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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erstellung eines MR-Bilds von einer Gefäßstruktur eines Untersuchungsbereichs und eine MR-Anlage hierfür. Im Folgenden wird generisch der Begriff „Angiographiebild” verwendet; er beschreibt nicht notwendigerweise nur ein einzelnes zweidimensionales Bild, sondern je nach Kontext ggf auch einen angiographischen Bilddatensatz eines gewünschten Volumens.
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Im Bereich der MR-Angiographie gewinnen Methoden, die ohne Kontrastmittel auskommen, immer mehr an Bedeutung. Eine Klasse von Verfahren versucht hierbei, die pulsatile Natur des arteriellen Blutflusses auszunutzen. Mit einer Signalaufnahme mit einer flussempfindlichen Sequenz zum Zeitpunkt der schnellen Flussgeschwindigkeit, der Systole, erhält man im Idealfall eine Auslöschung des arteriellen Signals. Mit einer Signalaufnahme zum Zeitpunkt des Herzzyklus, an dem die Geschwindigkeit minimal oder Null ist, der Diastole, erhält man die Arterien idealerweise mit hellem Signal. Durch eine Subtraktion der beiden aufgenommenen Daten kann das Signal des stationären Gewebes entfernt werden, wodurch man eine arterielle Angiographie erreicht. Während mit diesen Verfahren teilweise sehr gute Ergebnisse in gesunden Probanden erzielt wurden, lässt die Robustheit bei Patienten zu wünschen übrig. Insbesondere beim Auftreten von Pathologien kann die Pulsatilität nur sehr schwach ausgeprägt sein oder ganz zum Erliegen kommen, so dass es nur noch einen geringen oder keinen Unterschied mehr gibt zwischen der Blutflussgeschwindigkeit während der Systole und der Blutflussgeschwindigkeit in der Diastole.
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Eine andere Klasse von Verfahren verwendet eine Markierung des interessierenden Untersuchungsbereichs zur Unterdrückung des statischen Gewebesignals (so genanntes Spin Labelling). Während einer Wartezeit tin kann frisches, nicht markiertes Blut von außen einströmen und dieses Blut wird mittels der folgenden Signalakquisition hell dargestellt. In der Regel ist zusätzlich eine Maßnahme zur Unterdrückung vorgesehen, zum Beispiel durch die Vorschaltung eines Fettsättigungsmoduls. Meist ist es auch von Vorteil, die Messung auf den Herzschlag und damit auf die Flusscharakteristik abzustimmen, d. h. die Markierung zeitlich vor die systolische Pulswelle zu legen, die Wartezeit während der Pulswelle und die Signalaufnahme direkt nach der Pulswelle zu positionieren. Die Markierung oder das so genannte Labelling kann beispielsweise als schichtselektive Sättigung oder Inversion umgesetzt werden und traditionell wurde die Bildgebungssequenz als dreidimensionales Verfahren implementiert. Ein derartiges Verfahren ist beispielsweise beschrieben von Wyttenbach et al. (”Renal artery assessment with nonenhanced steady-state free precession versus contrast-enhanced MR angiography” in Radiology 245 (2007), S. 186–195). Eine grundlegende Problematik dieser Methoden besteht darin, dass die Gefäße des interessierenden Volumens während tin mit frischem, von außerhalb des markierten Volumens einströmendem Blut gefüllt werden müssen. Daher sind 3D-Verfahren mit größerem markiertem Volumen eher geeignet für Bereiche mit recht schnellem bzw. weitreichendem Blutfluss, beispielsweise im Kopf, der Aorta oder den Nierenarterien. In der Peripherie des Körpers steht das Blut über den größten Teil des Herzzyklusses still, um dann während der Pulswelle schnell nach vorne gepresst zu werden. Sogar bei gesunden Personen beträgt die dabei zurückgelegte Strecke in der Regel nur einige Zentimeter, so dass in den Beinen kaum ein langes Gesichtsfeld in Richtung der Beine, hier als z-Richtung benannt, eingesetzt werden kann. Noch markanter ist diese Limitation bei Patienten, bei denen die Pulsatilität deutlich schlechter ausgeprägt ist, wobei die vom Blut während der verbleibenden schwachen Pulswelle zurückgelegte Strecke deutlich kürzer sein kann.
