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Die Magnetresonanztechnik wird benutzt zum Erzeugen von
Bildern des Inneren eines Untersuchungsobjekts. Weite
Verbreitung hat die Magnetresonanzbildgebung in der Medizin
gefunden, weil damit ohne Strahlenbelastung Schnittbilder aus aus
dem Körperinnern mit einem hohen Weichteilkontrast erzeugt
werden können. Zur Bilderzeugung wird das Untersuchungsobjekt
in einem Magnetresonanzgerät einem statischen Grundmagnetfeld
und schnellgeschalteten magnetischen Gradientenfeldern
ausgesetzt. Ferner werden zum Anregen von Magnetresonanzsignalen
Hochfrequenzsignale in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt.
Die angeregten Magnetresonanzsignale werden mittels der
magnetischen Gradientfelder über die Frequenz und
Phasenlageortscodiert und dann empfangen. Entsprechend der
Ortscodierung werden die empfangenen Magnetresonanzsignale in einen k-
Raum-Datensatz eingelesen. Schließlich werden mittels einer
Fourier-Transformation die Bilddaten aus den k-Raum-Daten
rekonstruiert.
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Dabei werden heutzutage überwiegend schnelle
Fourier-Transformations-Algorithmen, die sowohl im k-Raum wie auch im
Bildraum auf einem kartesischen Gitter arbeiten, verwendet.
Der Vorteil dieser Algorithmen ist, dass die Rekonstruktion
sehr schnell von statten gehen kann. Zudem ist das
Abbildungsverhalten dieser Transformation gut bekannt.
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Die ständige technische Weiterentwicklung der Komponenten von
Magnetresonanzgeräten und die Einführung schneller
Bildgebungssequenzen eröffnete der Magnetresonanzbildgebung immer
mehr Einsatzgebiete in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur
Unterstützung der minimalinvasiven Chirurgie, funktionelle
Bildgebung in der Neurologie und Perfussionsmessung in der
Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele. Trotz der
technischen Fortschritte beim Bau von Magnetresonanzgeräten
bleibt die Aufnahmezeit eines Magnetresonanzbildes der
limitierende Faktor für viele Anwendungen in der medizinischen
Diagnostik. Einer weiteren Steigerung der Leistung von
Magnetresonanzgeräten ist aus technischer Sicht (Machbarkeit)
und aus Gründen des Patientenschutzes (Stimulation und
Gewebeerwärmung) eine Grenze gesetzt. In den letzten Jahren
wurden deshalb vielfältige Bemühungen unternommen, neue Ansätze
zu entwickeln und zu etablieren um weitere
Bildmesszeitverkürzungen zu erzielen.
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Ein Ansatz die Akquisitionszeit zu verkürzen besteht darin,
die Menge der aufzunehmenden Bilddaten zu verringern. Um ein
vollständiges Bild aus solch einem reduzierten Datensatz zu
erhalten, müssen entweder die fehlenden Daten mit geeigneten
Algorithmen rekonstruiert werden oder das fehlerhafte Bild
aus den reduzierten Daten muss korrigiert werden.
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Ein Messverfahren, mit dem bei der Magnetresonanzbildung die
Messzeit verringert werden kann, ist in dem Artikel von Peter
M. Jakob, Mark A. Griswold, Robert R. Edelman, Daniel K.
Sodickson: "AUTO-SMASH: A self-calibrating technique for SMASH
imaging", erschienen in Magnetic Resonance Materials in
Physics, Biology and Medicine, 1988, Vol. 7, Seiten 42-54,
beschrieben. Dieses Verfahren gehört zu den
Parallel-Aufnahmeverfahren (Partial Parallel Acquisition, PPA), bei denen in
Phasencodierrichtung der k-Raum nur unvollständig abgetastet
wird. Dabei werden zum Empfang mehrere Antennen verwendet,
die jeweils Magnetresonanzsignale nur aus einem Teil des
Abbildungsbereichs empfangen können. Die fehlenden k-Raum-
Zeilen werden dann aus den empfangenen Signalen durch eine
gewichtete Addition synthetisiert, wobei die Gewichtsfaktoren
aus ein oder mehreren zusätzlich gemessenen k-Raum-Zeilen,
die dort Autokalibrierungssignale genannt werden, bestimmt.
Nachteilig ist bei diesem Verfahren, dass mehrere
Hochfrequenzantennen verwendet werden müssen.
