used for a further, possibly subsequent phase correction. This means that no previous examinations are necessary to carry out a data correction.
  • the data from two or more echo signals can be used to create a projection map for a subsequent correction of geometric distortions in the images.
  • RF Radio Frequency
  • This modulated MR signal is now for a sufficiently long time, i.e. approximately until M ⁇ is completely dephased and sampled at sufficiently short intervals.
  • Steps 2 and 3 are repeated as often as the sectional image should have halftone dots, ie in the case shown (N Y * N X ) times. With each repetition, the gradient strength G or the duration of the
  • the steps mentioned are sufficient for the implementation. For example, if a location-resolved coding is not used, the second and fourth steps can be omitted.
  • the result is spatially resolved frequency spectra from which the relative concentration of individual chemical components can be calculated. These are distinguishable because the effective magnetic field at the location of a nucleus and thus the precession frequency of the nucleus from its mother molecule depend, which shields the external magnetic field more or less strongly.
  • protons as resonant nuclei for the investigation of biological tissue.
  • the very strong signals of water and lipids with concentrations in the double-digit molar range are to be suppressed in order to detect the interesting metabolites in the millimolar range.
  • the signal of the water protons is relatively easy to suppress because it is quasi isolated in the frequency spectrum and can therefore be destroyed by suitable RF radiation.
  • the phase coding can be partially connected to the reading of the MR signal.
  • This technique known as Echo Planar Spectroscopic Imaging (EPSI)
  • EPSI Echo Planar Spectroscopic Imaging
  • the EPSI method is therefore not yet widely used, but this can change with the next generation of MRI scanners.
  • the advantage is that the measurement time is reduced by a factor of N x .
  • a PRESS excitation is used for the targeted excitation of a sample volume that is defined as a cut square of 3 orthogonal layers.
  • the nuclear spins within this target volume generate the MR signal from a double spin echo, corresponding to the 3 slice-selective RF pulses, from which PRESS is built:
  • One possibility for this is dephasing the signal (crushing).
  • the easiest way to achieve "crushing" is that the slice selection gradients of the two 180 "pulses last longer than would otherwise be necessary.
  • the slice selection gradients must still be arranged symmetrically around the 180 ° pulses so as not to destroy the spin rephasing.
  • a further improvement can be achieved in that the crushing is carried out with significantly stronger gradients orthogonal to the slice selection gradient. This prevents possible rephasing of unwanted stimulated echoes.
  • a signal excitation in particular a PRESS signal excitation, is then read out by means of spatial spectral coding (EPSI).
  • EPSI spatial spectral coding
  • a (k, t) diagram an entire (k x , t) layer is acquired per PRESS excitation. Which layer this is is selected directly after the PRESS excitation by means of a phase coding gradient in the k ⁇ direction.
  • the signal therefore only has to be excited once, in contrast to conventional spectroscopic imaging, where N x signal excitations would be necessary for this.
  • the measurement data are reinterpreted in a suitable manner, namely as (k x , k ⁇ ) layers at different times t. Formally, this is done by rearranging the measurement data.
  • the data can then be processed using the usual methods of conventional spectroscopic imaging.
  • the coordinates (k x , k ⁇ ) are only shown as examples. The person skilled in the art can select suitable (k x , k ⁇ ) for each examination.
  • the spatial resolution in each layer is 6.25 x 6.25 mm 2 , corresponding to a 32 x 32 image matrix and an FOV (Field of View) of 200 x 200 mm 2 .
  • the total of 4 spatial layers have a thickness of 10 mm each, with a distance of 1 mm between two layers. Because of the long T R , a flip angle of 90 ° can be selected.
  • the EPI image reconstruction is preferably performed online by the MR scanner.
  • the EPI scans pass through a spatial frequency space to be examined with as few sign changes as possible in the scanning directions used.
  • FIG. 2 A partial image (a) of FIG. 2 shows a known acquisition of the spatial frequency space by means of echo planar imaging (echo planar spectroscopic imaging - EPI).
  • echo planar imaging echo planar spectroscopic imaging - EPI
  • Echo signals E x , y are shown, the x coordinate indicating a detection time.
  • the individual echo signals are recorded at different times, so that later echo signals are adversely affected by the T 2 * drop.
  • a partial image (b) from FIG. 2 shows a detection of the spatial frequency space according to the invention by means of a rearranged echo planar imaging.
  • the sign direction of the detection direction changes between even and odd echo signals.
  • Echo signals E x , y are also shown here, the x coordinate again indicating the acquisition time.
  • a conventional traversal of the spatial frequency space is possible, but the rearrangement contains several significant advantages.
  • the advantages are especially one high spatial resolution and a speed gain.
  • the following shows how raw data can preferably be rearranged.
  • the raw data are preferably rearranged in such a way that data previously in a sequence k x , t, k y are rearranged such that they have the sequence k x , k y , t.
  • k x denotes the dimension in which the measurement is initially carried out. This is followed by a time dimension t in the original data. In the original data, the time dimension t is followed by the further space dimension k y .
  • the raw data can be rearranged in different ways.
  • a particularly expedient arrangement of the raw data is carried out by means of a suitable data processing routine.
  • the data processing routine processes the original data records in such a way that the data are transferred into the desired format.
