DE102004052894B4

DE102004052894B4 - Optimiertes Verfahren zur Vermeidung von Einfaltungsartefakten in der Magnetresonanztomographie sowie Magnetresonanztomographiegerät und Computersoftwareprodukt

Info

Publication number: DE102004052894B4
Application number: DE102004052894A
Authority: DE
Inventors: Oliver Dr. Heid; Thomas Kluge
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2004-11-02
Filing date: 2004-11-02
Publication date: 2007-03-01
Anticipated expiration: 2024-11-03
Also published as: US20060122485A1; US7388376B2; DE102004052894A1; CN1769921A; CN100592102C

Abstract

Magnetresonanztomographie-Verfahren mit Überabtastung in wenigstens einer Phasenkodierrichtung eines interessierenden zu visualisierenden ersten Bildbereiches,
aufweisend die folgenden Schritte:
– Aufnehmen eines Übersichtsschnittbildes über das gesamte zu untersuchende Objekt in einer ausgewählten Schicht,
– Erfassen einer Markierungseingabe des zu messenden interessierenden ersten Bildbereiches in dem Übersichtsschnittbild
– Erweitern des ersten Bildbereiches in zumindest einer Phasenkodierrichtung in Abhängigkeit von der Geometrie des ersten Bildbereiches, des Übersichtsschnittbildes sowie von der Relativposition beider Bildbereiche zueinander derart, dass ein erweiterter überabgetasteter zweiter Bildbereich erhalten wird, der den ersten Bildbereich vollständig enthält und in diesem ersten Bildbereich einfaltungsfrei ist,
wobei der zweite Bildbereich relativ zum ersten Bildbereich in Phasenkodierrichtung beliebig verschoben werden darf, solange der erste Bildbereich in dem zweiten Bildbereich vollständig enthalten bleibt.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein MRT-Verfahren mit Überabtastung in zumindest einer Phasenkodierrichtung eines zu visualisierenden Bildbereiches.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese „geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden was im Allgemeinen als „Ortskodierung" bezeichnet wird.
Die Aufnahme der Daten in der MRT erfolgt im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die Z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y-Achse). Darüber hinaus kann durch eine weitere zweite Phasenkodierung entlang der z-Achse die selektierte Schicht in weitere Schichten unterteilt werden.
Es wird also zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt und eventuell eine Phasenkodierung in z-Richtung durchgeführt. Die Kodierung der Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels dieser beiden bereits erwähnten orthogonalen Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen in x- und y-Richtung erzeugt werden.
Eine mögliche Form die Daten in einem MRT-Experiment aufzunehmen ist in den 2A und 2B dargestellt. Die verwendete Sequenz ist eine Spin-Echo-Sequenz. Bei dieser wird durch einen 90° Anregungsimpuls die Magnetisierung der Spins in die x-y-Ebene geklappt. Im Laufe der Zeit (1/2 T_E; T_E ist die Echozeit) kommt es zu einer Dephasierung der Magnetisierungsanteile, die gemeinsam die Quermagnetisierung in der x-y-Ebene M_xy bilden. Nach einer gewissen Zeit (z.B. 1/2 T_E) wird ein 180°-Impuls in der x-y-Ebene so eingestrahlt, dass die dephasierten Magnetisierungskomponenten gespiegelt werden ohne dass Präzessionsrichtung und Präzessionsgeschwindigkeit der einzelnen Magnetisierungsanteile verändert werden. Nach einer weiteren Zeitdauer 1/2 T_E zeigen die Magnetisierungskomponenten wieder in die gleiche Richtung, d.h. es kommt zu einer als „Rephasierung" bezeichneten Regeneration der Quermagnetisierung. Die vollständige Regeneration der Quermagnetisierung wird als Spin-Echo bezeichnet.
Um eine ganze Schicht des zu untersuchenden Objektes zu messen, wird die Bildgebungssequenz N-mal für verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten z.B. G^y wiederholt. Der zeitliche Abstand der jeweils anregenden HF-Pulse wird dabei als Repetitionszeit TR bezeichnet. Das Kernresonanzsignal (Spin-Echo-Signal) wird bei jedem Sequenzdurchgang durch den Δt- getakteten ADC (Analog Digital Wandler) ebenfalls N-mal in äquidistanten Zeitschritten Δt in Anwesenheit des Auslesegradienten G^x abgetastet, digitalisiert und abgespeichert. Auf diese Weise erhält man gemäß 2B eine Zeile für Zeile erstellte Zahlenmatrix (Matrix im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N×N Datenpunkten. Aus diesem Datensatz kann durch eine Fouriertransformation unmittelbar ein MR-Bild der betrachteten Schicht mit einer Auflösung von N×N Pixeln rekonstruiert werden (eine symmetrische Matrix mit N×N Punkten ist nur ein Beispiel, es können auch asymmetrische Matrizen erzeugt werden).