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Ein anderes Verfahren zur Messzeitverkürzung ist in dem
Artikel von Paul Margosian, Franz Schmitt, David Purdy: "Faster
MR Imaging: Imaging with Half the Data", erschienen in Health
Care Instrumentation, Vol. 1, Nr. 6, Seiten 195-197, 1986,
beschrieben. Bei diesem Verfahren wird der k-Raum nur zur
Hälfte mit Messsignalen gefüllt, die fehlenden Signale werden
über Symmetrieeigenschaften des k-Raums aus den gemessenen
Signalen bestimmt. Da bei diesem Verfahren nur die Hälfte der
Gesamtdaten gemessen werden muss, wird dieses Verfahren auch
Halb-Fourier-Verfahren genannt.
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Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren
zur Erzeugung von Bilddaten mittels magnetischer Resonanz bei
reduzierter Messzeit anzugeben.
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Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren mit den
Schritten: Senden von Hochfrequenz-Anregungspulsen und magnetischen
Gradientenpulsen in einen Abbildungsbereich zum Erzeugen von
ortscodierten Magnetresonanzsignalen, Empfangen der
Magnetresonanzsignale mit einer Antenne zum Füllen eines k-Raum-
Datensatzes, der in einer Phasencodierrichtung in einen
niederfrequenten und einen höherfrequenten Bereich aufgeteilt
ist, mit k-Raum-Zeilen, wobei die k-Raum-Zeilen im
niederfrequenten Bereich dichter angeordnet sind als im
höherfrequenten Bereich, in einer Nachverarbeitung Auffüllen des
höherfrequenten Bereichs mit synthetischen k-Raum-Zeilen, so
dass die Zeilendichte im aufgefüllten höherfrequenten Bereich
gleich der Zeilendichte im niederfrequenten Bereich ist, und
Erzeugen von Bilddaten des Abbildungsbereichs aus dem k-Raum-
Datensatz mit dem niederfrequenten und dem aufgefüllten
höherfrequenten Bereich mittels einer Fourier-Transformation.
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Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es nun möglich, im
Unterschied zu den bekannte PPA-Verfahren auch bei Verwendung
nur einer Hochfrequenzantenne wesentliche Messzeit
einzusparen. Dabei können trotz ungleichmäßiger Belegung des k-Raums
mit Messdaten wegen der Auffüllung der fehlenden Daten
schnelle Fourier-Transformations-Algorithmen eingesetzt
werden. Trotzdem sind die Artefakte aufgrund der unvollständigen
Belegung des äußeren k-Raum-Bereichs vernachlässigbar,
solange der mittlere, vollständig ausgefüllte k-Raum-Bereich nicht
zu klein wird.
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Eine korrekte, wenn auch aufwendige Art der Interpolation
besteht bei einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung
darin, dass die synthetischen k-Raum-Zeilen mittels einer sinc-
Interpolation aus den höherfrequenten k-Raum-Zeilen gebildet
werden.
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Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung zeichnet sich dadurch
aus, dass die synthetischen k-Raum-Zeilen mit Nullwerten
ausgefüllt werden. Dieses Verfahren zeichnet sich durch seine
Einfachheit aus, jedoch darf dabei der mittlere, vollständig
ausgefüllte Bereich des k-Raums nicht zu klein werden, um
sichtbare Artefakte zu vermeiden.
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Bei einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung wird nur eine
Hälfte des k-Raums mit k-Raum-Zeilen gefüllt, wobei aus
diesen k-Raum-Zeilen die k-Raum-Zeilen der entsprechenden
anderen Hälfte nach dem Halb-Fourier-Verfahren ermittelt werden.
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Bei einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung werden die
Hochfrequenz- und Gradientenpulse entsprechend einem
schnellen Gradientenechoverfahren gesteuert. Diese von Natur aus
schnellen Sequenzen erlauben damit eine weitere Verkürzung
der Messzeit.
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Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im Folgenden anhand
von drei Figuren erläutert. Es zeigen:
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Fig. 1 in einem Blockschaltbild ein diagnostisches
Magnetresonanzgerät, das entsprechend dem
erfindungsgemäßen Verfahren gesteuert wird,
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Fig. 2 in einem Ablaufdiagramm die wesentlichen Schritte
eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen
Verfahrens und
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Fig. 3 eine schnelle Messsequenz, die entsprechend dem
erfindungsgemäßen Verfahren in Phasencodierrichtung
gesteuert wird.