  • MAX_DIMS 10 * 10 Maximum number of dimensions * / long Dim [MAX_DIMS], / * Size of dimensions * / NumberDims; / ⁇ Number of dimensions used * / unsigned char * Active, / * positions of inserted Records * / ⁇ Passive; / * A 2 nd buffer size

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren, bei dem durch Einstrahlen von hochfrequenzimpulsen und Anlegen eines magnetischen Gradientenfeldes, das sich gegebenenfalls aus mehreren Einzelkomponenten zusammensetzt, Schicht- oder Volumenbereiche selektiert werden, in denen kernmagnetische Resonanzen angeregt und als Messsignale ermittelt werden. Erfindungsgemäß wird das Verfahren so durchgeführt, dass die Messsignale in einer ersten Akquisitionssequenz für verschiedene Echozeiten erfasst werden, dass für verschiedene Echozeiten in der Akquisitionssequenz im Wesentlichen gleiche Phasenlagen gewählt werden und dass die Akquisitionssequenz wenigstens einmal wiederholt wird. Die Erfindung betrifft ferner eine Vorrichtung die sich dadurch auszeichnet, Erfindungsgemäß dass, sie einen Sortierer enthält, der eine Umordnung der Rohdaten in eine Reihenfolge bewirkt, in der die Daten der ky-Dimension vor der t-Dimension angeordnet sind, und dass in dem Speicher und/oder in einem weiteren Speicher die transformierten Messignale so gespeichert sind, dass Daten von verschiedenen Akquisitionssequenzen in dem Speicher hintereinander angeordnet sind.

Description

Bildgebungsverfahren und Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten
Beschreibung
Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren, bei dem durch Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und Anlegen von wenigstens einem magnetischen Gradientenfeld Schicht- oder Volumenbereiche selektiert werden, in denen kernmagnetische Resonanzen angeregt und als Messsignale ermittelt werden.
Die Erfindung betrifft ferner eine Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten, wobei die Vorrichtung wenigstens einen Speicher für eine Speicherung von ermittelten Messsignalen enthält.
Bei der Vorrichtung handelt es sich beispielsweise um einen Kernresonanztomographen oder um einen für eine Auswertung von Daten der Kernmagnetresonanztomographie geeigneten Computer.
Der Begriff „Computer" ist in keiner Weise einschränkend zu verstehen. Es kann sich hierbei um eine beliebige, zur Durchführung von Berechnungen geeignete Einheit handeln, beispielsweise eine Workstation, einen Personalcomputer, einen Microcomputer oder eine zur Durchführung von Berechnungen geeignete Schaltung. Die Kernmagnetresonanztomographie wird unter anderem dazu eingesetzt, eine spektroskopische Information oder eine Bildinformation über eine Substanz zu erhalten. Eine Kombination der kernmagnetischen Resonanztomographie mit Techniken der Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI ) ergibt ein räumliches Bild der chemischen Zusammensetzung der Substanz.
Magnetische Resonanzbildgebung ist einerseits eine ausgereifte Bildgebungsmethode, die weltweit im klinischen Einsatz ist. Andererseits ist magnetische Resonanzbildgebung auch außerhalb des medizinischen Bereiches ein sehr wichtiges üntersuchungswerkzeug für Industrie und Forschung. Anwendungen sind beispielsweise Untersuchungen von Nahrungsmitteln, Qualitätskontrolle, präklinische Untersuchungen von Medikamenten in der pharmazeutischen Industrie oder die Untersuchungen von geologischen Strukturen wie Porengrößen in Gesteinsproben für die Erdölexploration.
Die besondere Stärke der magnetischen Resonanzbildgebung rührt aus der Tatsache her, dass sehr viele Parameter nukleare kernmagnetische Resonanzsignale beeinflussen. Durch eine sorgfältige und kontrollierte Veränderung dieser Parameter können geeignete Experimente durchgeführt werden, die den Einfluß des ausgewählten Parameters zeigen.
Beispiele von relevanten Parametern sind
Diffusionsvorgänge, Wahrscheinlichkeitsdichteverteilungen von Protonen oder eine Spin-Gitter-Relaxationszeit. Bei der Kernresonanztomographie werden Atomkerne, welche ein magnetisches Moment besitzen, durch ein extern angelegtes Magnetfeld ausgerichtet. Dabei führen die Kerne um die Richtung des Magnetfeldes eine Präzessions-Bewegung mit einer charakteristischen Kreisfrequenz (Larmor-
Frequenz) aus. Die Larmor-Frequenz hängt von der Stärke des magnetischen Feldes und von den magnetischen Eigenschaften der Substanz ab, insbesondere der gyromagnetischen Konstante γ des Kerns. Die gyromagnetische Konstante γ ist eine für jede Atomart charakteristische Größe. Die
Atomkerne weisen ein magnetisches Moment μ = γ x p auf, wobei p den Drehimpuls des Kerns bezeichnet.
Eine zu untersuchende Substanz, beziehungsweise eine zu untersuchende Person, werden bei der
Kernresonanztomographie einem gleichförmigen Magnetfeld unterworfen. Das gleichförmige Magnetfeld wird auch als Polarisationsfeld B0 und die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes als z-Achse bezeichnet. Die individuellen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe präzedieren mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz um die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes.
Eine Nettomagnetisierung Mz wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, wobei sich zufällig orientierte Magnetfeldkomponenten in der Ebene senkrecht hierzu (x-y-Ebene) gegeneinander aufheben. Nach Anlegen des gleichförmigen Magnetfeldes wird zusätzlich ein Anregungsfeld Bi erzeugt. Das Anregungsfeld Bi ist in der x-y-Ebene polarisiert und weist eine Frequenz auf, die möglichst nahe an der Larmor-Frequenz liegt. Hierdurch kann die Nettomagnetisierung M2 in die x-y-Ebene gekippt werden, so dass eine quermagnetische Magnetisierung Mt entsteht. Die Querkomponente der Magnetisierung rotiert in der x-y- Ebene mit der Larmor-Frequenz.