Das jeweils gemessene MRT-Signal, welches einen wert der k-Matrix definiert, wird durch die Amplitude, die Frequenz und die Phase beschrieben. Die Amplitude beinhaltet in der MR-Tomographie die Information über die Spindichte, während Frequenz und Phase des Signals zur Ortskodierung der jeweiligen Raumrichtung verwendet wird.
Im Gegensatz zur Frequenzkodierung wird der Phasenkodiergradient (z.B. G^y) für eine feste Zeitdauer nur zwischen Anregung und Akquisition geschaltet. Nach dem Schalten des Phasenkodiergradienten präzedieren zwar alle Spins wieder mit derselben Resonanzfrequenz, besitzen aber nun eine ortsabhängige Phase. Wie in 2A zu sehen ist, wird die Zeitdauer des Phasenkodiergradienten konstant gehalten, so dass die Phase nur von der zu kodierenden Raumrichtung (z.B. y-Richtung) sowie der jeweiligen Gradientenstärke G^y abhängt. Dabei ändert sich die Phase des Signals linear mit der Raumrichtung (y-Richtung). Somit erfolgt für jede Gradientenstärke eine definierte Phasenmodulation der Kernresonanzsignale.
Damit die Zuordnung der Phasenmodulation für jeden Phasenkodierschritt und damit für die Gesamtheit aller Phasenkodierschritte eindeutig ist, darf der interessierende zu messende Bereich des zu untersuchenden Objekts in Phasenkodierrichtung einen begrenzten Bereich nicht überschreiten. Der Bereich, in dem Signale eindeutig einer Position zugeordnet werden kön nen, wird als Field-Of-View (FOV) bezeichnet. Wenn der interessierende Bereich bzw. das Objekt selbst innerhalb des FOV liegt, sind alle Objektpositionen eindeutig über die Phasenmodulation mehrerer Phasenkodierschritte bestimmt. Liegt der interessierende Bereich teilweise außerhalb des FOV, kommt es zu Mehrdeutigkeiten. Im Bild zeigt sich dies durch Einfaltungen, die auch "Faltungsartefakte" genannt werden.
Einfaltungen entstehen also bei Objekt-Strukturen, die in der Mess-Schicht aber in Phasenkodierrichtung außerhalb des vom Anwender in der Mess-Schicht in der Regel rechteckig markierten Bildfeldes (FOV) liegen. Das liegt daran, dass der Phasenkodiergradient eine Periodizität besitzt und nur von 0° bis 360° eindeutig ist. Dieser Sachverhalt wird anhand der 3A und 3B illustriert: Das MRT-Gerät kann nicht zwischen 370° und 10° unterscheiden, weshalb der Teil 33 des Objektes 32, der beispielsweise rechts aus dem Bildbereich (FOV) 31 in Phasenkodierrichtung bei 370° herausragt, auf der linken Seite 33 des rekonstruierten Bildes 31' wieder in den Bildbereich bei 10° eingefaltet wird. Umgekehrt wird der Teil 34 des Objektes 32, der beispielsweise links aus dem Bildbereich 31 ebenfalls in Phasenkodierrichtung bei –5° herausragt, auf der rechten Seite 34 des rekonstruierten Bildes 31' wieder in den Bildbereich 31 (bei 355°) eingefaltet.
Die im FOV vollständig befindliche Objektstruktur 32' jedoch wird im rekonstruierten Bild eindeutig abgebildet.
Die einfachste Art und Weise diese Einfaltungen zu vermeiden besteht darin, die Phasenkodierrichtung so auszurichten, dass in dieser keine Objektstrukturen mehr aus dem Bildbereich hinausragen. Dies ist jedoch im allgemeinsten Fall – siehe 4A – in dem der Bildbereich (des FOV) von allen Seiten von Objektstrukturen umgeben ist, nicht möglich.
In diesem Fall wird nach dem Stand der Technik wie folgt vorgegangen:
Nach dem in einem anfänglichen "Scout-Bild"-Verfahren ein Übersichts-Schnittbild des gesamten Objektes in der interessierenden Messebene akquiriert wurde und in dieses der interessierende Bildbereich FOV^a der Breite a in Phasenkodierrichtung vom Anwender eingezeichnet wurde, werden beide Seiten des anfänglichen FOV^a von dessen Mittelpunkt aus soweit verbreitert, dass ein FOV^{b alt} entsteht, welches das Objekt vollständig enthält.
Rechnerisch gesehen ermittelt sich die Verbreiterung in Phasenkodierrichtung b alt aus der Gesamtbreite des Objektes in Phasenkodier-Richtung s sowie dem Abstand d des Mittelpunktes von dem Ausgangsbildbereich FOV^a zum Mittelpunkt des Objektes in Phasenkodierrichtung gemäß der Gleichung
Um sich nicht auf eine spezielle Phasenkodierrichtung festzulegen, wird derzeit ebenso eine Bildvergrößerung in Frequenzkodierrichtung (in 4A, 4B vertikal) nach dem gleichen Verfahren vorgenommen, so dass letztendlich der Bildbereich soweit verbreitert wird, dass kein Objektbereich mehr aus dem neuen FOV^{b alt} herausragt. Dies hat zur Folge, dass bei einer Abtastung des verbreiterten FOV^{b alt} parallel oder senkrecht zu a in dem Ausgangsbildbereich FOV^a niemals Einfaltungen generiert werden.