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In Edelman et al. ist in Magn. Reson. Med. 63 (2010), S. 951–958 mit dem Titel „Quiescent-Interval Single-Shot Unenhanced Magnetic Resonance Angiography of Peripheral Vascular Disease: Technical Considerations and Clinical Feasability” beschrieben, ein 2D-Verfahren zu verwenden, in dem das Blut durch die Pulswelle nur um die Dicke einer zweidimensionalen Schicht transportiert werden muss, was sogar bei Patienten recht sicher erfüllt wird. Mit jedem Herzschlag wird somit eine einzige axiale Schicht erfasst. Typischerweise wird mit Schichtdicken zwischen 3 mm und 1,4 mm gearbeitet. Zur Realisierung von dünneren Schichten wäre eine Verlängerung der HF-Pulse und damit der Repetitionszeiten TR erforderlich, was unerwünscht ist. Außerdem wird bei noch dünneren Schichten das erreichbare Signal-zu-Rausch-Verhältnis grenzwertig niedrig, insbesondere bei den derzeit klinisch am meisten eingesetzten Feldstärken von 1,5 Tesla. Diese in z-Richtung beschränkte Ortsauflösung stellt eine große Limitation der Methode dar, insbesondere wenn feinere Gefäße nicht streng in z-Richtung verlaufen, wie es beispielsweise im Bereich der Trifurkation im Unterschenkel der Fall ist oder bei Pathologien.
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Eine weitere, bisher jedoch nicht eingesetzte Alternative könnte eine dreidimensionale Bildgebung mit sehr dünnen Partitionen darstellen. Ein Problem hierbei ist jedoch, dass man hierbei nicht an Effizienz gewinnt, da die Zeit zur Kodierung einer 3D-Partition dieselbe ist wie zur Akquisition einer 2D-Schicht. Für die Verbesserung der Auflösung in z-Richtung von beispielsweise 3 mm auf 0,75 mm müsste demnach eine um den Faktor 4 längere Messzeit verwendet werden. Dies stellt ein Problem dar, da beispielsweise bei einer Angiographie des Becken-Bein-Bereichs üblicherweise eine Abdeckung von den Füßen bis zu dem abdominalen Bereich erwünscht ist.
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Hyun J. Jeong et al. beschreiben in „Accelerating Time-Resolved MRA With Multiecho Acquisition” in Magnetic Resonance in Medicine, 63, 2010, S. 1520–1528, ein Verfahren zur Aufnahme einer Angiographie eines Kopfes mit einer sagittalen radialen Aufnahme des Rohdatenraums.
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Katoh et al. offenbaren in „Spin-labeling Coronary MR Angiography with Steady-State Free Precession and Radial k-Space Sampling: Initial Results in Healthy Volunteers” ein Verfahren zur radialen dreidimensionalen Aufnahme eines Rohdatenraums.
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Die
US 2011/0071382 A1 beschreibt ein Verfahren zur Aufnahme eines Angiographiebildes des Herzens mit der Verwendung eines räumlich selektiven Anregungspulses.
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Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Angiographieverfahren und eine entsprechende Vorrichtung bereitzustellen, das eine gute Ortsauflösung in allen drei Raumrichtungen ermöglicht, ohne die Messzeit stark zu verlängern, das auch bei geringer Blutflussgeschwindigkeit zufriedenstellende Ergebnisse liefert.
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Diese Aufgabe wird mit den Gegenständen nach Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
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Gemäß einem ersten Aspekt wird ein Verfahren zum Erstellen eines MR-Angiographiebilds von einer Gefäßstruktur eines Untersuchungsbereichs bereitgestellt, bei dem die Spins im Untersuchungsbereich durch Einstrahlen von zumindest einem HF-Sättigungspuls gesättigt werden und bei einer anschließenden MR-Signalaufnahme für die Erstellung des MR-Angiographiebilds eine geringere Signalintensität liefern als Spins, die über zumindest ein Blutgefäß in den Untersuchungsbereich hineinfließen und nicht durch den zumindest einen HF-Sättigungspuls gesättigt wurden. Erfindungsgemäß wird bei der MR-Signalaufnahme für die Erstellung des MR-Angiographiebilds ein Rohdatenraum des MR-Angiographiebilds mit einer nicht-kartesischen Trajektorie ausgelesen.