Durch eine zeitliche Variation des Anregungsfeldes können verschiedene zeitliche Abfolgen der quermagnetischen Magnetisierung Mt erzeugt werden. In Verbindung mit einem angelegten Gradientenfeld können verschiedene Schichtprofile realisiert werden.
Insbesondere in der medizinischen Forschung besteht ein Bedürfnis, Informationen über anatomische Strukturen, räumliche Verteilungen von Substanzen ebenso wie über die Gehirnaktivität oder im weiteren Sinne Informationen über Blutfluß oder Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen in tierischen und menschlichen Organen zu erlangen.
Magnetresonanz-Spektroskopie (MRS) ermöglicht die Messung der räumlichen Dichteverteilung bestimmter chemischer
Komponenten in einem Material, insbesondere in biologischem Gewebe .
Eine schnelle Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI) in Verbindung mit
Magnetresonanzspektroskopie (Magnetic Resonance Spectroscopy - MRS) macht es möglich, örtliche Verteilungen von Stoffwechselprozessen zu untersuchen. Beispielsweise wird eine regionale Hämodynamik mit Veränderungen in Blutvolumina und Blutzuständen sowie Änderungen des Stoffwechsels in vivo in Abhängigkeit von einer Gehirnaktivität ermittelt, siehe: S. Posse et. al.: Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996; p. 76-88.
Eine experimentelle Untersuchung der Hämodynamik ist dargestellt in: „The variability of human BOLD hemodynamic responses: Aguirre; Neurol age, 1998, Vol. 8(4), p. 360- 369, ferner in „J. Rajapakse, F. Kruggel, D. Y. von Cramon, Neuronal and hemodynamic responses from functional MRI time-series: A comutational model, in „Progress in Connectionist-Based Information Systems (ICONIP'97)" (N. Kasabov, R. Koz a, K. Ko, R. 0' Shea, G. Coghill, T. Gedeon, Eds.), p. 30-34, Springer, Singapur, 1997" und „Modeling Hemodynamic Response for Analysis of Functional MRI Time- Series: Jagath c. Rajapakse, Frithjof Kruggel, Jose M. Maisog und D. Yves von Cramon; Human Brain Mapping 6: 283- 300, 1998" mit vorgeschlagenen Gauß- und Poisson- Funktionen.
Durch NMR-Bildgebungsmethoden werden Schichten oder Volumina selektiert, die unter dem geeigneten Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und dem Anlegen von magnetischen Gradientenfeldern ein Messsignal liefern, welches digitalisiert und als ein ein- oder mehrdimensionales Feld im Messcomputer gespeichert wird.
Aus den aufgenommenen Rohdaten wird durch eine ein- oder mehrdimensionale Fourier-Transformation die gewünschte Bildinformation gewonnen (rekonstruiert) . Ein rekonstruiertes Schichtbild besteht aus Pixeln, ein Volumendatensatz aus Voxeln. Ein Pixel (Picture Element) ist ein zweidimensionales Bildelement, beispielsweise ein Quadrat. Das Bild ist aus den Pixeln zusammengesetzt. Ein Voxel (Volume Pixel) ist ein dreidimensionales Volumenelement, beispielsweise ein Quader. Die Abmessungen eines Pixels liegen in der Größenordnung von 1mm2, die eines Voxels von 1mm3. Die Geometrien und Ausdehnungen können variabel sein.
Da aus experimentellen Gründen bei Schichtbildern niemals von einer streng zweidimensionalen Ebene ausgegangen werden kann, wird häufig auch hier der Begriff Voxel verwendet, welcher besagt, dass die Bildebenen eine Dicke haben.
Durch funktionale Kernmagnetresonanz ist es möglich, dynamische Veränderungen zu erfassen und hierdurch einen zeitlichen Verlauf von Prozessen zu überwachen.
Bei funktionaler Kernmagnetresonanz-Bildgebung (functional Magnetic Resonance Imaging - fMRI) werden Bilder erzeugt, die lokale Veränderungen beinhalten.
Ferner ist bekannt, mit funktionaler Kernmagnetresonanz, beziehungsweise mit funktionaler Kernmagnetresonanz- Bildgebung, eine neuronale Aktivierung zu untersuchen. Die neuronale Aktivierung äußert sich in einer Zunahme des Blutflusses in aktivierten Gehirnarealen, wobei es zu einer Abnahme der Deoxyhämoglobinkonzentration kommt. Deoxyhämoglobin (DOH) ist ein paramagnetischer Stoff, welcher die Magnetfeldhomogenität verringert und damit die Signalrelaxation beschleunigt. Oxyhämoglobin hat eine magnetische Suszeptibilität, die im Wesentlichen der Gewebestruktur im Gehirn entspricht, so dass magnetische Feldgradienten über einer Grenze zwischen oxyhämoglobinhaltigern Blut und dem Gewebe sehr klein sind. Sinkt die DOH-Konzentration aufgrund einer einen zunehmenden Blutfluss auslösenden Gehirnaktivität, so wird die Signalrelaxation in den aktiven Arealen des Gehirns verlangsamt. Angeregt werden in erster Linie die Protonen des Wasserstoffes im Wasser. Eine Lokalisation von
Gehirnaktivität wird ermöglicht, indem eine Untersuchung mit funktionalen NMR-Methoden angewendet wird, welche das NMR-Signal mit einer Zeitverzögerung (Echo-Zeit) messen. Dies wird auch als suszeptibilitätsempfindliche Messung bezeichnet. Der biologische Wirkmechanismus ist in der
Literatur unter dem Namen BOLD-Effekt (Blood Oxygenation Level Dependent - Effekt) bekannt und führt bei suszeptibilitätsempfindlichen magnetischen Resonanzmessungen bei einer Feldstärke eines statischen, beispielsweise 1,5 Tesla starken Magnetfeldes, zu bis ca. 5%igen Zunahmen der Bildhelligkeit in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des endogenen Kontrastmittels DOH können auch andere Kontrastmittel treten, die eine Änderung in der Suszeptibilität hervorrufen.
