DE69709425T2

DE69709425T2 - Dreidimensionale digitale Subtraktions-Angiographie mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE69709425T2
Application number: DE69709425T
Authority: DE
Inventors: Richard Frayne; Thomas M. Grist; Frank R. Korosec; Charles A. Mistretta; Jason A. Polzin
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1996-03-26
Filing date: 1997-03-20
Publication date: 2002-09-12
Anticipated expiration: 2017-03-21
Also published as: EP0798566B1; JP2007260454A; JP4011585B2; DE69709425D1; JPH105191A; EP0798566A1; JP2005095694A; US5713358A

Description

Hintergrund der Erfindung

Das Anwendungsgebiet der Erfindung ist die magnetische Resonanzangiographie ("MRA") und, insbesondere, dynamische Untersuchungen der menschlichen Gefäße unter Verwendung von Kontrastmitteln, die die NMR-Signale (NMR = kernmagnetische Resonanz) verstärken.
Diagnostische Untersuchungen der menschlichen Gefäße haben viele medizinische Anwendungen. Röntgenbildverfahren, wie beispielsweise digitale Subtraktionsangiographie ("DSA") haben bei der Betrachtung des kardiovaskulären Systems, einschließlich des Herzens und der zugeordneten Blutgefäße, breite Anwendung gefunden. Bilder, die die Zirkulation von Blut in den Arterien und Venen der Nieren und in den Karotisarterien und -venen des Halses und Kopfes zeigen, haben einen unermeßlichen diagnostischen Nutzen. Unglücklicherweise setzen jedoch die Röntgenstrahlmethoden den Patienten einer potentiell gefährlichen Ionisationsstrahlung aus und bedingen oft den Einsatz eines invasiven Katheters, um ein Kontrastmittel in das zu betrachtende Gefäß zu injizieren.
Einer der Vorteile dieser Röntgenstrahltechnik ist es, daß die Bilddaten mit einer hohen Rate (d. h. einer hohen zeitlichen Auflösung) akquiriert werden können, so daß während der Injektion des Kontrastmittels eine Folge von Bildern gewonnen werden kann. Derartige "dynamische Untersuchungen" gestatten die Auswahl desjenigen Bildes, bei dem der Kontrastmittelbolus gerade durch das interessierende Gefäß fließt. Zu frühe Bilder in der Folge können in dem verdächtigen Gefäß einen nicht hinreichenden Kontrast haben, und verspätete Bilder können schwierig zu interpretieren sein, weil das Kontrastmittel Venen erreicht und in das umgebende Gewebe diffundiert. Subtraktive Verfahren, wie sie beispielsweise im US Patent Nr. 4,204,225, mit dem Titel "Digitale Röntgensubtratktionsabbildung in Echtzeit", offenbart sind, können herangezogen werden, um den diagnostischen Nutzen solcher Bilder beträchtlich zu verbessern.
Die Magnetresonanzangiographie (MRA) nützt das Phänomen der kernmagnetischen Resonanz (NMR) aus, um Bilder der menschlichen Gefäße zu erzeugen. Wird eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe einem gleichförmigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B&sub0;) ausgesetzt, unternehmen die einzelnen magnetischen Momente der Spins im Gewebe den Versuch, sich mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren allerdings um das Feld in einer beliebigen Reihenfolge mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Erregungsfeld B&sub1;) ausgesetzt, das in der x-y-Ebene liegt und nahe der Larmorfrequenz ist, wird das ausgerichtete Gesamtmoment Mz in die x-y-Ebene gedreht oder "gekippt", um ein magnetisches Gesamtquermoment Mt zu erzeugen. Durch die erregten Spins wird ein Signal emittiert, und nach der Beendigung des Erregungssignals B&sub1; kann dieses Signal empfangen und zum Erzeugen eines Bildes verarbeitet werden.
Bei der Ausnutzung dieser Signale zur Bilderzeugung werden magnetische Feldgradienten (Gx, Gy und Gz) verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich durch eine Sequenz von Meßzyklen abgetastet, in welchen diese Gradienten gemäß dem besonderen benutzten Lokalisationsverfahren geändert werden. Der sich ergebende Satz empfangener NMR-Signale wird zur Rekonstruktion des Bildes digitalisiert und verarbeitet und zwar unter Verwendung eines Verfahrens von zahlreichen gut bekannten Rekonstruktionsverfahren.
Die meisten NMR-Abtastungen, die derzeit zum Erzeugen medizinischer Abbildungen verwendet werden, benötigen viele Minuten, um die erforderlichen Daten zu akquirieren. Das Herabsetzen dieser Abtastzeit auf Sekunden anstelle von Minuten ist das Haupthindernis zur Ausführung klinischer dynamischer Untersuchungen unter Verwendung von MRI-Verfahren. Das gebräuchlichste MRI-Verfahren, das zur Zeit für die nicht getriggerte, zeitaufgelöste Bilderzeugung benutzt wird, sieht die Verwendung einer Pulssequenz zur echoplanaren Bildgebung ("EPI") vor, wie zuerst von Peter Mansfield (J. Phys. C. 10: L55-L58, 1977) beschrieben wurde. Im Prinzip ermöglicht die EPI-Abtastung die Abbildung von dynamischen Prozessen, die mit Perioden gemessen in der Größenordnung von einigen Hundert Millisekunden auftreten. Die zeitaufgelöste EPI ist jedoch sonst für kontrastverstärkte MRA ungeeignet, da die echoplanare Bildgebung zwischen dem Blut und umgebendem Gewebe einen geringen Kontrast bereitstellt, und zwar aufgrund der langen Zeitintervalle (beispielsweise 100 Millisekunden) zwischen HF-Anregungen. EPI hat auch eine übermäßige Empfindlichkeit gegenüber einer Vielfalt strömgungsbezogener Artefakte, und EPI-Abbildungen können aufgrund von T&sub2;*-Modulation des k-Raumes verschwommen sein.
Es wurden zahlreiche Verfahren entwickelt, um die zeitliche Auflösung von MRI-Abtastungen, die auf MRA anwendbare Pulssequenzen verwenden, zu erhöhen. Bei einem aus dem Stand der Technik bekannten Verfahren, das als "MR- Fluoroskopie" bekannt und im US Patent Nr. 4,830,012 beschrieben ist, wird das Objekt dadurch abgetastet, daß kontinuierlich und wiederkehrend die N-phasencodierenden Ansichten, die für ein komplettes Bild notwendig sind, akquiriert werden. Anstatt auf einen gesamten neuen Satz von N-Ansichten vor der Rekonstruktion des nächsten Bildes zu warten, werden allerdings die Bilder mit einer viel höheren Rate rekonstruiert, und zwar unter Verwendung der jüngsten N-Ansichten. Mit anderen Worten, ein Bild wird rekonstruiert von neu akquirierten Ansichten als auch von Ansichten, die zur Rekonstruktion vorausgegangener Bilder für die dynamische Untersuchung verwendet wurden. Obgleich sehr hohe zeitliche Raten mit der MR-Fluoroskopie erzielt wurden, war der Bildkontrast für MRA nicht ausreichend, da die zentralen Ansichten im k-Raum, die den Gesamtbildkontrast dominieren, immer noch mit einer wesentlich geringeren innewohnenden Abtastrate (d. h. NxTR) aktualisiert wurden.
Ein anderes Verfahren zum Erhöhen der zeitlichen Auflösung der MRI-Bildgebung wird im Stand der Technik "Schlüsselloch"-Bildgebung genannt. Wie es beispielsweise beschrieben worden ist von R. A. Jones et al., in "Dynamic, Contrast Enhanced, NMR Perfusion Imaging Of Regional Cerebral Ischaemia In Rats Using K-Space Substitution", SMR Eleventh Annual Meeting 1992, Abstracts, 1138, wird eine Sequenz von Bildern während einer dynamischen Untersuchung akquiriert, in der ein Kontrastmittel in das Objekt injiziert wird. Das erste Bild in der Sequenz ist ein Referenzbild, für das sämtliche phasencodierenden Ansichten (beispielsweise 128 Ansichten) akquiriert werden. Nachfolgende Bilder werden allerdings dadurch erzeugt, daß lediglich die zentralen Ansichten (beispielsweise die zentralen 32 Ansichten) akquiriert werden. Diese Schlüsselloch-Abtastungen können offensichtlich viel schneller als gesamte Abtastungen akquiriert werden, und die zeitliche Rate wird proportional erhöht. Die Schlüsselloch-Bilder werden unter Verwendung der jüngsten zentralen k-Raum-Ansichten in Kombination mit den äußeren, peripheren k-Raum-Ansichten der Referenzabtastung rekonstruiert. In Situationen, wo die niedrigen räumlichen Frequenzänderungen in den rekonstruierten Bildern nicht die Evolution der dynamischen Untersuchung einfangen, ist die k-Raum-Schlüsselloch-Bildgebung leider nicht geeignet. Dies stellt ein Problem dar, wenn Kontraständerungen in kleinen Bereichen untersucht werden sollen, und in solchen Untersuchungen muß die Anzahl der akquirierten zentralen Ansichten bis zu dem Punkt erhöht werden, bei dem der Gewinn in der zeitlichen Auflösung verloren geht.
Verwandt mit dem k-Raum-Schlüsselloch-Bildgebungsverfahren ist ein Verfahren, das im Stand der Technik als dynamische Bildgebung mit begrenztem Gesichtsfeld ("FOV") bekannt ist. Wie es beispielsweise beschrieben worden ist, von Hu und Parrish, veröffentlicht in Magnetic Resonance in Medicine, Band 31, Seiten 691-694, 1994, und von Frederickson and Pelc, 3. SMR, 1, 197.1995, wird dieses Verfahren auf dynamische Untersuchungen angewandt, in denen der sich ändernde Anteil des Bildes nicht mehr als die Hälfte des gesamten FOV einnimmt. Ein Referenzbild, das den statischen Anteil des Bildes darstellt, wird zu Beginn der Untersuchung erzeugt, und eine Reihe von Bildern, die lediglich den dynamischen, zentralen Anteil der Bilder umfassen, werden unter Verwendung der halben Anzahl phasencodierender Ansichten erzeugt. Diese dynamischen Bilder können mit einer höheren zeitlichen Rate akquiriert werden, weil lediglich nur die halbe Anzahl von Ansichten (entweder ungerade oder gerade Ansichten) akquiriert werden müssen. Die dynamischen und statischen Anteile der Bilder werden kombiniert, um eine entsprechende Folge von vollständigen FOV-Bildern zu erzeugen. Falls natürlich Änderungen im statischen Teil des Bildes auftreten, wird die von diesen Bereichen gewonnene Information nicht mehr genau die Artefakte entfernen, die in das kleine FOV gefaltet werden.