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Der zumindest eine HF-Sättigungspuls hat die Aufgabe, die Spins im Untersuchungsbereich so zu präparieren, dass sie zum Zeitpunkt der MR-Signalaufnahme weitgehend unterdrückt sind. Es kann, muss aber nicht notwendigerweise ein herkömmliches Sättigungsmodul, bestehend aus einem oder mehreren 90°-Pulsen, verwendet werden. Da zwischen der HF-Sättigung und der Datenaufnahme eine Wartezeit liegt, kann es von Vorteil sein, den Sättigungspuls andersartig auszuführen, z. B. in Form eines Inversionspulses, der die Magnetisierung zunächst nicht sättigt, sondern invertiert, d. h. um 180 Grad in Gegenrichtung kippt. Ohne Beschränkung der Allgemeinheit sei im Folgenden allgemein der Begriff „Sättigung” verwendet.
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Durch das Sättigen der Spins im Untersuchungsbereich, dem so genannten Spin Labelling, wird üblicherweise eine gute Signalhintergrundunterdrückung und damit eine weitgehend reine Gefäßdarstellung ermöglicht. Die resultierenden Bilddaten weisen eine geringe Informationsdichte im Ortsraum auf, die so genannte Sparsity. Bei Daten mit wenig räumlicher Informationsdichte ist eine enorme Unterabtastung des äußeren Rohdatenraums, des so genannten k-Raums möglich. Diese Unterabtastung des äußeren k-Raums ist mit nicht kartesischen Trajektorien im k-Raum gut möglich. Es können insgesamt nur wenige Punkte im Rohdatenraum aufgenommen werden, so dass auch eine gute Ortsauflösung in die dritte Dimension, d. h. in die Hauptflussrichtung, in einem zeitlich vertretbaren Rahmen erreicht wird.
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Erfindungsgemäß wird die nicht kartesische Trajektorie orthogonal zur Hauptflussrichtung des Bluts im Untersuchungsbereich festgelegt. Vorzugsweise ist die Trajektorie eine radiale Trajketorie mit mehreren Speichen durch das Zentrum des Rohdatenraums. Definiert man ohne Einschränkung der Allgemeinheit die Hauptflussrichtung des Bluts als z-Richtung, so ist es vorteilhaft, die radialen Trajektorien im Rohdatenraum senkrecht zur Hauptflussrichtung, d. h. in kx- und ky-Richtung zu setzen. Im zweidimensionalen Fall ist das Zentrum des Rotationsraums ein Punkt.
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Einzelne Speichen der radialen Trajektorie können beispielsweise derart ausgestaltet sein, dass eine Ebene im Rohdatenraum senkrecht zur Hauptflussrichtung aufgespannt wird, wobei die Speichen über diese Ebene ungleichmäßig verteilt sind, so dass sich bei dem MR-Angiographiebild senkrecht zum Blutfluss ein elliptisches oder ovales Gesichtsfeld anstelle eines runden Gesichtsfelds ergibt. Durch die ungleichmäßige Dichte der radialen Speichen kann ein elliptisches oder ovales Gesichtsfeld im Bildraum erreicht werden, wodurch eine optimierte Anpassung der Signalaufnahme an das darzustellende Objekt ermöglicht wird. Dies ist vor allem im Bein- und Abdomenbereich der Fall, wo man in Links-Rechts-Richtung etwa 35–45 cm abdecken will, während man in die Anterior-Posterior-Richtung nur etwa 15–25 cm abdecken muss.
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Vorzugsweise wird vor der Signalaufnahme für die Erstellung des MR-Angiographiebilds ein Modul zur Unterdrückung des Fettsignals während der Signalaufnahme durchgeführt. Bei der MR-Angiographie sollen möglichst nur die Bildpunkte der Blutgefäße helle Bildpunkte erzeugen. Das Fettsignal würde bei der Bildgebung ebenfalls helle Bildpunkte ergeben. Durch die Unterdrückung des Fettsignals ist es möglich, hohe Signalanteile von eventuellen Fettgeweben in dem MR-Angiographiebild zu unterdrücken und die hellen Signalbildpunkte auf die Gefäße zu beschränken.
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Bei der Signalaufnahme für die Erstellung des MR-Angiographiebilds kann eine auf einem Gradientenecho basierende Sequenz verwendet werden. Die MR-Angiographiesequenz kann eine normale Gradientenechosequenz oder eine so genannte True-FISP-Sequenz sein, bei der sämtliche Gradienten in allen Raumrichtungen refokussiert werden. Es ist jedoch auch möglich, die Datenakquisition mithilfe einer schnellen Spinechosequenz durchzuführen, bei der nach jedem HF-Anregungspuls mehrere Signalechos ausgelesen werden. Im Weiteren sollen TrueFISP-Sequenzen – auch wenn wissenschaftlich gewisse Parallelen zu Spin-Echo- bzw. -Turbo-Spin-Echo-Sequenzen diskutiert werden – derfinitionsgemäß in der Familie der Gradientenechosequenzen eingeschlossen werden.