Eine Unterdrückung von Lipidsignalen ist vorteilhaft. Dabei wird vorzugsweise eine frequenzselektive Lipid-Vorsättigung angewendet.
Bei der Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine spektroskopische Echo-Planar-Bildgebungsmethode, insbesondere um eine wiederholte zweidimensionale Echo- Planar-Bildgebungsmethode, welche aus einer wiederholten Anwendung einer zweidimensionalen Echo-Planar-Bildkodierung besteht .
Eine räumliche Kodierung erfolgt in einem möglichst kurzen Zeitraum, welcher während eines Signalabfalls mehrfach wiederholt werden kann und vorzugsweise 20 bis 100 ms beträgt.
Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung wird während eines Signalabfalls ein Verlauf des Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten Einzelbildern dargestellt.
Eine Quantisierung der Relaxationszeit T2* erfolgt mit mehreren Bildern, die bei verschiedenen Echozeiten aufgenommen wurden. Die Anzahl der Bilder ist bei einer gegebenen Matrixgröße durch Eigenschaften der Messapparatur und den Wert von T2* begrenzt. Zur Erzeugung von quantitativen Bildern muß daher eine Datenanpassung erfolgen, die auf eine beschränkte Anzahl von Datenpunkten, die möglicherweise verrauscht sind, gestützt ist.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Auflösung der aufgenommenen Bilder zu verbessern und einen Einfluss von Störsignalen zu verringern.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass die Messsignale in einer ersten Akquisitionssequenz für verschiedene Echozeiten erfaßt werden, dass für mehrere Echozeiten in der Akquisitionssequenz im Wesentlichen gleiche Phasenlagen gewählt werden und dass die Akquisitionssequenz wenigstens einmal wiederholt wird.
Es ist zweckmäßig, dass für alle Echozeiten einer
Akquisitionssequenz die gleiche Phasenlage gewählt wird.
Ferner ist es vorteilhaft, dass solche Messsignale, die zu einer ausgewählten Echozeit gehören, zu einem Erfassungsbereich zusammengefasst werden.
Eine weitere Verbesserung der Bestimmung des Wertes der Relaxationszeit T2* wird dadurch erreicht, dass der Erfassungsbereich im Wesentlichen einer Ebene in einem (kx, t, kz) -Raum entspricht.
Ferner ist es zweckmäßig, dass Signale, die zu wenigstens zwei verschiedenen Echozeiten gehören, für eine Korrektur von geometrischen Störungen zusammengefasst werden.
Die Erfindung sieht ferner vor, eine Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten, mit wenigstens einem Speicher für eine Speicherung von ermittelten Messdaten in einer kx- Dimension, einer t-Dimension und in einer ky-Dimension so auszugestalten, dass die Vorrichtung einen Sortierer enthält, der eine Umordnung der Rohdaten in eine Reihenfolge bewirkt, in der die Daten der ky-Dimension vor der t-Dimension angeordnet sind, und dass in dem Speicher und/oder in einem weiteren Speicher die transformierten Messsignale so gespeichert sind, dass Daten von verschiedenen Akquisitionssequenzen in dem Speicher hintereinander angeordnet sind.
Eine geeignete Methode, Bilder zu gewinnen ist eine Fourier-Transformation. Zu einer Geschwindigkeitserhöhung eignet sich eine schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier-Transformation - FFT) .
Die erfindungsgemäße Echo-Planar-Bildgebung ist sehr schnell. Daher eignet sie sich insbesondere für die Erfassung von Bildern von spektroskopischen Eigenschaften des gesamten Gehirns, bei der sonst wesentlich größere Akquisitionszeiten erforderlich sind. Die Erfindung ermöglicht somit insbesondere eine schnelle spektroskopische Bildgebung. Bei einer Feldstärke von beispielsweise 1,5 T beträgt die Zeit, die zur Aufnahme einer Schicht erforderlich ist, etwa 100 ms, was bei einer zweckmäßigen Abdeckung des gesamten Gehirns in beispielsweise 32 Schichten eine gesamte Aufnahmezeit von etwa 4 sec. erfordert. Die hämodynamische Antwortfunktion (Haemodynamic Response Curve) sollte hingegen mit einer Rasterungszeit erfaßt werden, die ausreicht um eine gute Datenanpassung vorzunehmen.
Eine mögliche Methode zur Lösung dieses Problems ist eine mehrfache Wiederholung der Messungen mit schrittweise versetzten Zeitverschiebungen, was zu Ergebnissen führt, die Messungen mit einer kleineren Rasterzeit entsprechen. Diese Methode ist mit dem Nachteil verbunden, dass durch die mehrfache Wiederholung der Messungen die gesamte Messzeit ansteigt und dass Instabilitäten des zur
Untersuchung der kernmagnetischen Resonanz eingesetzten Scanners die Messung beeinflussen.