MR-Angiographie (MRA) ist ein aktives Forschungsgebiet gewesen. Zwei grundsätzliche Verfahren wurden vorgeschlagen und bewertet. Die erste Klasse, die eine die Flugzeit (TOF) betreffende Technik betrifft, besteht aus Methoden, die die Bewegung des Blutes relativ zum umgebenden Gewebe ausnützen. Die gängigste Lösung besteht darin, die Differenzen in der Signalsättigung, die zwischen dem fließenden Blut und stationärem Gewebe existiert, auszunutzen. Dies ist als strömungsbezogene Verstärkung bekannt, jedoch ist dieser Effekt falsch benannt, weil die Verbesserung im Blut-Gewebe-Kontrast tatsächlich darauf zurückzuführen ist, daß das stationäre Gewebe viele Anregungsimpulse erfährt und gesättigt wird. Strömendes Blut, das sich durch den angeregten Abschnitt bewegt, wird kontinuierlich durch Spins erneuert, die weniger Anregungsimpulse erfahren, und es ist daher weniger gesättigt. Als Ergebnis erhält man den gewünschten Bildkontrast zwischen dem Hoch-Signal-Blut und dem stationärem Niedrig-Signal-Gewebe.
Es wurden auch MR-Methoden entwickelt, die Bewegung in die Phase des akquirierten Signals codieren, wie es in der US Patentnummer Re. 32,701 offenbart ist. Diese Methoden bilden die zweite Klasse von MRA-Methoden und sind als den Phasenkontrast (PC) betreffende Methoden bekannt. Derzeit akquirieren die meisten PC-MRA-Methoden zwei Bilder, wobei jedes Bild eine unterschiedliche Empfindlichkeit bezüglich derselben Geschwindigkeitskomponente hat. Angiographische Bilder werden dann dadurch erhalten, daß entweder die phasenmäßige oder komplexe Differenz zwischen den beiden geschwindigkeitscodierten Bildern gewonnen wird. Phasenkontrast-MRA-Methoden wurden soweit ausgedehnt, daß sie in allen drei orthogonalen Richtungen empfindlich auf Geschwindigkeitskomponenten sind.
Trotz der immensen Fortschritte, die in den letzten Jahren erzielt worden sind, wird die MRA in vielen Kliniken immer noch als Forschungsgebiet betrachtet, und sie wird in der klinischen Praxis nicht routinemäßig eingesetzt. Eine weit verbreitete Anwendung von TOF- oder PC-Methoden wird durch die Anwesenheit einer Vielzahl störender Bildartefakte behindert, die die Pathologie maskieren und in einigen Fällen sogar täuschend wirken können. Diese Artefakte führen im allgemeinen zu einer geringeren Spezifität und einer kompromitierten Empfindlichkeit.
Um die diagnostische Fähigkeit der MRA zu verbessern, kann man vor der MRA-Abtastung ein Kontrastmittel, beispielsweise "Gadolinium" in den Patienten injizieren. Wie es im US Patent 5,417,213 beschrieben ist, besteht der Trick darin, die zentralen k-Raum-Ansichten in demjenigen Moment zu akquirieren, bei dem der Bolus des Kontrastmittels gerade durch das interessierende Gefäß fließt. Dies ist als Teil eines klinisches Routineverfahrens keineswegs eine einfache zeitliche Abstimmung.
Radiology, Band 196, 1995, Seiten 135-142, T. L. Chenevert et al. "Dynamic three-dimensional Imaging with Partial k-Space Sampling: Initial Application for Gadolinium-enhanced Rate Characterization of Breast Lesions", offenbart ein Verfahren zum Akquirieren von NMR-Daten von einem Objekt im Anschluß an die Injektion eines Kontrastmittels, um eine Reihe von Bildern zu erzeugen, die die Kontraständerungen aufzeigen, welche in einem interessierenden Bereich des Objekts auftreten, gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1. Dieses Dokument beschreibt insbesondere eine kontrastverstärkte dynamische Untersuchung der Brust unter Verwendung der "Schlüsselloch"-Datenakquisitionsmethode. Ein vollständiger k-Raum-Datensatz wird vor der Kontrastinjektion akquiriert, und es folgt dann eine Reihe zentraler k-Raum-Akquisitionen (d. h. Schlüssellöcher) während das Kontrastmittel durch die Brust strömt. Eine Reihe von Bildern wird dann dadurch konstruiert, daß die akquirierten zentralen Bereiche in dem vollständigen k-Raum-Datensatz "substituiert" werden. Subtraktionsbilder werden dadurch erzeugt, daß zwei dieser Bilder voneinander subtrahiert werden. Ein Nachteil der Abtastung lediglich eines Teils des k-Raumes besteht jedoch darin, daß eine verminderte räumliche Auflösung erzielt wird.
In der DE 43 17 028 A ist eine "Schlüsselloch"-Methode der MRI-Fluoroskopie offenbart, bei der ein einziger Bilddatensatz akquiriert wird und dann der zentrale Bereich des k-Raumes während einer medizinischen Prozedur so schnell wie möglich "aktualisiert" wird, um eine Echtzeitdarstellung der medizinischen Prozedur vorzusehen. Damit man eine bessere räumliche Auflösung erhält, werden abwechselnd unterschiedliche periphere k-Raumbereiche gleichzeitig mit der periodischen Akquisition des zentralen k-Raumbereiches akquiriert, und der einzige Bilddatensatz wird mit den neu akquirierten Daten des zentralen Bereiches und dem abwechselnd unterschiedlichen peripheren Bereich des k-Raumes periodisch aktualisiert.
Die US 5 485 086 befaßt sich mit einem Verfahren zum Akquirieren kontinuierlicher fluoroskopischer Daten unter Verwendung von MRI. Anstatt den k- Raum gemäß einem rechteckigen Muster abzutasten, wird dort der k-Raum insbesondere unter Verwendung einer Reihenfolge verschachtelter Spiralen abgetastet. Jede spiralförmige Akquisition tastet den k-Raum im Zentrum des k-Raumes und an der Peripherie des k-Raumes ab. Im Anschluß an die Akquisition jeder Spirale wird eine gewisse Anzahl N der jüngsten Spiralen benutzt, um das Bild zu rekonstruieren. Um Bildartefakte aufgrund der Objektbewegung und der Zeitdifferenz zwischen der Akquisition der ersten und der letzten Verschachtelung zu vermeiden, wird ein dreieckförmiges Faltungsfenster benutzt. Alle Bilder werden rekonstruiert aus der zentralen Auslesung der N jüngsten verschachtelten Spiralabtastungen, wobei die zentrale Auslesung direkt benutzt wird und eine gewichtete Kombination der ersten N-1 Auslesungen verwendet wird. Ferner werden modifizierte spiralförmige Trajektorien angewendet, die die niedrigen Raumfrequenzen des zentralen Spiralbereiches nahe beim Ursprungspunkt des k-Raumes in einer nicht verschachtelten Weise und die höheren Raumfrequenzen in einer verschachtelten Weise abtasten. Die nicht verschachtelten niedrigeren Raumfrequenzen werden somit nach jeder Auslesung aktualisiert, und die höheren verschachtelten Raumfrequenzen werden allmählich aktualisiert und sind gefiltert, wie oben erwähnt. Vorzugsweise wird ein sich bewegendes zeitliches Filterfenster verwendet, das die jüngsten fünf höheren Raumfrequenzsignale mit den gewichteten Signalen kombiniert, um das dritte Signal zu betonen.
Magnetic Resonance in Medicine, Band 33, 1995, Seiten 163-170, M. Doyle et al. "Block Regional Interpolations Scheme for k-Space (BRISK): A Rapid Cardiac Imaging Technique", offenbart ein Verfahren zum Vermindern der Akquisitionszeit für die kardiale Bilderzeugung durch Abtasten unterschiedlicher Bereiche des k-Raumes mit unterschiedlichen Raten. Diese Technik macht von dem Umstand Gebrauch, daß es eine schnelle Kontraktion der signifikanten Information mit zunehmender harmonischer Zahl der Fourier-Koeffizienten in der k-Raum/Zeit- Domäne gibt. Eine Vielzahl kardialer Zyklen wird in einer solchen Weise abgetastet, daß der zentrale k-Raumbereich kontinuierlich abgetastet wird und die peripheren Bereiche weniger häufig abgetastet werden. Äußerste, sogenannte statische Bereiche werden lediglich einmal in einem Zyklus abgetastet. Die bei einer kardialen Phase nicht abgetasteten Daten werden aus der periodischen Datenfunktion über dem kardialen Zyklus interpoliert, in welchem aufgrund innewohnender zyklischer Phänomene ein hoher Grad an Korrelation zwischen zeitaufgelösten kardialen Bildern besteht, und zu erwartende Koeffizienten werden in die abgetastete Datenfunktion eingefügt, und zwar nach Symmetrierung der abgetasteten Funktion und Fourier-Transformation der symmetrierten Funktion. Auf diese Weise kann die gesamte Abtastzeit für die Vielzahl kardialer Zyklen beträchtlich vermindert werden.
In der EP 0 615 135 ist die Akquisition von vollständigen k-Raum-Datensätzen, und zwar ein Datensatz nach dem anderen, offenbart, um einen dynamischen Prozeß, wie beispielsweise die Aufnahme von Kontrastmedien, zu überwachen. Da zur Akquisition des gesamten k-Raumes Zeit benötigt wird, ist die Bildrate gering. Zur Überwindung dieses Problems wird in diesem Dokument vorgeschlagen, eine Interpolation zwischen den Daten vorzunehmen, die bei zwei aufeinanderfolgenden Bildern akquiriert werden, um ein weiteres Bild zu erzeugen, das zeitlich zwischen den genannten beiden Bildern liegt. Nachteilig ist dabei, daß die durch Interpolation erzeugten Bilder keine neue diagnostische Information vorsehen.
Die DE-C-43 27 325 offenbart eine zeitaufgelöste kardiale MR-Bildgebung, bei der magnetische Resonanzdaten zeilenweise in eine Rohdatenmatrix eingetragen werden, die in einzelne Segmente unterteilt ist. Signale wenigstens eines Segments werden für zwei chronologisch aufeinanderfolgende Rohdatenmatrizen verwendet, so daß die Meßzeit verkürzt werden kann. Eine weitere Verbesserung ist möglich, wenn nicht nur ein Signal, sondern eine Vielzahl Signale gemeinsam für zwei aufeinanderfolgende kardiale Phasensignale verwendet werden. Um eine ausgeprägte Diskontinuität in den chronologischen Akquisitionssegmenten zu vermeiden, wird eine neue Reihenfolge für die Phasencodierung vorgenommen, so daß die Segmente mit der Reihenfolge 3-1-2-4-5-7-9-8-6 gemessen werden. Ein zentraler Bereich des k-Raumes (Segment 5) wird mit einer höheren zeitlichen Rate als die peripheren Bereiche des k-Raumes abgetastet. Für jede kardiale Phase werden Segmente miteinander kombiniert, die vor und nach der Akquisition der Abtastungen des zentralen Bereiches des k-Raumes akquiriert worden sind, um einen Rohdatensatz zu bilden, wobei gewisse Segmente für zwei benachbarte Rohdatensätze oder kardiale Phasen benutzt werden. In diesem Dokument ist auch zum Ausdruck gebracht, daß das obige Konzept auch auf nicht getriggerte Messungen angewendet werden kann, beispielsweise für Perfusionsmessungen oder funktionelle Bildgebung. In diesem Fall hat jedes Segment n Rohdatenzeilen, die, im Gegensatz zur kardialen Bildgebung, unmittelbar hintereinander gemessen werden.