DE 10322141 A1 beschreibt ein Verfahren, indem auf Basis einer Magnetresonanzlokalisierungsmessung (Übersichts-Schnittbild bzw. Scout-Bild) geometrische Parameter ermittelt werden, durch die das Magnetresonanzmessprotokoll derart modifiziert bzw. generiert wird, dass in dem betrachteten FOV keine Einfaltungen auftreten, wobei in entsprechender Ausgestaltung des Verfahrens einem Zoomen der Untersuchungsregion (FOV), d.h. bei der Selektion einer Untersuchungsregion die kleiner ist als die durch die Grenzpunkte vorgeschlagene Untersu chungsregion, Rechnung getragen werden kann. Mithilfe der geometrischen Parameter kann die optimale Phasenkodierrichtung ausgewählt und die Ausdehnung der Phasenkodierung automatisch angepasst werden, wobei das betrachtete gegebenenfalls erweiterte FOV stets die Grenzen des Untersuchungsbereiches bzw. des Objektschnittes selbst gänzlich enthalten muß.

Der große Nachteil dieses Verfahrens ist die Tatsache, dass eine Überabtastung des eigentlich interessierenden Bildbereiches FOV^a vorgenommen wird (4B), die nicht nur eine um ein Vielfaches längere Abtastdauer zur Folge hat, sondern auch ein Vielfaches an Speicherplatz einfordert.

US 6326786 B1 beschreibt ein Verfahren welches grundsätzlich auf einer PPA-Datenakquisition basiert (Partial Parallel Acquisition) – Beispiele derartiger Datenakquisitions-verfahren sind SMASH oder SENSE – wobei in Phasenkodierrichtung mehrere (vergleichsweise schmale) FOV's betrachtet werden in denen jeweils Einfaltungen aus beiden (Phasenkodier-) Richtungen auftreten dürfen, die nach der Messung linear-algebraisch wieder getrennt werden indem die jeweiligen Spulensensitivitäten der jeweiligen in Phasenkodierrichtung angeordneten Spulenkanäle (die ein Array an Oberflächenspulen in Phasenkodierrichtung bilden) berücksichtigt werden. Es werden also auch da Einfaltungen zugelassen, wo keine Einfaltungen erwünscht werden nämlich in dem eigentlichen interessierenden Bereich, dem FOV.

Der Nachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass die notwendige und unabdingbare Korrektur der Einfaltungen aufweisenden Bereiche einen entsprechenden materiellen Aufwand, nämlich die Daten-Akquisition mit einem Spulenarray, einer Vielzahl an Oberflächenspulen erfordert, die derzeit noch nicht in jedem MRT-Gerät implementiert ist.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher ein Verfahren bereitzustellen, welches durch eine optimierte Überabtastung des Bildbereiches (FOV) in Phasenkodierrichtung Einfaltungen vermeidet bei gleichzeitiger Reduzierung der Messdaten sowie der Messdauer.