Die Keyhole („Schlüsselloch") -Bildgebungsmethode sieht vor, ein Signal im reziproken k-Raum in zwei verschiedene Bereiche zu separieren, und zwar erstens in einen
Zentralbereich mit kleinen räumlichen Frequenzen, der verantwortlich ist für die Kontrastgebung in dem erzeugenden Bild und zweitens in äußere Regionen des k- Raums, die hohe räumliche Frequenzen aufweisen und die wesentliche Informationen über die räumliche Auflösung enthalten. Bei mehreren zeitlich aufeinander folgenden Messungen, bei denen Kontraständerungen untersucht werden, ist es vernünftig, der Untersuchung nur den zentralen Bereich des k-Raums zugrunde zu legen.
Weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen und der nachfolgenden Darstellung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnungen.
Die Zeichnung zeigt eine für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignete Anregungssequenz,
Von den Zeichnungen zeigt
Fig. 1 eine für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignete AnregungsSequenz und
Fig. 2 eine schematische Darstellung einer Erfassung eines Ortsfrequenzraumes (k-Raumes) . Nachfolgend wird dargestellt, wie durch eine geeignete Phasenkodierung zuverlässigere Werte für T2* erhalten werden.
Hierzu ist eine gute Datenanpassung zweckmäßig, da sie den Einfluss von Messfehlern deutlich verringert und so die Detektion von subtileren Aktivierungen, die sich aus komplizierten Paradigmata ergeben, ermöglicht.
Die Methode, die in Fig. 1 dargestellt wird, zeigt ein
Akquisitionsverfahren, das eine Aufnahme von Daten für eine nachfolgende Bestimmung von T2*-Werten ermöglicht.
Diese Methode basiert auf der Anwendung der EPSI-Technik, wie sie beispielsweise in dem Artikel von P. Mansfield:
Magn. Reson. Med. , 1, S .370, 1984, dargestellt ist. Sie weist jedoch eine andere Phasenkodierung auf.
Bei der erfindungsgemäßen Benutzung derselben Phasenkodierung für alle Echosignale in einer
Akquisitionssequenz und anschließender n-facher Wiederholung der Akquisitionssequenz ist es möglich, die Daten nach der Messung umzuordnen. Hierdurch werden Bilder erzeugt, die Echosignale enthalten, die zur selben Echozeit TE aufgenommen wurden und beispielsweise entweder alle gerade Echosignale oder alle ungerade Echosignale enthalten.
Wenn der einfache Fall einer „Einzelschnitt"-Anwendung mit einer Matrix von N x N betrachtet wird, dann werden N Wiederholungen benötigt. Bezogen auf den in Fig. 1 dargestellten Fall bedeutet dies, dass anstatt der Konstruktion eines Bildes aufgrund von Echosignalen [GE (1,1) , GE(2,1), GE(3,1), ... GE(64,1)], ein Bild aufgrund von Echosignalen [GE(1,1), GE(1,2), GE(1,3), ... GE(1,64)] konstruiert wird.
Die x-Koordinate bezeichnet ebenfalls die TE. Alle Echosignale im zweiten Schema enthalten die gleiche Echozeit TE.
Das Umstellungsverfahren kann vom Fachmann auf einfache Weise für andere Echosignale und für andere zu untersuchende Bereiche verallgemeinert werden.
Das oben beschriebene Akquisitionsschema beinhaltet die folgenden sehr wichtigen Vorteile:
1. Da alle Echos/Wiedergaben im k-Raum eines gegebenen Bildes entweder durchweg gerade oder ungerade sind, treten unter den rekonstruierten Bildern keine Geisterbilder auf.
2. Die Neuordnung der Echosignale stellt sicher, dass nur die Echosignale, die zu der festgelegten Echozeit TE gehören, in einer gegebenen Ebene des k-Raums kombiniert werden. Es kommt zu keiner Faltung der Signale mit der T2*-Abfallfunktion. Dies zeigt sich beispielsweise beim Durchqueren des k-Raums von den äußeren, weit im positiven Bereich liegenden, Linien durch das Zentrum zu den weit im negativen Bereich liegenden Linien. Die Konsequenz ist, dass die räumliche Auflösung nicht wie in normalen EPI abnimmt.
3. Die zentralen, mit einer Nullphase kodierten Messsignale können für eine weitere, gegebenenfalls nachfolgende Phasenkorrektur genutzt werden. Somit sind keine vorausgehenden Untersuchungen notwendig, um eine Datenkorrektur durchzuführen.
4. Die Daten aus zwei oder mehreren Echosignalen können genutzt werden, um eine Projektionskarte für eine nachfolgende Korrektur von geometrischen Verzerrungen in den Bildern zu erstellen.
Bei der Magnetresonanzspektroskopie (MRS) entstehen
Schnittbilder mit einem vorgegebenen Raster von Nγ Zeilen und Nx Spalten (CSI = Chemical Shift Imaging) . Bevorzugte Verfahrensschritte sind nachfolgend dargestellt:
1. Zunächst werden die im interessierenden Volumen der Probe befindlichen, in Anwesenheit eines äußeren Magnetfeldes Bo = B0ez polarisierten, resonanten Kernspins mittels geeigneter RF-Strahlung (RF = Radio Frequency) zur Signalgebung angeregt. Die durch die Kernspins insgesamt geformte Magnetisierung M besitzt danach eine messbare, zu B0 orthogonale Komponente MχY, die mit der Winkelgeschwindigkeit ω = -γB0 präzediert.