Kurze Darlegung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren wie es im Anspruch 1 definiert ist.
Ein generelles Ziel der Erfindung ist es, die zeitliche Rate zu erhöhen, mit der 3D-MRI-Bilder während einer dynamischen Untersuchung erzeugt werden können, ohne ihren diagnostischen Wert zu vermindern. Durch Abtasten des zentralen k-Raumbereiches mit einer höheren zeitlichen Rate werden die dynamischen Änderungen im Kontrast von größeren Objekten im Untersuchungsobjekt selbst fein aufgelöst. Die Verwendung einer geringeren Abtastrate für die peripheren k-Raumbereiche vermindert beträchtlich das Ausmaß der pro Bild zu akquirierenden Daten, und zwar ohne signifikante Herabsetzung des diagnostischen Wertes des rekonstruierten Bildes.
Ein anderes Ziel der Erfindung ist die Bereitstellung eines Verfahrens, bei dem die zeitliche Rate weiter erhöht werden kann, und zwar durch Verwendung von Methoden, die die kleine FOV-Bildgebung betreffen. Die Anwendung der Erfindung schließt diese und andere Methoden zur Erhöhung der Bildrate in einer dynamischen Untersuchung nicht aus. Die höhere zeitliche Bildrate, die mit der Erfindung erzielt wird, ermöglicht zusätzlich die Erzeugung eines Bildes durch Subtraktion zweier Bilder. Dadurch werden gefaltete Artefakte entfernt, die mit der Methode der kleinen FOV-Bildgebung assoziiert sind.
Ein anderes Ziel der Erfindung ist die Bereitstellung einer Methode, bei der die zeitliche Rate dadurch weiter erhöht werden kann, daß durch Interpolation zwischen aufeinanderfolgenden Datensätzen interpolierte Bilder erzeugt werden. Die Grundbildrate, die durch die Rate bestimmt ist, mit der der zentrale k-Raumbereich abgetastet wird, kann durch Interpolation zwischen aufeinanderfolgenden Abtastungen erhöht werden, und zwar durch Ausbildung von dazwischen liegenden Bildern.
Ein anderes Ziel der Erfindung ist die Erzeugung eines Angiogramms mit verminderten Artefakten durch Berechnen der Differenz zwischen zwei der MRI- Bilder. Durch Akquirieren einer Reihe von Bildern während einer dynamischen Untersuchung können verschiedenartige Bildverstärkungsmethoden verwendet werden, und zwar unter Verwendung der Daten von zwei oder mehreren Bildern der Bildreihenfolge.
Ein noch anderes Ziel der Erfindung ist die Erzeugung eines verbesserten magnetischen Resonanzangiogramms durch Akquirieren von Daten von einem dreidimensionalen Bereich. Die rekonstruierten 3D-MRI-Bilder können in eine 2D- Ebene unter Verwendung von Methoden projiziert werden, die ihren diagnostischen Wert beträchtlich erhöhen. Eine ähnliche Projektion kann man auf ein 3D- Differenzbild anwenden, das durch Subtraktion von zwei der genannten 3D-MRI- Bilder erzeugt worden ist.
Die vorstehenden und anderen Ziele und Vorteile der Erfindung gehen aus der folgenden Beschreibung hervor. In der Beschreibung wird auf die beiliegenden Zeichnungen Bezug genommen, die ein Teil derselben bilden, und in der beispielshalber ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt ist. Dieses Ausführungsbeispiel stellt allerdings notwendigerweise nicht den vollen Schutzumfang der Erfindung dar. Vielmehr wird zur Interpretation des Schutzumfangs der Erfindung auf die Ansprüche Bezug genommen.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm eines MRI-Systems, das von der Erfindung Gebrauch macht;
Fig. 2 ist ein elektrisches Blockschaltbild des Senderempfängers, der ein Teil des MRI-Systems von Fig. 1 bildet;
Fig. 3 ist eine grafische Darstellung der Pulssequenz, die in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet wird;
Fig. 4 ist eine grafische Darstellung des dreidimensionalen k-Raumes, von dem bei der Praktizierung des bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung Daten entnommen werden;
Fig. 5 ist eine grafische Darstellung der Reihenfolge, mit der der dreidimensionale k-Raum von Fig. 4 abgetastet wird;
Fig. 6 ist eine grafische Darstellung der Abtastung des dreidimensionalen k- Raumes von Fig. 4 und zeigt die Zeitpunkte, bei denen jedes Bild während der dynamischen Untersuchung rekonstruiert wird, und zwar gemäß dem einen Ausführungsbeispiel der Erfindung;
Fig. 7 ist eine grafische Darstellung der Abtastung des dreidimensionalen k- Raumes von Fig. 4 und zeigt die Zeitpunkte, zu denen jedes Bild während der dynamischen Untersuchung rekonstruiert wird, und zwar gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung; und
Fig. 8 ist eine bildliche Darstellung der Datensätze für jedes Bild der dynamischen Untersuchung und zeigt wie diese miteinander kombiniert werden, um eine MRA-Bild zu erzeugen.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