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Bei Verwendung einer Gradientenechosequenz ist es möglich, als Repetitionszeit zwischen zwei HF-Anregungspulsen zwei verschiedene Repetitionszeiten zu verwenden, die jeweils alternierend verwendet werden, d. h. die Verwendung einer ersten Repetitionszeit TR1 und anschließend einer zweiten Repetitionszeit TR2 und anschließend wieder die Repetitionszeit TR1 usw.. Mit einer derartigen Auswahl der Repetitionszeit TR ist es auch möglich, das Fettsignal aufgrund der Frequenzabhängigkeit des Signals im MR-Angiographiebild dunkel darzustellen. Die Verwendung dieser alternierenden Repetitionszeiten TR ist näher in Cukur et al. in Magn. Reson. Med. 61 (2009), S. 1533–1539 beschrieben.
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Weiterhin ist es möglich, zur Bildrekonstruktion des MR-Angiographiebilds aus der nicht kartesischen Trajektorie im Rohdatenraum ein iteratives Rekonstruktionsverfahren zu verwenden. Hierbei kann es von Vorteil sein, die Iterationen mit einer guten Schätzung des Bildes zu starten. Im Kontext der Rekonstruktion einer Serie von mehreren zeitlichen Phasen wurde in Seiberlich et al., ISMRM 2010, Abstract, Nr. 4873, der Ansatz vorgestellt, das nach der Signalaufnahme rekonstruierte MR-Angiographiebild einer Phase für die zeitlich darauffolgende Phase als Startpunkt für die iterative Rekonstruktion des MR-Bilds der zeitlich darauffolgenden zu verwenden. Hierbei wird eine benachbarte zeitliche Phase als erste Annäherung für die Iteration als Startpunkt verwendet aufgrund der Tatsache, dass sich zeitlich nahe Phasen nur um kleinere Details unterscheiden.
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In einer weiteren Ausführungsform kann dieses Prinzip auch auf die räumliche Dimension angewandt werden, denn insbesondre bei peripheren Angiographiebildern liegt in Kopf-Fuß-Richtung von Schicht zu Schicht meist nur ein geringer Unterschied vor. Ein Abgleich dieses geratenen Bilds mit den Messdaten und damit eine Konvergenz in Richtung des wahren Bilds findet über mehrere Iterationen statt. In dieser Ausführungsform werden somit mehrere benachbarte Untersuchungsbereiche in der Phasenfolge aufgenommen und für die iterative Rekonstruktion eines MR-Angiographiebilds eines Untersuchungsbereichs wird ein bereits rekonstruiertes MR-Angiographiebild eines räumlich benachbarten Untersuchungsbereichs als Startpunkt für die iterative Rekonstruktion verwendet.
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Erfindungsgemäß werden zur Abdeckung des gewünschten Volumens für die MR-Angiographie mehrere 2D-Aufnahmen verwendet, d. h. der Untersuchungsbereich wird in mehreren Schichtebenen mit einer vorbestimmten Dicke untersucht, wobei die Schichtebenen im Wesentlichen senkrecht zur Hauptflussrichtung des Bluts liegen. Dadurch wird sichergestellt, dass das in die Schichtebene einfließende Blut einen hohen Signalanteil liefert und nicht durch den vorherigen Sättigungspuls in der Schicht selbst gesättigt wird. Diese benachbarten Schichtebenen können aneinander grenzen, eine Überlappung von benachbarten Schichten ist aber ebenso möglich.
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Bei der Verwendung von radial verlaufenden Speichen durch das Zentrum des Rohdatenraums können die Speichen von benachbarten Schichtebenen derart gewählt werden, dass bei benachbarten Schichtebenen bis auf das Zentrum des Rohdatenraums verschiedene Rohdatenpunkte aufgenommen werden. Dies bedeutet, dass, wenn die Speichen zwei benachbarter Schichten übereinandergelegt werden, diese Speichen nicht übereinander liegen, sondern gegeneinander um einen Winkel verdreht sind. Dies ist unter anderem von Vorteil, wenn die Bildrekonstruktion nach der so genannten View-Sharing-Technik erfolgt, bei der zur Erstellung eines MR-Angiographiebilds Rohdatenpunkte von zwei verschiedenen benachbarten Schichtebenen verwendet werden, um beispielsweise ein einziges MR-Bild zu rekonstruieren.