Diese Aufgabe wird gemäß der vorliegenden Erfindung durch die Merkmale des unabhängigen Anspruches gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.

Erfindungsgemäß wird ein Magnetresonanztomographie-Verfahren beansprucht, mit Überabtastung in wenigstens einer Phasenkodierrichtung eines interessierenden zu visualisierenden ersten Bildbereiches,
aufweisend die folgenden Schritte:

– Aufnehmen eines Übersichtsschnittbildes über das gesamte zu untersuchende Objekt in einer ausgewählten Schicht,
– Erfassen einer Markierungseingabe des zu messenden interessierenden ersten Bildbereiches in dem Übersichtsschnittbild
– Erweitern des ersten Bildbereiches in zumindest einer Phasenkodierrichtung in Abhängigkeit von der Geometrie des ersten Bildbereiches, des Übersichtsschnittbildes sowie von der Relativposition beider Bildbereiche zueinander derart, dass ein erweiterter überabgetasteter zweiter Bildbereich erhalten wird, der den ersten Bildbereich vollständig enthält und in diesem einfaltungsfrei ist, wobei der zweite Bildbereich relativ zum ersten Bildbereich in Phasenkodierrichtung beliebig verschoben werden darf, solange der erste Bildbereich in dem zweiten Bildbereich vollständig enthalten bleibt.

Erfindungsgemäß betrifft die genannte Geometrie

– die Breite a des ersten Bildbereiches in Phasenkodierrichtung,
– die maximale Objekt-Breite s einer durch a definierten Parallel-Projektion des ersten Bildbereiches durch das Übersichtsschnittbild in Projektionsrichtung sowie
– den Abstand d in Phasenkodierrichtung als Abstand des Mittelpunktes des ersten Bildbereiches zum Mittelpunkt der den Werten a sowie s zugeordneten Projektionen.

Dabei erfolgt das Erweitern der Breite a des ersten Bildbereiches auf eine Breite b vorteilhaft gemäß der Gleichung

Weiterhin vorteilhaft wird das Verfahren zusätzlich entlang einer zweiten Phasenkodierrichtung angewendet.

Erfindungsgemäß erfolgt das Erweitern derart, dass die Mitte des zweiten Bildbereiches möglichst nahe am Zentrum des Homogenitätsvolumen M des Grundfeldes zu liegen kommt.

Weiterhin wird ein Magnetresonanztomographiegerät beansprucht zur Durchführung einer Überabtastung in wenigstens einer Phasenkodierrichtung eines interessierenden zu visualisierenden ersten Bildbereiches,
aufweisend die folgenden baulichen Merkmale:

– Einrichtung zum Aufnehmen eines Übersichtsschnittbildes über das gesamte zu untersuchende Objekt in einer ausgewählten Schicht,
– Einrichtung zum Erfassen einer Markierungseingabe des zu messenden interessierenden ersten Bildbereiches in dem Übersichtsschnittbild
– Einrichtung zum Erweitern des ersten Bildbereiches in zumindest einer Phasenkodierrichtung in Abhängigkeit von der Geometrie des ersten Bildbereiches, des Übersichtsschnittbildes sowie von der Relativposition beider Bildbereiche zueinander derart, dass ein erweiterter überabgetasteter zweiter Bildbereich erhalten wird, der den ersten Bildbereich vollständig enthält und in diesem ersten Bildbereich einfaltungsfrei ist, wobei der zweite Bildbereich relativ zum ersten Bildbereich in Phasenkodierrichtung beliebig verschoben werden darf, solange der erste Bildbereich in dem zweiten Bildbereich vollständig enthalten bleibt.