Zunächst wird Bezug genommen auf Fig. 1, wo die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI-Systems gezeigt sind, in das die Erfindung einbezogen ist. Der Betrieb des Systems wird von einer Benutzerkonsole 100 aus gesteuert, die ein Tastenfeld und Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinheit 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das es einem Benutzer ermöglicht, die Erzeugung und Anzeige von Bildern auf einem Schirm 104 zu steuern. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl Module, die miteinander über eine Rückebene kommunizieren. Diese Module umfassen ein Bildprozessormodul 106, ein CPU-Modul 108 und ein Speichermodul 113, die als Bildpuffer zum Speichern von Bilddatenanordnungen bekannt sind. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandantrieb 112 zum Speichern von Bilddaten und Programmen verbunden, und es kommuniziert mit einer separaten Systemsteuerung 122 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.
Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz Module, die miteinander über eine Rückebene verbunden sind. Diese Module umfassen ein CPU-Modul 119 und ein Pulsgeneratormodul 121, das über eine serielle Verbindung 125 an die Benutzerkonsole 100 angeschlossen ist. Über diese Verbindung 125 erhält die Systemsteuerung 122 vom Benutzer Befehle, die die auszuführende Abtastsequenz angeben. Das Pulsgeneratormodul 121 betreibt die Systemkomponenten, um die gewünschte Abtastsequenz auszuführen. Es erzeugt Daten, die die Zeitgabe, Stärke und Form der zu erzeugenden HF-Impulse angeben sowie die Zeitgabe und Länge des Datenakquisitionsfensters. Das Pulsgeneratormodul 121 ist mit einem Satz Gradientenverstärker 127 verbunden, um die Zeitgabe und Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzugeben. Das Pulsgeneratormodul 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Akquisitionssteuereinheit 129, die Signale von einer Anzahl unterschiedlicher Sensoren empfängt, die mit dem Patienten verbunden sind, wie beispielsweise EKG-Signale von Elektroden oder Atmungssignale von einem Balg. Letztlich ist das Pulsgeneratormodul 121 mit einer Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von unterschiedlichen Sensoren erhält, die dem Zustand des Patienten- und Magnetsystems zugeordnet sind. Ebenfalls über die Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 empfängt ein Patientenpositioniersystem 134 Befehle, um den Patienten in die gewünschte Position für die Abtastung zu bewegen.
Die vom Pulsgeneratormodul 121 erzeugten Gradientenschwingungsformen werden einem Gradientenverstärktersystem 127 zugeführt, das Gx, Gy und Gz Verstärker enthält. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer generell mit 139 bezeichneten Anordnung, um die Magnetfeldgradienten zu erzeugen, die für akquirierte positionscodierte Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-HF- Spule 152 enthält. Ein Senderempfängermodul 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die von einem HF-Verstärker 151 verstärkt werden und über einen Sende/Empfangs-Schalter 154 der HF-Spule 152 zugeführt werden. Die resultierenden Signale, die von den erregten Kernen im Patienten abgestrahlt werden, können von derselben HF-Spule 152 erfaßt und über den Sende/Empfangs-Schalter 154 einem Vorverstärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden demoduliert, gefiltert und digitalisiert, und zwar in einem Empfängerabschnitt des Senderempfängers 150. Der Sende/Empfangs- Schalter 154 wird von einem Signal vom Pulsgeneratormodul 121 gesteuert, um während des Sendebetriebs den HF-Verstärker 151 mit der Spule 152 elektrisch zu verbinden und während des Empfangsbetriebs mit dem Vorverstärker 153 zu verbinden. Der Empfangs/Sende-Schalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten HF-Spule (beispielsweise eine Kopfspule oder Oberflächenspule), die entweder im Sendebetrieb oder Empfangsbetrieb benutzt wird.
Die von der HF-Spule 152 erfaßten NMR-Signale werden von dem Senderempfängermodul 150 digitalisiert und zu einem Speichermodul 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Wenn die Abtastung vollendet ist und eine gesamte Anordnung von Daten im Speichermodul 160 akquiriert worden ist, wird ein Anordnungsprozessor 161 tätig, um mittels Fourier-Transformation die Daten in eine Anordnung von Bilddaten zu überführen. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 zu dem Computersystem 107 übertragen, wo sie im Plattenspeicher 111 gespeichert werden. Als Antwort auf Befehle, die von der Benutzerkonsole 100 stammen, werden diese Bilddaten auf dem Bandantrieb 112 archiviert, oder sie werden weiterverarbeitet durch den Bildprozessor 106 und zur Benutzerkonsole 100 übertragen und der Anzeigeeinheit 104 präsentiert.
Es wird jetzt insbesondere auf Fig. 1 und 2 Bezug genommen. Der Senderempfänger 150 erzeugt das HF-Anregungsfeld B1 mittels des Leistungsverstärkers 151 in einer Spule 152A und empfängt das in einer Spule 152B induzierte resultierende Signal. Wie es oben angedeutet wurde, können die Spulen 152A und B separat voneinander vorgesehen sein, wie es aus Fig. 2 hervorgeht, oder es kann sich um eine einzige Ganzkörperspule handeln, wie es in Fig. 1 gezeigt ist. Die Grund- oder Trägerfrequenz des HF-Erregungsfeldes wird unter der Steuerung eines Frequenzsynthesizers 200 erzeugt, der einen Satz digitaler Signale vom CPU-Modul 119 und Pulsgeneratormodul 121 empfängt. Diese digitalen Signale geben die Frequenz und Phase des an einem Ausgang 201 auftretenden HF-Trägersignals an. Der befohlene HF-Träger wird an einen Modulator und Aufwärtsumsetzer 202 gelegt, wo seine Amplitude aufgrund eines ebenfalls vom Pulsgeneratormodul 121 empfangenen Signals R(t) moduliert wird. Das Signal R(t) definiert die Einhüllende des zu erzeugenden HF-Anregungsimpulses, und es wird erzeugt im Modul 121 durch sequentielles Auslesen einer Reihe gespeicherter digitaler Werte. Diese gespeicherten digitalen Werte können wiederum von der Benutzerkonsole 100 geändert werden, um die Erzeugung irgendeiner gewünschten HF-Impuls-Einhüllenden zu ermöglichen.
Der Betrag des am Ausgang 205 erzeugten HF-Anregungsimpulses wird durch eine Anregungsdämpfungsschaltung 206 gedämpft, die von der Rückebene 118 einen digitalen Befehl empfängt. Die gedämpften HF-Anregungsimpulse werden dem Leistungsverstärker 151 zugeführt, der die HF-Spule 152A ansteuert. Eine genauere Beschreibung dieses Teils des Senderempfängers 122 findet man im US Patent Nr. 4,952,877.
Es wird immer noch auf Fig. 1 und 2 Bezug genommen. Das vom Objekt erzeugte Signal wird von der Empfangsspule 152B erfaßt und über den Vorverstärker 153 an den Eingang eines Empfangsdämpfers 207 gelegt. Der Empfangsdämpfer 207 verstärkt das Signal weiter um ein Ausmaß, das durch ein digitales Dämpfungssignal bestimmt ist, welches von der Rückebene 118 empfangen wird.