2. Anschließend erfolgt die räumliche Kodierung des Signals durch die kurzzeitige Anwendung magnetischer
Feldgradienten G = ΔB0/Δr, deren Aufgabe es ist, das äußere Magnetfeld linear mit dem Ort r zu variieren. Die resonanten Kernspins präzedieren dadurch kurzzeitig mit einer zusätzlichen Kreisfrequenz Δω(r) = -γGr und senden nach Abschalten des Gradienten G ein phasenmoduliertes MR-Signal aus.
3. Dieses modulierte MR-Signal wird nun für eine genügend lange Zeit, d.h. in etwa so lange, bis M^ vollständig dephasiert ist, und in genügend kurzen Zeitabständen abgetastet.
4. Die Schritte 2 und 3 werden so oft wiederholt, wie das Schnittbild Rasterpunkte aufweisen soll, also im dargestellten Fall (NY*NX) mal. Bei jeder Wiederholung wird die Gradientenstärke G oder die Zeitdauer der
Anwendung variiert, wie es für eine korrekte räumliche Kodierung notwendig ist.
5. Mittels eines Digitalrechners werden die so akquirierten Datenpunkte dann weiterverarbeitet und letztlich die
Schnittbilder berechnet.
Für die Durchführung reichen jedoch auch einzelne der genannten Schritte. Beispielsweise können bei Verzicht auf eine ortsaufgelöste Kodierung der zweite und der vierte Schritt entfallen. Es ergeben sich als Resultat jeweils ortsaufgelöste Frequenzspektren, aus denen die relative Konzentration einzelner chemischer Komponenten berechnet werden kann. Diese sind deswegen unterscheidbar, weil das effektive Magnetfeld am Ort eines Kerns und damit auch die Präzessionsfrequenz des Kerns von seinem Muttermolekül abhängen, welches das äußere Magnetfeld mehr oder weniger stark abschirmt.
Am zweckmäßigsten werden für die Untersuchung von biologischem Gewebe Protonen als resonante Kerne gewählt. Dabei sollen die sehr starken Signale des Wassers und der Lipide mit Konzentrationen im zweistelligen molaren Bereich unterdrückt werden, um die interessanten Stoffwechselprodukte (Metabolite) im millimolaren Bereich zu detektieren. Das Signal der Wasserprotonen ist relativ leicht zu unterdrücken, da dieses im Frequenzspektrum quasi isoliert dasteht und deswegen durch geeignete RF-Strahlung zunichte gemacht werden kann. Es gibt Kombinationen von CHESS-Pulsen (CHESS = CHE ical Shift Selective) , mit denen sich Unterdrückungsfaktoren von bis zu 3000 erzielen lassen.
Zur Reduktion der Messdauer um mehr als eine Größenordnung bei ortsaufgelöster Spektroskopie läßt sich die Phasenkodierung teilweise mit dem Auslesen des MR-Signals verbinden. Diese als Echo Planar Spectroscopic Imaging (EPSI) bekannte Technik gilt auf klinischen Kernspin- Tomographen als schwer zu implementieren und stellt zusätzlich hohe Anforderungen an die Güte der Hardware- Komponenten, besonders an die Homogenität des
Hauptmagnetfeldes B0. Die EPSI-Methode findet daher noch keine so weite Anwendung, was sich jedoch mit der nächsten Generation von Kernspin-Tomographen ändern kann. Der Vorteil liegt in einer um den Faktor Nx verkürzten Messdauer. Eine PRESS-Anregung dient zur gezielten Anregung eines Probenvolumens, das als Schnittquader von 3 orthogonalen Schichten definiert ist. Die Kernspins innerhalb dieses Zielvolumens erzeugen das MR-Signal aus einem Doppel- Spinecho, entsprechend der 3 schichtselektiven RF-Pulse, woraus PRESS aufgebaut ist:
90°-t1-180o-tι-Spinecho-t2-180o-t2-Messung, wobei vorzugsweise gilt: t2 > ti.
Spins, die außerhalb des Zielvolumens liegen, aber den 90 °- Puls gespürt haben, erfahren höchstens einen weiteren 180 °- Puls und werden ansonsten durch die benötigten Schichtselektionsgradienten dephasiert. Spins, die keinen 90°-Puls erfahren haben, führen auch dann zu keinem messbaren Signal, wenn sie einen oder beide 180°-Pulse gespürt haben.
Eine Unscharfe von Schichtprofilen der 180°-Pulse, durch die es zu unerwünschten MR-Signalen von außerhalb des interessierenden Volumens kommen kann, soll vermieden werden. Eine Möglichkeit hierzu ist eine Dephasierung des Signals (Crushing) . Das „Crushing" kann am einfachsten dadurch erreicht werden, dass die Schichtselektionsgradienten der beiden 180 "-Pulse länger andauern als es sonst nötig wäre. Die Schichtselektionsgradienten müssen aber weiterhin symmetrisch um die 180°-Pulse angeordnet werden, um die Spin-Rephasierung nicht zu zerstören.
Eine weitere Verbesserung kann dadurch erzielt werden, dass das Crushing mit deutlich stärkeren, zum Schichtselektionsgradienten orthogonalen Gradienten durchgeführt wird. Hierdurch wird eine mögliche Rephasierung unerwünschter stimulierter Echos ausgeschlossen.