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In einer weiteren Variante kann die Aufnahme einzelner Speichen derart gewählt werden, dass sich währenddessen, also sogar von Speiche zu Speiche, die Position der Anregungsschicht kontinuierlich ändert. Somit lässt sich retrospektiv eine bestimmte Anzahl von Speichen verwenden, um ein Bild einer entsprechenden Gesamtschicht zu rekonstruieren. In einer besonderen Ausführung können die Speichen nach dem sog. „Golden Angle” (Goldenen Winkel) angeordnet werden, mit dem sich eine weitgehend gleichmäßige Verteilung ergibt, wenn man eine beliebige Anzahl an Speichen herausgreift.
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Weiterhin ist es möglich, dass die Speichen im Rohdatenraum ungleichmäßig bzw. inkohärent oder sogar zufallsverteilt gewählt werden. Bei einer solchen randomisierten oder pseudorandomisierten Anordnung der einzelnen Speichen können auch gewisse Randbedingungen verwendet werden, beispielsweise die oben erwähnte Bedingung, dass die Häufigkeit der Speichen ungleich in der Ebene verteilt ist und somit eine Funktion der Richtung in dieser Ebene ist.
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Die Erfindung betrifft weiterhin eine Magnetresonanzanlage zum Erstellen des MR-Angiographiebilds gemäß Patentanspruch 12.
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Vorzugsweise arbeitet die Bildsequenzsteuereinheit wie oben im Detail näher beschrieben mit geeigneter Auswahl der Auslesung des Rohdatenraums, etc.
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Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigen:
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1 schematisch eine MR-Anlage zur Erzeugung eines MR-Angiographiebilds gemäß der Erfindung,
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2 den Zeitablauf einer MR-Angiographiemessung mit Bildung von gesättigten Schichten,
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3 ein Abtastschema für ein rundes bzw. elliptisches Gesichtsfeld mit gleichmäßiger bzw. ungleichmäßiger Verteilung der Speichen,
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4 Abtastschemata für ein rundes Gesichtsfeld mit randomisierter Verteilung der Speichen in benachbarten Schichten,
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5 zeigt Abtastschemata zur Erzeugung eines elliptischen Gesichtsfelds und ungleichmäßiger Verteilung der Speichen, und
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6 beispielhaft ein dreidimensionales zylindrisches Abtastschema mit acht Partitionierungscodierebenen bzw. -schritten in Hauptflussrichtung, das nicht von der Erfindung abgedeckt wird.
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In 1 ist schematisch eine MR-Anlage dargestellt, mit der ein MR-Angiographiebild mit guter räumlicher Auflösung in allen drei Raumrichtungen in akzeptabler Messzeit erstellt werden kann. Die MR-Anlage weist einen Magneten 10 zur Erzeugung eines Polarisationsfelds B0 auf. Eine auf einer Liege 11 angeordnete Untersuchungsperson 12 wird in den Magneten 10 geschoben, wobei die sich in der Untersuchungsperson ergebende Magnetisierung durch Einstrahlen von Hochfrequenzpulsen aus der Gleichgewichtslage gekippt werden kann. Die nach Einstrahlen von HF-Pulsen auftretenden Relaxationsprozesse können mit nicht gezeigten Spulen detektiert werden. Zur Ortskodierung der detektierten Signale werden weiterhin Magnetfeldgradienten über nicht gezeigte Gradientenspulen angelegt, um eine Ortsabhängigkeit der detektierten Signale zu erreichen. Das allgemeine Verfahren, wie durch Abfolge von eingestrahlen HF-Pulsen und der Schaltung von Magnetfeldgradienten MR-Bilder erzeugt werden können, ist dem Fachmann bekannt und wird nicht näher erläutert.
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Die MR-Anlage weist weiterhin eine Bildsequenzsteuereinheit 13 auf, die in Abhängigkeit von der gewählten Bildgebungssequenz die Einstrahlung der HF-Pulse und die Schaltung der Magnetfeldgradienten sowie die Signalauslese steuert. Zur Steuerung der HF-Pulse ist eine HF-Steuereinheit 14 vorgesehen, die von der Bildsequenzsteuereinheit 13 die Information erhält, in welcher zeitlichen Abfolge die HF-Pulse eingestrahlt werden sollen. Eine Gradientensteuereinheit 15, die ebenfalls von der Bildsequenzsteuereinheit 13 gesteuert wird, ist verantwortlich für die Schaltung der einzelnen Magnetfeldgradienten. Auf einem Bildrechner 16 werden die detektierten Signale in MR-Bilder umgerechnet, die dann auf einer Anzeigeeinheit 17 dargestellt werden können. Über eine Eingabeeinheit 18 kann eine Bedienperson den Ablauf der MR-Anlage steuern, kann Bildgebungssequenzen auswählen oder Schichtebenen bzw. das Untersuchungsvolumen von dem die MR-Bilder erzeugt werden sollen.