Das empfangene Signal hat oder hat nahezu die Larmor-Frequenz, und dieses Signal hoher Frequenz wird in einem zweischrittigen Prozeß von einem Abwärtsumsetzer 208 herabgesetzt, wobei zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal an der Leitung 201 gemischt wird und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5-MHz-Referenzsignal an der Leitung 204 gemischt wird. Das herabgesetzte NMR-Signal wird an den Eingang eines Analog/Digital-Umsetzers 209 gelegt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert, und es dann einem digitalen Detektor und Signalprozessor 210 zuführt, der in Entsprechung zu dem empfangenen Signal jeweils 16 Bit aufweisende In-Phase-Werte (I) und jeweils 16 Bit aufweisende Quadraturwerte (Q) erzeugt. Der resultierende Strom aus digitalisierten I- und Q-Werten des empfangenen Signals wird über die Rückebene 118 an das Speichermodul 116 ausgegeben, wo sie zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet werden.
Das 2,5-MHz-Referenzsignal sowie das 250-kHz-Abtastsignal und die 5-, 10- und 60-MHz-Referenzsignale werden von einem Referenzfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20-MHz-Haupttatksignal gewonnen. Eine ausführlichere Beschreibung des Empfängers findet man im US Patent Nr. 4,992,736.
Obgleich die vorliegende Erfindung mit einer Anzahl unterschiedlicher Pulssequenzen verwendet werden kann, benutzt das bevorzugte Ausführungsbeispiel der Erfindung eine wiederaufgerufene 3D-Gradienten-Echopulssequenz, die in Fig. 3 dargestellt ist. Hier wurde die Pulssequenz "3dfgre" benutzt, die zur Verfügung gestellt wurde von einem General Electric 1,5 Tesla MR-Scanner, der unter der Marke "SIGNA" vertrieben wurde und von einer überarbeiteten 5.5 Systemsoftware Gebrauch machte. Es wurde eine Modifikation dahingehend vorgenommen, daß Daten von vielfachen Volumen gesammelt wurden, so daß die k-Raum- Abtastmuster gemäß der Lehre der Erfindung praktiziert werden konnten.
Es wird jetzt insbesondere auf Fig. 3 Bezug genommen. Ein HF-Anregungsimpuls 220 mit einem Kippwinkel von 60º wird in Gegenwart eines Schichtauswahl-Gradientenimpulses 222 erzeugt, um eine Quermagnetisierung in dem interessierenden 3D-Volumen zu produzieren, wie es aus dem US Patent Nr. 4,431,968 hervorgeht. Danach folgt ein phasencodierender Gradientenimpuls 224, der längs der z-Achse gerichtet ist, und ein phasencodierender Gradientenimpuls 226, der längs der y-Achse gerichtet ist. Ein Auslesegradientenimpuls 228, der längs der x-Achse gerichtet ist, folgt danach, und es wird ein ein teilweises Echo (60%) umfassendes NMR-Signal 230 akquiriert und digitalisiert, wie es oben beschrieben worden ist. Im Anschluß an die Akquisition rephasieren Rückholgradientenimpulse 232 und 234 die Magnetisierung, bevor die Pulssequenz wiederholt wird, wie es aus dem US Patent Nr. 4,665,365 hervorgeht.
Wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist, wird die Pulssequenz wiederholt und die phasencodierenden Impulse 224 und 226 werden schrittweise durch eine Reihe von Werten geschaltet, um den in Fig. 4 dargestellten 3D-k- Raum abzutasten. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden sechzehn Phasencodierungen längs z-Achse und 128 Phasencodierungen längs der y- Achse verwendet. Für jede besondere y-Phasencodierung werden daher sechzehn Akquisitionen mit zwölf verschiedenen z-Phasencodierungen ausgeführt, um eine vollständige Abtastung längs der kz-Achse vorzunehmen. Dies wird 128 mal mit 128 verschiedenen y-Phasencodierungen wiederholt, um eine vollständige Abtastung längs der ky-Achse vorzunehmen. Aus der nachstehenden Erläuterung geht hervor, daß die Reihenfolge, in der diese Abtastung ausgeführt wird, ein wesentlicher Aspekt der Erfindung ist.
Die Abtastung längs der kx-Achse wird durch Abtasten des Echosignals 230 in Gegenwart des Auslesegradientenimpulses 228 während jeder Pulssequenz vorgenommen. Für einen Fachmann ist es klar, daß lediglich eine Teilabtastung längs der kx-Achse ausgeführt wird und daß die fehlenden Daten unter Verwendung einer Homodyne-Rekonstruktion oder durch eine Auffüllung mit Nullen berechnet werden. Dadurch wird eine Verkürzung der Echozeit (TE) der Pulssequenz auf weniger als 1,8 bis 2,0 Millisekunden ermöglicht, und die Pulswiederholungsrate (TR) wird auf weniger als 10,0 Millisekunden verkürzt.
Es wird jetzt insbesondere auch auf Fig. 4 verwiesen. Damit eine dynamische Untersuchung gemäß der Erfindung vorgenommen werden kann, wird der abzutastende k-Raum in Bereiche unterteilt. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird der 3D-k-Raum in vier Bereiche unterteilt, die mit "A bis D" bezeichnet sind. Die Grenzen dieser Bereiche A bis D sind längs der ky-Achse angeordnet, und sie sind symmetrisch zu ky = 0. Ein Zentralbereich "A" nimmt den zentralen k-Raumbereich ein, der von ky = -16 bis +15 reicht, und, wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist, enthalten diese "zentralen" Abtastungen die meiste Information, die den Gesamtkontrast im rekonstruierten Bild festlegt. Wie es jetzt beschrieben wird, ist es dieser zentrale k-Raumbereich A, der die Basis für jedes Bild der dynamischen Untersuchung bildet und der die etwaigen zeitlichen Bildraten bestimmt.
Die restlichen drei "peripheren" k-Raumbereiche B-D sind unterteilt und auf entgegengesetzten Seiten des zentralen Bereiches A angeordnet. Sie besetzen den k-Raum über die folgenden Grenzen:
Bereich B - ky = -17 bis -32 und +16 bis +31
Bereich C - ky = -33 bis -48 und +32 bis +47
Bereich D - ky = -49 bis -64 und +48 bis +63.
Eine wesentliche Lehre der Erfindung ist es, daß der zentrale Bereich des k-Raumes mit einer höheren Rate als die peripheren Bereiche während der dynamischen Untersuchung abgetastet wird. Dies wird dadurch erreicht, daß der zentrale Bereich A und aufeinanderfolgende der peripheren Bereich B bis D alternierend abgetastet werden. Eine der beiden nachfolgenden Abtastsequenzen wird somit während der dynamischen Untersuchung ausgeführt:
AB AC AD AB AC AD AB AC AD...
AD AC AB AD AC AB AD AC AB...
Die letztere Abtastsequenz ist in Fig. 5 grafisch gezeigt, wobei die horizontale Achse die Echtzeit während der dynamischen Untersuchung und die vertikale Achse den Bereich im k-Raum längs der gerade abgetasteten ky-Achse angibt. Die Zeitabschnitte, während denen jeder k-Raumbereich A bis D abgetastet wird, sind indiziert, und der tiefgestellte Index gibt zahlenmäßig an, wie oft der Bereich während der dynamischen Untersuchung abgetastet worden ist. Es ist augenscheinlich, daß der zentrale k-Raumbereich A mit einer höheren zeitlichen Rate als die peripheren k-Raumbereiche B bis D abgetastet wird.