Ferner wird ein Computersoftwareprodukt beansprucht, welches ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5 implementiert, wenn es auf einer mit einem Magnetresonanztomographiegerät nach Anspruch 6 verbundenen Recheneinrichtung läuft.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert:
1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,
2A zeigt schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenimpulsstromfunktionen einer Spin-Echo-Sequenz,
2B zeigt schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer Spin-Echo-Sequenz gemäß 2A,
3A zeigt schematisch eine Ausgangssituation eines abzutastenden Bereiches relativ zu einem zu untersuchenden Objekts, die zu Einfaltungen in den abzutastenden Bereich führt,
3B zeigt schematisch die Einfaltungsartefakte im rekonstruierten Bild, die durch die gemäß 3A bedingte Situation verursacht wurden,
4A zeigt schematisch die Erweiterung des FOV nach dem Stand der Technik, um Einfaltungen im rekonstruierten Bild zu vermeiden,
4B zeigt schematisch das gemäß 4A erweiterte FOV relativ zu dem eigentlich interessierenden FOV,
5A zeigt schematisch eine mögliche erfindungsgemäße Erweiterung des FOV^a, um Einfaltungen im rekonstruierten Bild zu vermeiden,
5B zeigt schematisch das gemäß 5A erfindungsgemäß erweiterte FOV^{b neu} relativ zu dem eigentlich interessierenden FOV^a,
6A zeigt schematisch eine erfindungsgemäße Erweiterung des FOV^aa' entlang zweier Phasenkodierrichtungen bei einem Spezialfall der Objektgeometrie,
6B zeigt schematisch das gemäß 6A erfindungsgemäß erweiterte FOV^bb' relativ zu dem eigentlich interessierenden einfaltungsfrei abzubildenden FOV^aa'.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes mit dem MRT-Messungen in vom Anwender markierten (erweiterten minimal überabgetasteten) Bereichen gemäß der vorliegenden Erfindung möglich sind. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 er zeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
Das beschriebene MRT-Gerät soll erfindungsgemäß eine Recheneinheit bzw. Bildverarbeitungseinheit besitzen (beispielsweise im Anlagenrechner 20), welche gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren in zugrundeliegenden Übersichtsschnittbildern ("Scout-Bilder") sowie den darin eingezeichneten interessierenden Ausgangs-Bildbereichen (FOV^a), die einfaltungsfrei dargestellt werden sollen, die jeweilige Geometrie erkennt und aufgrund dieser Kenntnis vor der Messung die erfindungsgemäße Erweiterung der Ausgangs-Bildbereiche auf sogenannte erweiterte Bildbereiche (FOV^b) vornimmt.
Das erfindungsgemäße Verfahren entlang einer Dimension wird im Folgenden anhand der 5A und 5B erläutert. Eindimensional bedeutet, dass nur eine Phasenkodierung erfolgt und die Erweiterung auch nur in dieser einen Phasenkodier-Richtung betrachtet wird bzw. erfolgt.
In 5A ist eine ovale Objektstruktur 32 zu sehen, welche ein Übersichtsschnittbild des zu untersuchenden Objektes in der Phasenkodier-Frequenzkodier-Ebene darstellt. Eingezeichnet ist ein rechteckiger Bildbereiche (FOV^a) mit der Breite a in Phasenkodierrichtung sowie der Breite a' in Frequenzkodierung. Aus Gründen der Übersichtlichkeit wurde der Mittelpunkt von FOV^a auf Höhe des Objektmittelpunktes gewählt. Der Abstand beider Mittelpunkte ist d.
Würde nun eine MRT-Messung ausschließlich im FOV^a erfolgen, so würde die gesamte Objektstruktur beiderseits von FOV^a auf einem horizontalen Streifen der Höhe a' in das FOV^a einfalten.
Eine Möglichkeit dies zu vermeiden bestünde in der horizontalen Erweiterung des FOV^a nach rechts bis an den rechten Rand der Objektstruktur. Auf diese Weise würde der gesamte relevante Bereich rechts vom FOV^a korrekt mitgemessen werden und nicht mehr in das FOV^a einfalten. Der Bereich links von FOV^a bis zum linken Rand der Objektstruktur würde zwar in den nach rechts erweiterten Bildbereich einfalten. Diese Einfaltung würde sich jedoch auf den erweiterten Bereich rechts vom FOV^a beschränken und das FOV^a selbst bliebe einfaltungsfrei.