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Im Zusammenhang mit 2 ist der grundsätzliche Zeitablauf einer Bildgebungssequenz gezeigt, mit der durch Sättigung der Spins in der interessierenden Schicht Darstellungen der Blutgefäße möglich sind. In 2 sind beispielhaft eine Arterie 21 und eine Vene 22 dargestellt, wobei der Blutfluss in Arterie und Vene entgegengesetzt ist, wie durch die Pfeile im linken Bild dargestellt ist. Im oberen Abschnitt von 2 ist die Sättigung der Spins und der Transport der gesättigten Spins zu verschiedenen Zeitpunkten a-e der Bildgebungssequenz gezeigt, wobei die Zeitpunkte a-e unten in 2 im zeitlichen Ablauf angegeben sein. Zum Zeitpunkt a erfolgt die Sättigung der Spins in der Bildebene 23, von der das MR-Angiographiebild erstellt werden soll. Dies kann beispielsweise durch einen 90°-Sättigungspuls erfolgen. Damit die venösen Spins, die in 2 von unten in die Schicht 23 hineinfließen, keinen Signalanteil bei der Signalaufnahme haben, wird ein weiteres Sättigungsvolumen 24 ausgewählt, in dem die Spins beispielsweise durch einen 90°-Puls gesättigt werden. Zum Zeitpunkt c direkt nach Sättigung der Ebene bzw. des Volumens 23 und 24 sind in den Arterien 21 bzw. Venen 22 die grau unterlegten Bereich gesättigt. Durch den Blutfluss in der Arterie und der Vene laufen die gesättigten Spins in Arterie bzw. Vene weiter, wie im Bild d zu erkennen ist. Während der Signalauslese im Auslesefenster 25 haben beispielsweise zum Zeitpunkt e die venösen Spins keinen Anteil am Gesamtsignal, da die gesättigten Spins in die Bildebene 23 hineinfließen. Ebenso haben die ruhenden Spins in der Schicht 23 bei der Signalaufnahme wenig Signalanteile, da diese ebenso gesättigt wurden durch den Sättigungspuls zum Zeitpunkt a.
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Den höchsten Signalbeitrag haben somit die durch die Arterie frisch in die Ebene 23 einfließenden Spins.
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Weiterhin kann eine Triggerung der Signalakquisition auf die Phase des schnellen Blutflusses stattfinden, d. h. die Signalakquisition erfolgt EKG-getriggert oder beispielsweise pulsgetriggert. Die zeitliche Lage der Vorpräparierung zu den Zeitpunkten a und b kann beispielsweise so gewählt werden, dass sie kurz vor der Herzphase stattfindet, in der der Blutfluss in die zu messende Ebene bzw. das zu messende Volumen hineinfließt. Die Sättigungen zu den Zeitpunkten a und b können eine schichtselektive Sättigung mit einem 90°-Puls oder eine schichtselektive Inversion mit einem 180°-Puls sein.
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Weiterhin kann zusätzlich zu den beiden Sättigungspulsen zu den Zeitpunkten a und b ein Modul zur Unterdrückung des Fettsignals ausgeführt werden. Die Fettsignalunterdrückung dient zur weiteren Unterdrückung von hellen Signalanteilen außerhalb der Arterien 21.
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Als eigentliche Bildgebungssequenz kann eine Gradientenechosequenz oder eine Gradientenechosequenz mit vollständig refokussierten Gradienten in allen Raumrichtungen verwendet werden, einer so genannten True-FISP-Sequenz. Die Signalaufnahme kann weiterhin mit variablen, d. h. sich über die Aufnahmezeit kontinuierlich verändernden Anregungsflipwinkeln durchgeführt werden. Im Falle einer True-FISP-Sequenz können auch alternierende Repetitionszeiten verwendet werden, um das Fettsignal zu unterdrücken.
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Anstelle einer Gradientenecho-basierten Signalerzeugung kann auch eine schnelle Spinechobildgebungssequenz verwendet werden. Sowohl bei der Gradientenecho-basierten Signalaufnahme als auch bei der Spinecho-basierten Signalaufnahme erfolgt die Datenakquisition derart, dass eine Abtaastung des Rohdatenraums oder k-Raums nicht-kartesisch erfolgt.