Anschließend wird eine Signalanregung, insbesondere eine PRESS-Signalanregung, mittels räumlich-spektraler Kodierung (EPSI) ausgelesen. In einem (k, t) -Diagramm wird dabei pro PRESS-Anregung eine ganze (kx, t) -Schicht akquiriert. Welche Schicht das ist, wird direkt nach der PRESS-Anregung mittels eines Phasenkodiergradienten in kγ-Richtung ausgewählt. Für die Messung einer (kx, t) -Schicht muß das Signal also nur einmal angeregt werden, im Gegensatz zur herkömmlichen spektroskopischen Bildgebung, wo dafür Nx Signalanregungen notwendig wären. Nachdem diese EPSI- Auslesung vollständig ist, werden die Messdaten in geeigneter Weise uminterpretiert, nämlich als (kx,kγ)- Schichten zu verschiedenen Zeitpunkten t. Formal geschieht dies durch eine Umordnung der Messdaten. Danach können die Daten mit den üblichen Methoden der herkömmlichen spektroskopischen Bildgebung weiterverarbeitet werden.
Die Koordinaten (kx,kγ) sind lediglich beispielhaft dargestellt. Der Fachmann kann für jede Untersuchung geeignete (kx, kγ) auswählen.
Nachfolgend wird dargestellt, wie mit Hilfe der Erfindung ein BOLD-Effekt untersucht werden kann. Zu diesem Zweck wurden Messungen an Probanden auf einem Vision-1, 5-T-
Ganzkörperscanner durchgeführt. Die Untersuchungen zeigen die Reaktionen von Probanden auf rotes Flickerlicht mit einer Frequenz von etwa 8 Hz. Zur Erhöhung der Sensibilität der Messvorrichtung im okzipitalen Kortex, wo sich das Sehzentrum befindet, wurde eine flexible Quadratur- Oberflächenspule benutzt. Mit dieser Versuchsanordnung werden folgende Messungen durchgeführt:
100 EPI-Scans mit einem (10- [5-10] 6) -Paradigma, jeweils 10 Basisbilder (LED-Brille ausgeschaltet) und 5 Aktivierungsbilder (LED-Brille eingeschaltet) :
Die Paradigma-Repetitionszeit zwischen den einzelnen EPI- Scans beträgt TPR=TR=3s, die Echozeit wird zu TE = 66ms gewählt. Die räumliche Auflösung in jeder Schicht ist 6.25 x 6.25 mm2, entsprechend einer 32 x 32-Bildmatrix und einem FOV (Field of View) von 200 x 200 mm2. Die insgesamt 4 räumlichen Schichten haben eine Dicke von jeweils 10 mm, mit einem Abstand von 1 mm zwischen zwei Schichten. Wegen des langen TR kann ein Flipwinkel von 90° gewählt werden. Die EPI-Bildrekonstruktion erfolgt vorzugsweise on-line durch den MR-Scanner.
Es ist besonders vorteilhaft, dass die EPI-Scans einen zu untersuchenden Ortsfrequenzraum mit möglichst wenigen Vorzeichenwechseln eingesetzter Abtastrichtungen durchlaufen.
Ein derartiges bevorzugtes Durchlaufen des Ortsfrequenzraumes wird nachfolgend anhand von Fig. 2 beispielhaft dargestellt. Ein Teilbild (a) von Fig. 2 zeigt eine bekannte Erfassung des Ortsfrequenzraumes mittels Echo-Planar-Bildgebung (Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging - EPI) .
Hierbei sind Echosignale Ex,y dargestellt, wobei die x- Koordinate eine Erfassungszeit angibt.
Die einzelnen Echosignale werden hierbei zu verschiedenen Zeiten erfasst, so dass zeitlich spätere Echosignale von dem T2*-Abfall beeinträchtigt werden.
Ein Teilbild (b) von Fig. 2 zeigt eine erfindungsgemäße Erfassung des Ortsfrequenzraumes mittels einer umgeordneten Echo-Planar-Bildgebung.
Zwischen geraden und ungeraden Echosignalen erfolgt ein Vorzeichenwechsel der Erfassungsrichtung.
Hierbei sind gleichfalls Echosignale Ex,y dargestellt, wobei die x-Koordinate wiederum die Erfassungszeit angibt.
Hierbei werden alle Echosignale Ex,y mit gleicher Echozeit erfaßt, so dass eine Beeinträchtigung durch den T2*-Abfall vermieden wird.
Außerdem wird zwischen geraden und ungeraden Echosignalen der Vorzeichenwechsel der Erfassungsrichtung vermieden.
Ein konventionelles Durchlaufen des Ortsfrequenzraumes ist zwar möglich, jedoch beinhaltet die Umordnung mehrere erhebliche Vorteile. Die Vorteile sind insbesondere eine hohe räumliche Auflösung und ein Geschwindigkeitsgewinn.
Nachfolgend wird dargestellt, wie ein Umordnen von Rohdaten vorzugsweise erfolgen kann.
Ein Umordnen der Rohdaten erfolgt vorzugsweise so, dass zuvor in einer Reihenfolge kx, t, ky vorliegende Daten so umgeordnet werden, dass sie die Reihenfolge kx, ky, t aufweisen. Hierbei bezeichnet kx die Dimension, in derer die Messung zunächst erfolgt. Hieran schließt sich in den ursprünglichen Daten eine Zeitdimension t an. In den ursprünglichen Daten folgt der Zeitdimension t die weitere Raumdimension ky. Das Umordnen der Rohdaten kann auf verschiedene Arten erfolgen.
Eine besonders zweckmäßige Anordnung der Rohdaten erfolgt durch eine geeignete Datenverarbeitungsroutine. Die Datenverarbeitsroutine bearbeitet die ursprünglichen Datensätze so, dass die Daten in das gewünschte Format transferiert werden.
Ein in der Computersprache C geschriebenes Programm, das eine gewünschte Umordnung der Messdaten bewirkt, ist nachfolgend wiedergegeben.