Eine allgemeinere Lösung jedoch besteht in einer Erweiterung des FOV^a nach beiden Seiten. Dabei ist zu berücksichtigen, dass durch eine Erweiterung nach links, beispielsweise um den Betrag y (5A), die Erweiterung nach rechts um den Betrag y reduziert werden kann, da die Objektstruktur des rechts reduzierten Bereiches ausschließlich in den linken um y erweiterten Bereich einfaltet. Diese Überlegung führt mathematisch gesehen zu einer erfindungsgemäß erweiterten FOV-Breite bneu = a + x + y (1)wobei x die um y reduzierte Erweiterung einer (in 5A der rechten) Seite darstellt. Die zwar voneinander abhängigen aber doch variablen Abschnitte x und y lassen sich auch durch die Größen d und s der Objektgeometrie ausdrücken gemäß der Gleichung
Die Substitution der Summe von x und y ((1) minus (2)) führt letztendlich zu der allgemeinen Erweiterungsbreite b_nue gemäß der Gleichung
wobei der Betrag von d die jeweilige Seite des FOV^a relativ zum Objektmittelpunkt berücksichtigt.
Die obige Gleichung (3) zeigt auch, dass der erweiterte Bildbereich FOV^bneu relativ zum Ausgangs-Bildbereich FOV^a in Phasenkodierrichtung beliebig verschoben werden kann und darf, so lange FOV^a in FOV^bneu vollständig enthalten bleibt.
Dadurch ist auch der anfänglich beschriebene Spezialfall enthalten, in dem beide Ränder der beiden Bildbereiche (FOV^a, FOV^bneu) zusammenfallen, so dass der gegenüberliegende Rand des erweiterten Bildbereiches FOV^bneu mit dem Objektrand bündig ist.
Die Möglichkeit, den erweiterten Bildbereich (FOV^bneu) gegenüber dem Ausgangsbildbereich (FOV^a) verschieben zu können, kann erfindungsgemäß vorteilhaft genutzt werden, in dem nämlich das FOV^bneu so verschoben wird, dass dessen Mittelpunkt möglichst nahe am Mittelpunkt bzw. Zentrum des Homogenitätsvolumens M (1) zu liegen kommt. Hierdurch wird gewährleistet, dass nicht doch noch aufgrund von Magnetfeldinhomogenitäten Einfaltungen aus dem Aussenbereich des FOV^bneu generiert werden.
Wie bereits in der Beschreibungseinleitung erwähnt, kann es in manchen Fällen sinnvoll sein, eine Phasenkodierung in zwei (zueinander orthogonalen) Richtungen vorzunehmen. Die Frequenzkodierung erfolgt dann üblicherweise senkrecht zu der durch erste und zweite Phasenkodierrichtung definierten Ebene. Um in einem solchen, in 6A dargestellten Fall Einfaltungsartefakte zu vermeiden, ist es notwendig, die erfindungsgemäße Erweiterung des Ausgangsbildbereiches FOV^aa' in beiden Phasenkodierrichtungen durchzuführen.
Dabei ist in 6A eine besondere Form der Objektgeometrie sowie eine spezielle Lage des Ausgangsbildbereiches in dieser Geometrie gegeben.
Gemäß dem in 6A dargestellten Übersichts-Schnittbild des Objektes verjüngt sich das Objekt in dieser Aufnahmeebene nach unten. Der Ausgangsbildbereich FOV^aa' der Breite a und der Höhe a' befindet sich in dem verjüngten Abschnitt derart, dass bei einer Erweiterung von FOV^aa' in der ersten Phasenkodierrichtung nicht die gesamte Objektbreite in dieser Richtung betrachtet werden muss und in Gleichung (3) eingeht, sondern nur die maximale Breite s des verjüngten Abschnittes innerhalb einer Parallelprojektion mit der Breite a'.
Im Gegensatz dazu muss bei einer Erweiterung von FOV^aa' entlang der zweiten Phasen-Kodierrichtung die gesamte Objekt-Breite s' berücksichtigt werden.
Aus Gründen der Übersichtlichkeit wurde im Beispiel der 6A der jeweilige Abschnitt y bzw. y' jeweils so gewählt, dass die Summe aus a, x und 2y bzw. aus a', x' und 2y' jeweils die zu betrachtende Objektbreite s bzw. s' bildet.
Insgesamt führt eine Erweiterung des Ausgangsbildbereiches FOV^aa' entlang beider Phasenkodierrichtungen zu einem erweiterten Bildbereich FOV^bb' der in 6B dargestellt ist. Auch hier kann der erweiterte Bildbereich FOV^bb' (wie im eindimensionalen Fall, 5B) relativ zum Ausgangsbildbereich FOV^aa' beliebig verschoben werden, so lange der Bereich FOV^aa' vollständig im FOV^bb' enthalten bleibt. Wie bereits im eindimensionalen Fall erläutert, ist es vorteilhaft, das FOV^bb' relativ zu FOV^aa' so zu verschieben, dass der Mittelpunkt von FOV^bb' möglichst nahe am Systemzentrum M zu liegen kommt.
Es sei erwähnt, dass beiden Bereichen (FOV^aa', FOV^bb') eine Pixelmatrix zugrunde liegt, deren Pixelbelegung identisch, das heißt deren horizontaler und vertikaler Pixelabstand gleich ist. Dies führt dazu, dass bei einer Erweiterung bzw. Verschiebung der Bildbereiche die Koinzidenz (d.h. die Überlappung) aller Pixel des Überlappungsbereiches berücksichtigt werden muss, was bei einer hohen Pixel-Belegungsdichte jedoch zu einer quasi-kontinuierlichen Erweiterung bzw. Verschiebung führt.