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In 3 ist eine beispielhafte nicht kartesische Datenaufnahme gezeigt. Im linken Teil von 3 ist ein Abtastschema 30 für ein rundes Gesichtsfeld dargestellt, wobei durch das k-Raum-Zentrum verlaufende Speichen aufgenommen werden. Die einzelnen Speichen stehen hierbei senkrecht auf die Blutflussrichtung von 2, d. h. die Hauptflussrichtung erfolgt entweder in die Zeichenebene hinein oder aus der Zeichenebene hinaus. Im rechten Bild von 3 ist ein Abtastschema 31 dargestellt, das zu einem elliptischen Gesichtsfeld im Bildraum, d. h. im MR-Bild, führt. Bei dem im rechten Bild dargestellten Abtastschema sind die einzelnen Speichen, nicht wie links im Bild dargestellt, gleichmäßig verteilt, sondern es erfolgt eine höhere Dichte in den Bereichen von 9 Uhr bzw. 3 Uhr und eine geringere Dichte bei 12 Uhr und 6 Uhr, wenn ein Uhrziffernblatt für die Richtungsangabe zugrunde gelegt wird. Das im rechten Beispiel von 3 gezeigte Abtastschema ist beispielsweise optimiert für die Erstellung einer Bein- bzw. Abdomenangiographie, bei der man eine gröbere Links-Rechts-Ausdehnung benötigt als eine Oben-Unten-Ausdehnung.
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Der gewünschte Abbildungsbereich der gesamten Beine bis zum Abdomen kann beispielsweise über mehrere 2D-Schichten mit einer gewissen Dicke abgetastet werden, wobei innerhalb der 2D-Schicht die Abtastung wie in 3 dargestellt radial erfolgt mit einem der gezeigten Abtastschemata.
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In 4 ist dargestellt, wie das Abtastschema von benachbarten Ebenen ausfallen kann. In 4 ist schematisch dargestellt, dass sich das Abtastschema 40 für eine erste Schicht derart von einem Abtastschema 41 für eine zweite Schicht unterscheidet, dass bei einem Übereinanderlegen der beiden Abtastschemata 40 und 41 bis auf das k-Raum-Zentrum nicht die gleichen k-Raum-Punkte abgetastet werden. Dies gilt auch für das dritte Abtastschema 42, so dass vorzugsweise keine der Speichen in den Abtastschemata 40–42 einer anderen Speiche in den Schemata entspricht. Die Auswahl der einzelnen Speichen kann randomisiert erfolgen, wobei die Verteilung im Wesentlichen gleichmäßig über den Umfang verteilt ist.
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Die Bildgebungssequenz kann auch eine dreidimensionale Bildgebungssequenz sein, wobei ein dreidimensionales Untersuchungsvolumen nach Anregung dieses Volumens ausgelesen wird durch Verwendung eines zusätzlichen Partitionskodiergradienten in die dritte Raumrichtung, wie es beispielsweise in 6 schematisch dargestellt ist, die nicht Teil der Erfindung ist. Der dreidimensionale k-Raum ist hier zylindrisch abgetastet mit beispielsweise acht Partitionskodierebenen 61 bzw. acht Kodierschritten in die dritte Raumrichtung, die hier als z-Richtung definiert ist. Wie im rechten Teil von 6 dargestellt, werden die einzelnen Ebenen 61 wiederum radial abgetastet. Bei dem in 6 dargestellten Beispiel wurde ein Abtastschema mit homogener Verteilung der Speichen in einer runden k-Raum-Ebene verwendet. Wie in den 3 und 4 dargestellt, können jedoch auch bei dem dreidimensionalen Abtastschema elliptische k-Raum-Ebenen wie im rechten Bild von 3 verwendet werden, oder wie in 4 gezeigt, können die einzelnen Partitionsebenen randomisiert abgetastet werden, so dass die Speichen gleich verteilt über den Umfang liegen. Die einzelnen benachbarten Partitionsebenen von 6 liegen wiederum senkrecht zur Blutflussrichtung. Ebenso kann die Anzahl der Speichen von der Ebene mit kz = 0 von 6 zu größeren kz-Werten abnehmen.