Bei dem betrachteten Ausführungsbeispiel werden alle Bereiche A bis D am Anfang und am Ende der dynamischen Untersuchung abgetastet, um andere Rekonstruktionsstrategien zu implementieren, die nachstehend erläutert werden. Es ist einsichtig, daß die oben beschriebene alternierende Sequenz dann während der kritischen Zeitperidode der dynamischen Untersuchung vorgenommen wird, wie es bei 240 angezeigt ist. Diese alternierende Sequenz kann so lange wie möglich ausgedehnt werden, um die interessierenden Kontraständerungen zu erfassen, die während der besonderen Untersuchung auftreten.
Es ist für einen Fachmann einsichtig, daß der k-Raum in anderer Weise aufgeteilt werden kann, um die Erfindung praktisch umzusetzen. So kann man beispielsweise die Anzahl der Bereiche ändern, und die Bereiche können derart orientiert sein, daß ihre Grenzen längs der Schichtauswahl-kz-Achse angeordnet sind. Man kann auch den k-Raum in einen kreisförmigen zentralen Bereich und mehrere umgebende, ringförmige periphere Bereiche aufteilen.
Die während der dynamischen Untersuchung akquirierten Daten können in zahlreicher Weise verwendet werden, um eine Reihe Bilder F&sub1; - Fn zu rekonsturieren, die die Kontraständerungen aufzeigen, welche während der dynamischen Untersuchung auftreten. Bei einem in Fig. 6 dargestellten Ausführungsbeispiel werden die F&sub1; bis F&sub7; bezeichneten Bilder unter Verwendung von Daten rekonstruiert, die von jeder Akquisition (A&sub1; bis A&sub7;) des zentralen k-Raumbereiches stammen. Dies wird dadurch bewerkstelligt, daß ein Datensatz gebildet wird, der zur Rekonstruktion eines Bildes unter Verwendung der besonderen zentralen k- Raumbereichsdaten in Kombination mit zeitlich benachbarten Daten von umgebenden, peripheren k-Raumbereichen B bis D hinreichend ist. Jeder Bilddatensatz zeigt das Objekt bei einer besonderen Zeit während der dynamischen Untersuchung.
Eine Methode zum Bilden jedes derartigen Bilddatensatzes besteht in der Verwendung der Daten, die von peripheren Bereichen akquiriert worden sind, welche zeitlich am dichtesten zu der Akquisition des zentralen k-Raumbereiches A sind. Für die Bilder F&sub2; bis F&sub6; können somit die akquirierten Daten, die in Fig. 6 dargestellt sind, wie folgt zu Datensätzen zusammengefaßt werden:
F&sub2; → A&sub2; + B&sub2; + C&sub2; + D&sub2;
F&sub3; → A&sub3; + B&sub2; + C&sub2; + (D&sub2; oder D&sub3;)
F&sub4; → A&sub4; + B&sub2; + (C&sub2; oder C&sub3;) + D&sub3;
F&sub5; → A&sub5; + (B&sub2; oder B&sub3;) + C&sub3; + D&sub3;
F&sub6; → A&sub6; + B&sub3; + C&sub3; + (D&sub3; oder D&sub4;)
Diese Methode der Auswahl solcher Daten, die zeitlich am nächsten zum Bild sind, wird hier "nächste Nachbarn"-Methode genannt. Es ist ersichtlich, daß manchmal die nächsten Daten für eine peripheren Bereich des k-Raumes dicht bei der Bildzeit liegen und daß in anderen Fällen die Bildzeit mitten zwischen zwei benachbarten Abtastperioden liegt.
Eine andere Methode zum Bilden eines Datensatzes bei jedem Bild F&sub2; bis F&sub6; besteht darin, zwischen zwei benachbarten Datensätzen zu interpolieren, die für jeden peripheren Bereich akquiriert worden sind. Eine lineare Interpolationsmethode zum Bilden der Bilder F&sub2; bis F&sub6; aus akquirierten Daten, die in Fig. 6 dargestellt sind, ist beispielsweise die folgende:
F&sub2; → A&sub2; + (B&sub1; + B&sub2;)/2 + (4C&sub2; + C&sub1;)/5 + (5D&sub2; + D&sub5;)/6
F&sub3; → A&sub3; + (5B&sub2; + B&sub1;)/6 + (5C&sub2; + C&sub5;)/6 + (D&sub2; + D&sub3;)/2
F&sub4; → A&sub4; + (5B&sub2; + B&sub3;)/6 + (C&sub2; + C&sub3;)/2 + (5D&sub3; + D&sub2;)/6
F&sub5; → A&sub5; + (B&sub2; + B&sub3;)/2 + (5C&sub3; + C&sub2;)/6 + (5D&sub3; + D&sub4;)/6
F&sub6; → A&sub6; + (5B&sub3; + B&sub2;)/6 + (4C&sub3; + C&sub4;)/5 + (D&sub3; + D&sub4;)/2
Eine nicht lineare Interpolation kann ebenfalls verwendet werden. Wird beispielsweise eine Funktion bestimmt, die den Kontrastmittelfluß in den interessierenden Bereich während der dynamischen Untersuchung angibt, kann man diese Funktion benutzen, um die Abtastungen zu gewichten, die zu unterschiedlichen Zeiten während der dynamischen Untersuchung vorgenommen worden sind.
Bei der oben beschriebenen Methode zum Bilden von Datensätzen, aus denen Bilder rekonstruiert werden können, wird ein Datensatz für jede Abtastung des zentralen Bereichs des k-Raumes gebildet. Es können allerdings zusätzliche Bilder rekonstruiert werden, um die zeitliche Auflösung der dynamischen Untersuchung zu erhöhen, und zwar durch weitere Interpolation der akquirierten Daten. Eine Methode dafür besteht einfach darin, zwischen vollständigen Datensätzen F&sub2; bis F&sub6;, die wie oben beschrieben gebildet worden sind, zu interpolieren. Dadurch werden die folgenden zusätzlichen Datensätze erzeugt, aus denen weitere Bilder wie folgt rekonstruiert werden können:
F2,5 = (F&sub2; + F&sub3;)/2
F3,5 = (F&sub3; + F&sub4;)/2
F4,5 = (F&sub4; + F&sub5;)/2
F5,5 = (F&sub5; + F&sub6;)/2
Die bevorzugte Methode besteht allerdings darin, die zusätzlichen, dazwischen liegenden Bilddatensätze direkt von den akquirierten Abtastdaten vollständig zu bilden. Unter besonderer Bezugnahme auf Fig. 7 wird dies dadurch erreicht, daß zwischen aufeinanderfolgenden Abtastdaten für den zentralen k-Raumbereich interpoliert wird und daß zwischen den aufeinanderfolgenden peripheren k-Raumbereichsabtastungen interpoliert wird. Diese Zwischendatensätze können wie folgt gebildet werden:
F1,5 → I1,5(A&sub1;,A&sub2;) + I1,5(B&sub1;,B&sub2;) + I1,5(C&sub1;,C&sub2;) + D&sub2;
F2,5 → I2,5(A&sub2;,A&sub3;) + I2,5(B&sub1;,B&sub2;) + C&sub2; + I2,5(D&sub2;,D&sub3;)
F3,5 → I3,5(A&sub3;,A&sub3;) + B&sub2; + I3,5(C&sub2;,C&sub3;) + I3,5(D&sub2;,D&sub3;)
F4,5 → I4,5(A&sub4;,A&sub5;) + I4,5(B&sub2;,B&sub3;) + I4,5(C&sub2;,C&sub3;) + D&sub3;
F5,5 → I5,5(A&sub5;,A&sub6;) + I5,5(B&sub2;,B&sub3;) + C&sub3; + I5,5(D&sub3;,D&sub4;)
F6,5 → I6,5(A&sub6;,A&sub7;) + B&sub3; + I6,5(C&sub3;,C&sub4;) + I6,5(D&sub3;,D&sub4;)
darin bedeutet "I" die Interpolationsmethode, die verwendet wird, um die k-Raumabtastdaten bei der gewünschten Bildzeit aus den entsprechenden zeitlich benachbarten k-Raumabtastungen zu berechnen.
Unabhängig von der Bildung werden die Bilddatensätze verwendet, um einen entsprechenden Satz von 3D-Bildern zu rekonstruieren. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die Methode einer dreidimensionalen Fourier- Transformation angewendet, um jedes 3D-Bild zu rekonstruieren. Sechs solcher 3D-Bilder sind in Fig. 8 als Bilddatensätze 250-255 dargestellt. Eine Anzahl unterschiedlicher Prozeduren kann man anwenden, um nützliche diagnostische Bilder aus diesen Bilddatensätzen 250-255 zu gewinnen.