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Die vorliegende Erfindung zur Erzeugung von Bilddaten mittels
magnetischer Resonanz wird im Folgenden beispielhaft in der
Anwendung bei einem diagnostischen Magnetresonanzgerät
erläutert. Da der Aufbau eines diagnostischen Magnetresonanzgeräts
vielerorts beschrieben ist, beschränkt sich die Darstellung
in Fig. 1 auf das Wesentliche. Schematisch ist dort ein
Magnetresonanzgerät 2 dargestellt, in dessen Untersuchungsraum 4
ein Körperbereich oder ein zu untersuchender Patient bei der
Bildgebung gelagert wird. Der eigentliche Abbildungsbereich
wird dabei im homogenen Gebiet 6 eines starken, statischen
Grundmagnetfelds positioniert. Der Mittelpunkt des homogenen
Feldgebiets 6 definiert gleichzeitig den Mittelpunkt eines
rechtwinkligen xyz-Koordinatensystems 8, das hier zur
besseren Darstellung jedoch außerhalb des diagnostischen
Magnetresonanzgeräts 2 dargestellt ist. Die z-Richtung fällt mit der
Symmetrieachse des Untersuchungsraums 4 und gleichfalls mit
der Feldrichtung des Grundmagnetfelds zusammen.
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Das diagnostische Magnetresonanzgerät 2 umfasst weiterhin ein
Gradientenspulensystem 10 zur Erzeugung von voneinander
unabhängigen Gradientenfeldern in den Koordinatenrichtungen x, y
und z. Des weiteren ist noch zur Anregung und zum Empfang der
Magnetresonanzsignale eine Hochfrequenzantenne 12 vorgesehen.
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Das Gradientenspulensystem 10 ist mit einer
Gradientenverstärkeranordnung 14 verbunden, die die zeitveränderlichen
Ströme zur Erzeugung der magnetischen Gradientenfelder zur
Verfügung stellt.
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Die Hochfrequenzantenne 12 ist mit einer Hochfrequenz-Sende-
Empfangsanordnung 16 verbunden, die zum einen die
hochfrequenten Anregungssignale erzeugt und an die
Hochfrequenzantenne 12 abgibt und zum anderen die empfangenen
Magnetresonanzsignale verstärkt und digitalisiert an eine
Nachverarbeitungseinheit 18 weitergibt. In der Nachverarbeitungseinheit
18 werden schließlich aus den mittels der magnetischen
Gradientenfelder ortscodierten Magnetresonanzsignale mit Hilfe
einer schnellen Fourier-Transformation Bilddaten erzeugt, die
auf einem Anzeigegerät 20 wiedergegeben werden können.
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Die Gradientenverstärkeranordnung 14, die Hochfrequenz-Sende-
Empfangsanordnung 16 und die Nachverarbeitungseinheit 18
werden von einer zentralen Steuerung 19 in Form eines
programmierten Rechners abhängig von eingestellten Messsequenzen
aktiviert und gesteuert. Die Steuerung ist hier so
eingerichtet, dass entsprechend dem nachfolgend beschriebenen
Verfahren die Magnetresonanzsignale ortscodiert erzeugt und dann in
der Nachverarbeitungseinheit 18 für die Bildgebung
aufbereitet werden.
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Fig. 2 zeigt schematisch einen k-Raum-Datensatz 24, der so
mit digtalisierten Magnetresonanzsignalen gefüllt wird, dass
die Magnetresonanzsignale in Zeilenrichtung frequenzcodiert
und in Spaltenrichtung phasencodiert sind. Der k-Raum-
Datensatz ist in der Phasencodierrichtung in einen
niederfrequenten, mittleren Bereich 26 und in einen höherfrequenten
äußeren Bereich 28 unterteilt. Entsprechend einem ersten
Schritt des erfindungsgemäßen Verfahrens erfolgt die
Phasencodierung der Magnetresonanzsignale so, dass die k-Raum-
Zeilen im niederfrequenten Bereich 26 dichter angeordnet sind
als im höherfrequenten Bereich 28. Dies ist in Fig. 2 durch
eine Pfeilgruppe 30 veranschaulicht. Der höherfrequente
Bereich 28 wird mit synthetischen k-Raum-Zeilen 32 so
aufgefüllt, dass die Zeilendichte im höherfrequenten Bereich 28
gleich der Zeilendichte im niederfrequenten Bereich 26 ist.
Damit ist der k-Raum-Datensatz 24 vollständig belegt, so dass
mit schnellen Fourier-Transformations-Algorithmen 34 die
Bilddaten für das Anzeigegerät 20 rekonstruiert werden
können.