#define MAX_DIMS 10 /*10 Maximale Anzahl der Dimensionen */ long Dim[MAX_DIMS] , /*Größe der Dimensionen */ NumberDims; /^Anzahl der genutzten Dimensionen */ unsigned char *Active, /*Positionen von eingesetzten Datensätzen */ ^Passive; /*A 2nd Buffergröße
* Swap two dimensions of the data set. *
* *
* swapO = lst swap dimension *
* swapl = 2nd swap dimension *
void SwapDims (int swapO, int swapl) { long ix[MAX_DIMS]={0}, six, dix; int dd[MAX_DIMS] , d; unsigned char *swapptr;
if (swap0=swapl) return;
for (d=0; d<NumberDims; d++) dd[d]= d; d= dd[swapl]; dd[swapl]= dd[swap0]; dd[swap0]= d;
six=0; do {dix=0; for (d=NumberDims-l; d>=0; d—) dix=dix*
Dim[dd[d] ]+ix[dd[d] ] ; Passive [dix] =Active [six++] ; d=0; while (d<NumberDims && ++ix[d] ==Dim[d] ) ix[d++]=0;
} while (d!=NumberDims) ;
dix = Dim[swapl] ;
Dim[swapl] = Dim[swap0]; Dim[swap0] = dix; swapptr = Active; Active = Passive; Passive = swapptr; }

Claims

Patentansprüche :
1. Bildgebungsverfahren, bei dem durch Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und Anlegen von wenigstens einem magnetischen Gradientenfeld Schicht- oder Volumenbereiche selektiert werden, in denen kernmagnetische Resonanzen angeregt und als Messsignale ermittelt werden, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die
Messsignale in einer ersten Akquisitionssequenz für verschiedene Echozeiten erfaßt werden, dass für verschiedene Echozeiten in der Akquisitionssequenz im Wesentlichen gleiche Phasenlagen gewählt werden und dass die Akquisitionssequenz wenigstens einmal wiederholt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass für alle Echozeiten einer Akquisitionssequenz die gleiche
Phasenlage gewählt wird.
3. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 oder 2, d a d u r c h g e k e n n - z e i c h n e t, dass Messsignale, die zu einer ausgewählten Echozeit gehören, zu einem Erfassungsbereich zusammengefasst werden.
4. Verfahren nach Anspruch 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass der
Erfassungsbereich im Wesentlichen einer Ebene in einem (k,t)-Raum entspricht.
5. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 4, d a d u r c h g e k e n n - z e i c h n e t, dass Signale, die zu wenigstens zwei verschiedenen Echozeiten gehören, für eine Korrektur von geometrischen Störungen zusammengefasst werden.
6. Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten, mit wenigstens einem Speicher für eine Speicherung von ermittelten Messdaten in einer kx-Dimension, einer t- Dimension und in einer ky-Dimension, d a d u r c h g e k e n n z e i c h - n e t, dass die Vorrichtung einen Sortierer enthält, der eine Umordnung der Rohdaten in eine Reihenfolge bewirkt, in der die Daten der ky-Dimension vor der t- Dimension angeordnet sind, und dass in dem Speicher und/oder in einem weiteren Speicher die transformierten Messsignale so gespeichert sind, dass Daten von verschiedenen Akquisitionssequenzen in dem Speicher hintereinander angeordnet sind.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110794351A (zh) * 2019-11-05 2020-02-14 国家纳米科学中心 一种双回波剪影磁共振成像方法及系统

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7999543B2 (en) * 2005-03-23 2011-08-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. MR method for spatially-resolved determination of relaxation parameters
BRPI0709861A2 (pt) * 2006-04-06 2011-07-26 Koninkl Philips Electronics Nv dispositivo para formaÇço de imagem por ressonÂncia magnÉtica, mÉtodo para formaÇço de imagem por rm, e, programa de computador
US10552955B2 (en) 2017-04-04 2020-02-04 Yale University Imaging acceleration methods for MRI parameter mapping

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3504734C2 (de) * 1985-02-12 1998-12-10 Max Planck Gesellschaft Verfahren und Vorrichtung zur Aufnahme von Spinresonanzdaten
US5498963A (en) * 1994-08-05 1996-03-12 General Electric Company Correction of geometric distortion in MRI phase and phase difference images
JP3544782B2 (ja) * 1996-04-16 2004-07-21 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
WO1999056156A1 (en) * 1998-04-24 1999-11-04 Case Western Reserve University Geometric distortion correction in magnetic resonance imaging
US6492811B1 (en) * 2000-11-22 2002-12-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multishot echo planar imaging fluoroscopic technique

Non-Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
D.N. GUILFOYLE ET AL.: "PEEP - A Rapid Chemical-Shift Imaging Method" MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, Bd. 10, 1989, Seiten 282-287, XP000009343 *
ST. POSSE ET AL.: "Enhancement of BOLD-Contrast Sensitivity..." MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, Bd. 42, Juli 1999 (1999-07), Seiten 87-97, XP000845917 *
ST. POSSE ET AL.: "High Speed 1H Spectroscopic Imaging..." MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, Bd. 33, 1995, Seiten 34-40, XP000482968 *
X. HU, S-G. KIM: "A New T2*-Weighting Technique..." MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, Bd. 30, 1993, Seiten 512-517, XP000402839 *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110794351A (zh) * 2019-11-05 2020-02-14 国家纳米科学中心 一种双回波剪影磁共振成像方法及系统
CN110794351B (zh) * 2019-11-05 2021-11-16 国家纳米科学中心 一种双回波剪影磁共振成像方法及系统

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