Obgleich man Bilder einfach dadurch erzeugen kann, daß ein Satz Datenpunkte ausgewählt wird, die in einem Querschnitt durch eine der 3D-Datenanordnungen 250-255 angeordnet sind, haben derartige Bilder einen begrenzten diagnostischen Wert. Dies ist darauf zurückzuführen, daß Blutgefäße im allgemeinen nicht in einer einzigen Ebene liegen und daß derartige Querschnittsbilder lediglich kurze Stücke oder Querschnitte von vielen Gefäßen zeigen, die rein zufällig die ausgewählte Ebene durchlaufen. Solche Bilder sind nützlich, wenn eine spezifische Stelle in einem spezifischen Gefäß überprüft werden soll, sie sind aber weniger nützlich als Mittel zum Untersuchen der Gesundheit des Gefäßsystems und zum Identifizieren von möglicherweise erkrankten Bereichen.
Um die Gesamtstruktur und Gesamtgesundheit von Blutgefäßen zu beurteilen, ist es nützlicher, die 3D-Anordnung von NMR-Daten in eine einzige 2D- Projektionsebene zu projizieren, um ein angiogrammähnliches Bild des Gefäßsystems zu erhalten. Die dafür am meisten verwendete Technik besteht darin, einen Strahl von jedem Pixel im Projektionsbild durch die Anordnung von Datenpunkten zu projizieren und denjenigen Datenpunkt auszuwählen, der den Maximalwert hat. Der für jeden Strahl ausgewählte Wert wird herangezogen, um die Helligkeit seines entsprechenden Pixels im Projektionsbild zu steuern. Diese Methode, die hier "Maximum-Pixel-Technik" genannt wird, ist sehr leicht zu implementieren, und sie liefert ästhetisch ansprechende Bilder. Sie ist derzeit die bevorzugte Methode.
Eine andere Technik, die zum Ausbilden eines Projektionsbildes benutzt wird und die mehr verfügbare Information enthält, wird nachstehend "Integrationsmethode" genannt. Diese Projektionsmethode ist im US Patent Nr. 5,204,627 mit dem Titel "Adaptive angiographische NMR-Projektionsmethode" beschrieben. Mit dieser Methode wird die Helligkeit jedes Projektionsbildpixels durch die Summe aller Datenpunkte längs des Projektsstrahls bestimmt.
Eine noch andere Technik, die zum Erzeugen von Projektionsbildern verwendet wird, benutzt eine 3D-Bereichwachstumsmethode. Die Ursprünge der Bereiche im 3D-Datensatz, die wachsen sollen, werden vom Benutzer festgelegt. Die herangewachsenen Bereiche macht man dann unscharf und versieht sie mit einem Schwellenwert, um eine Maske zu erzeugen, welche Voxel gerade außerhalb der Gefäßkanten enthält, die man beim Bereichswachstumsprozeß vergessen haben mag. Diese Methode liefert eine sehr fließende Darstellung der Gefäße, in der Gefäßkanten enthalten sind und Gefäßüberlappungen unter Verwendung von Sichtmarken deduziert werden, die in dem Darstellungsprozeß eingebaut werden.
Die 2D-Projektionsbilder von jedem der 3D-Bilddatensätze 250-255 sind in Fig. 8 bei 260-265 dargestellt. Diese können direkt betrachtet und verwendet werden, um die Strömung des Kontrastmittels in das Gefäß des Objekts über der Zeit der dynamischen Untersuchung zu beobachten. In einigen Fällen genügen ein einziges oder mehrere der 2D-Projektionsbilder 260-265, um eine Diagnose zu erstellen.
Falls eine definitive Diagnose von den 2D-Projektionsbildern 260-265 nicht erstellt werden kann, besteht die Möglichkeit, ein Differenzprojektionsbild zu erzeugen, um weitere diagnostische Information zu erhalten. Wie es in Fig. 8 dargestellt ist, wird dies dadurch erreicht, daß zwei der 3D-Bilddatensätze 250-255 ausgewählt werden und die Differenz zwischen ihren entsprechenden Pixelwerten berechnet wird. Ein 3D-Differenzbild wird gewonnen, wie es durch den Datensatz 270 dargestellt ist, und dieses Bild wird dann benutzt, um ein 2D-Differenzprojektionsbild 272 unter Verwendung derselben oben beschriebenen Projektionsmethode zu gewinnen. Die Auswahl der beiden 3D-Bilddatensätze 250-255 wird vom Diagnostiker vorgenommen, um den Bildkontrast in dem interessierenden besonderen Gefäß zu verstärken. Da es schwierig ist, eine genaue Voraussage darüber zu treffen, wann die Spitze der Kontrastmittelströmung durch das Gefäß des Objekts auftritt, sieht die Folge aus den 3D-Bildern einen Zeitbereich vor, in welchem dieses Ereignis auftreten sollte.
Es ist für einen Fachmann augenscheinlich, daß man eine Anzahl weiterer Methoden anwenden kann, um die Bildqualität zu verbessern und die zeitliche Auflösung zu erhöhen. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine zeitliche Auflösung eines Bildes alle zwei Sekunden erreicht. Eine weitere Erhöhung ist durch Verwendung der oben beschriebenen Realraum-Schlüsselloch-Bildgebungsmethode in solchen Fällen möglich, bei denen der dynamische Anteil des Bildes weniger als eine Hälfte des gesamten Gesichtsfeldes einnimmt. Unter Bezugnahme auf Fig. 5 sei ausgeführt, daß man die vor oder nach der kritischen Zeitperiode 240 vorgenommene vollständige Abtastung (d. h. D, C, B, A) verwenden kann, um Referenzbilder zu erzeugen, die zum Implementieren dieser Methoden benutzt werden.
Falls die Bewegung des Objekts während der dynamischen Untersuchung minimal ist, kann man zusätzlich eine Anzahl zeitlicher Verarbeitungsmethoden für die Bilddatensätze heranziehen, wie es bei der digitalen Subtraktionsangiographie getan wird. Maskenbetriebene Subtraktion, einfache angepaßte Filterung und Eigen-Filterung kann angewendet werden, um zusammengesetzte Bilder zu erhalten. Diese zusammengesetzten Bilder haben im allgemeinen ein erhöhtes Signal-Rausch-Verhältnis oder ein vernachlässigbares Venensignal.
Es gibt einige Gründe, warum die Bildsubtraktion und andere zeitliche Verarbeitungsmethoden nützlich sind. Wenn mehrfach injiziert wird, wird der gefäßfreie Hintergrund sehr hell, wodurch der Gefäß-Hintergrund-Kontrast vermindert wird. Die Subtraktion eines frühen Bildes vor der gefäßbedingten Opazifikation ist hilfreich, um den Hintergrund zu entfernen. Eine Subtraktion ist auch nützlich, um zusätzlich Gelegenheit zu schaffen, Bilder zu gewinnen, auf denen Venen und Arterien getrennt voneinander dargestellt sind. Ein spätes Bild, das lediglich Venen enthält, kann von einem früheren Bild, bei dem das arterielle Signal dem venösen Signal überlagert ist, subtrahiert werden, um ein arterielles Bild zu gewinnen.
Ist eine zeitliche Folge von Bildern verfügbar, kann man verschiedenartige angepaßte Filter und Eigen-Filter anwenden. Ein angepaßtes Filter kombiniert einige der Bilder in der Folge, um ein Bild zu gewinnen, das ein besseres Signal- Rausch-Verhältnis hat. Die Bilder werden in der angepaßten Filtersumme gewichtet, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu maximieren. Eigen-Filter verwenden einen besonderen Satz von Gewichtungskoeffizienten, und zwar derart, daß das venöse Signal aus dem Summenbild entfernt wird. Diese Methode erfordert die Messung des Signals innerhalb eines venösen ROI, um die erforderlichen Koeffizienten zu bestimmen.