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Bei dem 2D-Aufnahmeverfahren kann die Anregungsschicht mit der sich ändernden Orientierung der Speichen kontinuierlich wandern, wobei die Orientierungen dabei so gewählt werden können, dass sich die Richtung einer Speiche im Vergleich zur Richtung der vorherigen Speiche um ein bestimmtes Winkelinkrement unterscheidet. Ist das Winkelinkrement dPhi so gewählt, dass man nach N Speichen wieder bei der Ausgangsorientierung angelangt ist (also dPhi·N = 180° bzw. 360°), so lässt sich durch Auswahl von N beliebigen aufeinanderfolgenden Speichen ein gleichmäßig abgedeckter k-Raum zusammenstellen. Wird hier ein eher kleines Winkelinkrement gewählt, so führt dies – wenn man die Speichen schematisch dreidimensional anhand der zugehörigen z-Koordinate darstellt – zu einem spiralförmigen Muster. Wird für das Winkelinkrement jedoch der sogenannte „Golden-Angle”-Wert von 111,25° gewählt, so ergibt bei einer Auswahl einer beliebigen Anzahl N von Speichen eine sehr gut gleichmäßig verteilte Anordnung dieser Speichen in der Ebene, insbesondere wenn N eine Zahl der Fibonacci-Reihe (0, 1, 2, 3, 5, 8, 13, 21, 34, 55, 89, 144, 233, 377, ...) ist. Somit ist es mit diesem Schema möglich, retrospektiv durch Auswahl von mehr oder weniger Speichen verschiedene Kompromisse bzgl. des Rekonstruktionsergebnisses einzugehen. Mit mehr Speichen vermeidet man Bildartefakte, erhält dafür jedoch eine weniger scharfe Zuordnung in z-Richtung (d. h. eine dickere effektive Schicht). Mit weniger Speichen ist eine artefaktfreie Rekonstruktion schwerer, dafür stammen alle Daten aus einem kürzeren Abschnitt in z-Richtung.
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Insgesamt kann diese nicht-kartesische Datenakquisition bei bewegter Liege 11 durchgeführt werden. Hierbei kann jede Bildakquisition oder sogar jede einzelne Signalakquisition bei einer anderen Tischposition stattfinden.
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Die MR-Angiographiebilder können auch nach dem „View-Sharing-Verfahren” rekonstruiert werden, wobei Speichen aus benachbarten Ebenen ausgewählt werden, um ein MR-Bild zu rekonstruieren.
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Zur Bildrekonstruktion können Verfahren zur nicht-kartesischen parallelen Bildgebung zum Einsatz kommen, wie sie beispielsweise in Seiberlich et al., Magn. Reson. Med 61 (2009), S. 705–715 beschrieben ist. Ebenso können iterative Iterationsverfahren zum Einsatz kommen, bei denen auch Daten aus benachbarten Schichten im 2D-Verfahren oder Partitionen im 3D-Verfahren als Startpunkt für die aktuell zur Berechnung anstehende Schicht oder Partition eingesetzt werden können. Hierbei wird die Idee der Verwendung von zeitlich benachbarten Phasen auf räumliche Dimensionen angewendet, denn insbesondere bei peripheren Angiogrammen liegt in Kopf-Fuß-Richtung von Schicht zu Schicht meist nur ein geringer Unterschied vor.
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Weiterhin ist es möglich, zur Bildrekonstruktion Rekonstruktionsverfahren aus der Familie der Compressed-Sensing-Methoden zu verwenden, wie sie beispielsweise in Lustig et al., Magn. Reson. Med. 58 (2007), S. 1182–1195 beschrieben sind.
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In 5 sind ähnlich wie in 4 verschiedene Abtastschemata 50, 51 und 52 gezeigt. Die Abtastschemata sind benachbarte Schichten eines 2D-Aufnahmeverfahrens. Die Abtastschemata 50–53 erzeugen ein elliptisches Gesichtsfeld, wobei ähnlich wie in 3 im Abtastschema 31 eine ungleichmäßige Verteilung der Speichen verwendet wird mit einer höheren Dichte bei 3 und 9 Uhr. Die Verteilung der einzelnen Speichen kann wiederum randomisiert erfolgen, hier jedoch mit der Zusatzbedingung der ungleichmäßigen Verteilung mit einer höheren Speichendichte in einem definierten Winkelsegment der k-Raum-Ebene.
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Die verschiedenen oben beschriebenen Möglichkeiten können beliebig kombiniert werden. Zusammenfassend ermöglicht die vorliegende Erfindung die Aufnahme von mehreren dünnen 2D-Schichten in einem Herzschlag, was die Effizienz des Verfahrens deutlich erhöht.