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In einer ersten Ausführungsform werden in der
Nachverarbeitungseinheit 18 die synthetischen k-Raum-Zeilen 32 aus den
gemessenen k-Raum-Zeilen 29 des höherfrequenten Bereichs 28
mittels einer sinc-Interpolation gebildet. Die Datenentnahme
ist durch gestrichelte Pfeile 36 symbolisiert, während die
Datenlieferung der synthetischen k-Raum-Zeilen 32 durch
Pfeile 37 veranschaulicht ist. Diese korrekte Art der
Interpolation nimmt jedoch erhebliche Rechenzeit in Anspruch, weshalb
in einer zweiten Ausführungsform die k-Raum-Zeilen mit
Nullwerten aufgefüllt werden. Auch diese Datenlieferung soll
durch die Pfeile 37 veranschaulicht werden, eine
Datenentnahme wie bei der ersten Ausführungsform ist hier allerdings
nicht nötig. Die sich bei der zweiten Ausführungsform
ergebenden Bildfehler sind hinnehmbar, wenn der niederfrequente,
mittlere Bereich entsprechend größer gewählt wird.
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Fig. 3 schließlich zeigt den Zeitverlauf einer zur Erzeugung
der Magnetresonanzsignale verwendeten Gradientenechosequenz,
hier eine FLASH-Sequenz. Gradientenechosequenzen erlauben
eine schnelle Bildgebung, weil die Repetitionszeit TR für zwei
aufeinander folgende Hochfrequenz-Anregungspulse 40 sehr kurz
gewählt werden kann. So kann bei der FLASH-Sequenz
Repetitionszeit TR unter 0,3 s abgesenkt werden. Die Erzeugung des
Echosignals erfolgt durch Gradientenumpolung in
Schichtrichtung, hier z-Richtung, und Ausleserichtung, hier x-Richtung.
Die noch vorhandene Quermagnetisierung am Ende des
Ausleseintervalls wird durch einen sogenannten Spoilerpuls 42 in
Schichtrichtung zerstört.
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Die Anregung der Magnetresonanzsignale in einer bestimmten
Schicht erfolgt unter Einstrahlung des Anregungspulses 40,
wenn gleichzeitig ein Schichtgradientenpuls 44 eingeschaltet
ist. Der Anregungswinkel α ist wesentlich kleiner als 90°,
wodurch sich noch kürzere Repetitionszeiten TR ergeben. Zur
Refokussierung in Schichtrichtung folgt dem
Schichtselektionsgradientenpuls 44 ein Refokussierungsgradientenpuls 46 mit
halber Gradientenzeitfläche wie der vorausgegangene
Schichtselektionsgradient 44. Gleichzeitig mit dem
Refokussierungspuls 46 in Schichtrichtung erfolgt eine Defokussierung
in x-Richtung mit einem Gradientenpuls 48 und eine
Phasencodierung in y-Richtung mit einem Gradientenpuls 50. Zur
Fokussierung in Schichtrichtung wird dann noch ein Gradientenpuls
52 erzeugt. Das dann empfangene Magnetresonanzsignal 54 hat
ungefähr in der Mitte des Gradientenpulses 52 sein Maximum.
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Die sich ergebende Zeitersparnis bei dem erfindungsgemäßen
Bildgebungsverfahren soll beispielhaft an einer 256 × 256
großen k-Raum-Datenmatrix 24 erläutert werden. Insgesamt
werden anstatt von 256 k-Raum-Datenzeilen nur 192 k-Raum-
Datenzeilen gemessen, wobei zum Füllen des äußeren,
hochfrequenten Bereichs im äußeren Bereich 28 jeder zweite
Phasencodierschritt ausgelassen wird. Wird eine FLASH-Sequenz mit
einer Repetitionszeit von 0,3 s zur Bilddatengewinnung
verwendet, ergibt sich eine Verkürzung der Messzeit von 256 × 0,3 s
= 76,8 s auf 192 × 0,3 = 57,6 s, also ungefähr 20 s.
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Eine weitere Messzeitverkürzung ist zu erreichen, wenn Halb-
Fourier-Techniken verwendet werden, wie sie in dem eingangs
schon zitierten Artikel von Margosian et al. beschrieben
sind. Unter Anwendung dieser Techniken wird beispielsweise
der k-Raum-Datensatz nur mit positiven Phasencodierschritten
gefüllt. Die negativen Phasencodierschritte lassen sich dann
aufgrund von Symmetrieeigenschaften des k-Raums aus den
positiven Phasencodierschritten bestimmen.
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Die Erfindung ist hier anhand von Ausführungsbeispielen
erläutert, bei denen ein zweidimensionaler k-Raum-Datensatz
ermittelt wird. Das Verfahren lässt sich jedoch auch auf
dreidimensionale Datensätze anwenden, wenn in der dritten
Dimension die Magnetresonanzsignale auch phasencodiert werden.