Claims

1. Verfahren zum Akquirieren einer Sequenz kontrastverstärkter 3D-Magnetresonanzbilder einer Arterie innerhalb eines interessierenden Bereiches eines Objekts nach Injektion eines Kontrastmittels in das Objekt, enthaltend die Schritte:

a) Anwenden einer wiederholten 3D-Gradientenechopulssequenz unter Verwendung kartesischer Akquisitionsphasencodiergradienten in ky- und kz-Richtung und eines Auslesegradienten in kx-Richtung, ausschließlich Spiralakquisition,

b) Unterteilen eines entsprechenden 3D-k-Raumes in einen zentralen 3D-k-Raumbereich und eine Vielzahl peripherer 3D-k-Raumbereiche, wobei jeder periphere k-Raumbereich zwei Unterbereiche enthält, von denen jeder in bezug auf eine der Ebenen ky = 0 und kz = 0 symmetrisch angeordnet ist, die beiden Unterbereiche in bezug aufeinander um die andere der Ebenen ky = 0 und kz = 0 symmetrisch angeordnet sind, und die Vielzahl peripherer k-Raumbereiche wenigstens drei verschiedene periphere k-Raumbereiche umfaßt,

c) separates Abtasten des zentralen k-Raumbereiches und der peripheren k-Raumbereiche in aufeinander folgenden Abtastzeitperioden in einer derart verschachtelten Art und Weise, daß ausschließlich ein ganzer peripherer k-Raumbereich zwischen aufeinander folgenden Abtastungen des gesamten zentralen k-Raumbereiches abgetastet wird und daß ein anderer der Vielzahl peripherer k-Raumbereiche nach jeder Abtastung des zentralen k-Raumbereiches abgetastet wird, bis über den gesamten k-Raum Daten akquiriert sind,

d) Bilden eines Datensatzes für jede Abtastung des zentralen k-Raumbereiches, wobei die Daten jedes peripheren k-Raumbereiches, die in diesem Datensatz enthalten sind, Daten aufweisen, die von den beiden zeitlich am nächsten benachbarten Abtastungen dieses peripheren k-Raumbereiches bezüglich der in diesem Datensatz enthaltenen Abtastung des zentralen k-Raumbereiches abgeleitet sind,

e) Rekonstruieren eines Bildes der Bildsequenz aus jedem Datensatz, und

f) Ausdehnen der Datenakquisition für die Bildsequenz über einen Zeitbereich, während dem der maximale Kontrastmittelfluß durch die Arterie auftritt.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die von den beiden zeitlich am nächsten benachbarten Abtastungen der peripheren k-Raumbereiche abgeleiteten Daten durch Interpolieren zwischen den beiden zeitlich am nächsten benachbarten Abtastungen der peripheren k-Raumbereiche gewonnen werden.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem die Interpolation eine lineare Interpolation ist.

4. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem innerhalb der Bildsequenz ein angepaßtes Filter verwendet wird, um einige der Bilder zum Erzielen eines erhöhten Rauschabstandes zu vereinen.

5. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem ein zweidimensionales Bild durch Projezieren eines ausgewählten dreidimensionalen Bildes erzeugt wird.

6. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem ein weiteres dreidimensionales Bild durch Subtrahieren eines der dreidimensionalen Bilder von einem anderen der dreidimensionalen Bilder erzeugt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem ein zweidimensionales Bild durch Projezieren des weiteren dreidimensionalen Bildes erzeugt wird.

8. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die aus den beiden zeitlich am nächsten benachbarten Abtastungen der peripheren k- Raumbereiche abgeleiteten Daten aus den beiden zeitlich am nächsten kommenden Abtastungen der peripheren k-Raumbereiche ausgewählt werden.

9. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem zusätzliche Datensätze durch Interpolieren zwischen aufeinander folgenden Datensätzen gebildet werden und aus den zusätzlichen Datensätzen zusätzliche Bilder rekonstruiert werden.

10. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem zusätzliche Datensätze durch Interpolieren zwischen aufeinander folgenden Abtastungen des zentralen k-Raumbereiches gebildet werden und zusätzliche Bilder aus den zusätzlichen Datensätzen gebildet werden.

11. Verfahren nach Anspruch 10, bei dem die zusätzlichen Datensätze auch durch Interpolieren zwischen den beiden zeitlich am nächsten liegenden Abtastungen der peripheren k-Bereiche gebildet werden.

12. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem ein Fourier- Transformationsverfahren zum Rekonstruieren der Bilder angewendet wird.

13. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der zentrale Bereich des k-Raumes ein kreisrunder zentraler Bereich des k-Raumes ist und die peripheren Bereiche umgebende ringförmige Bereiche des k-Raumes sind.