Claims

Magnetresonanztomographie-Verfahren mit Überabtastung in wenigstens einer Phasenkodierrichtung eines interessierenden zu visualisierenden ersten Bildbereiches, aufweisend die folgenden Schritte: – Aufnehmen eines Übersichtsschnittbildes über das gesamte zu untersuchende Objekt in einer ausgewählten Schicht, – Erfassen einer Markierungseingabe des zu messenden interessierenden ersten Bildbereiches in dem Übersichtsschnittbild – Erweitern des ersten Bildbereiches in zumindest einer Phasenkodierrichtung in Abhängigkeit von der Geometrie des ersten Bildbereiches, des Übersichtsschnittbildes sowie von der Relativposition beider Bildbereiche zueinander derart, dass ein erweiterter überabgetasteter zweiter Bildbereich erhalten wird, der den ersten Bildbereich vollständig enthält und in diesem ersten Bildbereich einfaltungsfrei ist, wobei der zweite Bildbereich relativ zum ersten Bildbereich in Phasenkodierrichtung beliebig verschoben werden darf, solange der erste Bildbereich in dem zweiten Bildbereich vollständig enthalten bleibt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Geometrie – die Breite a des ersten Bildbereiches in Phasenkodierrichtung, – die maximale Objekt-Breite s einer durch a definierten Parallel-Projektion des ersten Bildbereiches durch das Übersichtsschnittbild in Projektionsrichtung sowie – den Abstand d in Phasenkodierrichtung als Abstand des Mittelpunktes des ersten Bildbereiches zum Mittelpunkt der den Werten a sowie s zugeordneten Projektionen betrifft.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Erweitern der Breite a des ersten Bildbereiches auf eine Breite b gemäß der Gleichung
erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das erfindungsgemäße Erweitern des ersten Bildbereiches zusätzlich entlang einer zweiten Phasenkodierrichtung erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Erweitern derart erfolgt, dass die Mitte des zweiten Bildbereiches möglichst nahe am Zentrum des Homogenitätsvolumen M des Grundfeldes zu liegen kommt.
Magnetresonanztomographiegerät zur Durchführung einer Überabtastung in wenigstens einer Phasenkodierrichtung eines interessierenden zu visualisierenden ersten Bildbereiches, aufweisend die folgenden baulichen Merkmale: – Einrichtung zum Aufnehmen eines Übersichtsschnittbildes über das gesamte zu untersuchende Objekt in einer ausgewählten Schicht, – Einrichtung zum Erfassen einer Markierungseingabe des zu messenden interessierenden ersten Bildbereiches in dem Übersichtsschnittbild – Einrichtung zum Erweitern des ersten Bildbereiches in zumindest einer Phasenkodierrichtung in Abhängigkeit von der Geometrie des ersten Bildbereiches, des Übersichtsschnittbildes sowie von der Relativposition beider Bildbereiche zueinander derart, dass ein erweiterter überabgetasteter zweiter Bildbereich erhalten wird, der den ersten Bildbereich vollständig enthält und in diesem ersten Bildbereich einfaltungsfrei ist, wobei der zweite Bildbereich relativ zum ersten Bildbereich in Phasenkodierrichtung beliebig verschoben werden darf, soerfolgt lange der erste Bildbereich in dem zweiten Bildbereich vollständig enthalten bleibt.
Computersoftwareprodukt dadurch gekennzeichnet, dass es ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3 implementiert, wenn es auf einer mit einem Magnetresonanztomographiegerät nach Anspruch 6 verbundenen Recheneinrichtung läuft.