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Die Erfindung bezieht sich auf kernmagnetische Resonanzabbildungsverfahren und -systeme. Insbesondere betrifft die Erfindung die Erzeugung von Bildern bei einer schnellen Herz-Magnetresonanz-Abbildungserfassung.
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Wird eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B0) ausgesetzt, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins, sich in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren jedoch darum in zufälliger Ordnung mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz bzw. das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B1) ausgesetzt, das sich in der x-y-Ebene und nahe der Larmorfrequenz befindet, kann das nettoausgerichtete Moment Mz in die x-y-Ebene zur Erzeugung eines netto-transversalen magnetischen Moments Mt gedreht oder gekippt werden. Ein Signal wird durch die angeregten Spins emittiert, nachdem das Anregungssignal B1 aufgehört hat, und dieses Signal kann zur Ausbildung eines Bildes empfangen und verarbeitet werden.
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Werden diese Signale zur Erzeugung von Bildern verwendet, so werden Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich durch eine Folge von Messzyklen abgetastet, in denen diese Gradienten sich entsprechend dem bestimmten verwendeten Lokalisierungsverfahren verändern. Der resultierende Satz empfangener kernmagnetischer Resonanzsignale (NMR-Signale) wird digitalisiert und zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung eines von vielen bekannten Rekonstruktionsverfahren verarbeitet.
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Die meisten gegenwärtig zur Erzeugung von medizinischen Bildern verwendeten NMR-Abtastungen erfordern viele Minuten zur Erfassung der erforderlichen Daten. Die Verringerung dieser Abtastzeit ist ein wichtiger Punkt, da eine verringerte Abtastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Patientenkomfort verbessert, die Bildqualität durch Verringerung von Bewegungsartefakten verbessert und die Durchführung medizinischer Testvorgänge wie zeitgesteuerte pharmakologische Belastungstests (beispielsweise eines mehrstufigen Dobutamin-Stresstests) ermöglicht. Es gibt eine Klasse von Impulsfolgen, die sehr kurze Wiederholzeiten (TR) aufweisen und vollständige Abtastungen liefern, die in Sekunden anstelle von Minuten ausgeführt werden können. Bei Anwendung bei der Herzabbildung kann beispielsweise eine vollständige Abtastung, aus der eine Folge von das Herz bei verschiedenen Phasen seines Zyklus oder an verschiedenen Schnittorten zeigenden Bildern rekonstruiert werden kann, während eines einzigen Luftanhaltens erfasst werden.
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Es gibt zwei übliche Verfahren zur Erfassung von Herz-Magnetresonanzbildern. Das erste ist eine herkömmliche vorausschauend gesteuerte Einphasen-Mehrschnitt-Spin-Echo-Folge. In jedem Herzzyklus werden Daten an unterschiedlichen räumlichen Orten mit dem gleichen k-Raum-Phasenkodierwert erfasst. Bilder an den verschiedenen räumlichen Orten werden dann bei verschiedenen zeitlichen Phasen des Herzzyklus erfasst. Da lediglich eine k-Raum-Linie pro Herztrigger erfasst wird, dauert eine typische Abtastung mit 128 k-Raum-Ansichten in der Phasenkodierrichtung 128 Herzschläge bis zur Vervollständigung. Die Folgenwiederholzeit (TR) ist dann die Herz-R-R-Intervallzeit.
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Eine kurze TR-gesteuerte Gradientenecho-Impulsfolge kann zur Erfassung von (CINE-)Bildern bei mehreren Zeitrahmen des Herzzyklus verwendet werden. Wie es in der
US 4 710 717 A beschrieben ist, laufen herkömmliche CINE-Impulsfolgen asynchron mit dem Herzzyklus, wobei der Phasenkodierwert bei jedem R-Wellen-Trigger zu einem neuen Wert schreitet. Bei der CINE-Impulsfolge wird jeder RF-(Hochfrequenz-)Anregungsimpuls an dem gleichen räumlichen Ort angelegt und in Intervallen von TR während des Herzzyklus wiederholt. Da die Folge asynchron läuft, können die RF-Anregungsimpulse zu verschiedenen Zeitverzögerungen von der R-Welle von einem Herzzyklus zu dem nächsten auftreten. Bei Erfassung der nächsten Herz-R-Welle werden die erfassten Daten aus dem vorhergehenden R-R-Intervall umsortiert und in gleichmäßig verteilte Zeitrahmen in dem Herzzyklus interpoliert. Dieses Verfahren der Steuerung ist auch als retrospektive Steuerung bekannt, da die Daten für das vorhergehende R-R-Intervall lediglich nach der Erfassung des aktuellen R-Wellen-Triggers umsortiert werden.
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Wie bei der gesteuerten Spin-Echo-Impulsfolge wird lediglich eine k-Raum-Phasenkodieransicht pro Herzschlag erfasst. Die Gesamtbilderfassungszeit ist dann in der Größenordnung von 128 Herzschlägen.
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Schnellere Abtastzeiten können durch Segmentieren des k-Raums und Erfassen mehrfacher Phasenkodier-k-Raum-Ansichten pro R-R-Intervall erreicht werden. Die Abtastzeit wird durch einen Faktor gleich dem der Anzahl von pro Bild pro R-R-Intervall erfassten k-Raum-Ansichten beschleunigt. Auf diese Weise kann eine typische CINE-Erfassung mit einer Matrixgröße von 128 Bildelementen in der Phasenkodierrichtung in nur 16 Herzschlägen abgeschlossen werden, wenn 8 k-Raum-Ansichten pro Segment erfasst werden.
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Mehrere Phasen des Herzzyklus können durch wiederholte Erfassung des gleichen k-Raum-Segments in jedem R-R-Intervall jedoch durch Zuordnung der zu unterschiedlichen Zeitpunkten in dem Herzzyklus erfassten Daten zu unterschiedlichen Herzphasen visualisiert werden. Somit wird der Herzzyklus mit einer zeitlichen Auflösung gleich der Zeit abgetastet, die zur Erfassung von Daten für ein einzelnes Segment erforderlich ist, so dass sich ergibt Zeitliche Auflösung = vps × TR, wobei vps die Anzahl der k-Raum-Linien pro Segment und TR die Impulsfolgenwiederholzeit ist. Die Gesamtabtastzeit ergibt sich dann zu: Abtastzeit = yres / vps × R-R-Zeit, wobei yres die Anzahl an Phasenkodieransichten in dem Bild ist. Typischerweise werden bei einem Bild 128 oder mehr Phasenkodieransichten und auch oft 8 Ansichten pro Segment verwendet.
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Bei segmentierten k-Raum-Abtastungen kann die Gesamtabtastzeit durch Erhöhen der Anzahl an Ansichten pro Segment (vps) wesentlich verringert werden. Jedoch geschieht dies auf Kosten der zeitlichen Bildauflösung. Wie es in der
US 5 377 680 A beschrieben ist, kann die zeitliche Bildauflösung durch gemeinsames Nutzen von Ansichten zwischen angrenzenden Zeitsegmenten zur Erzeugung von über verschiedene Zeitpunkte gemittelten Bildern erhöht werden. Die wahre zeitliche Bildauflösung bleibt unverändert, aber die effektive zeitliche Auflösung ist verdoppelt. Ein gemeinsames Nutzen von Ansichten kann somit die Anzahl an Herzphasenbildern erhöhen, die ohne Beeinflussung der Art und Weise rekonstruiert werden, mit der die k-Raum-Daten erfasst werden.
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Vorausschauend gesteuerte, segmentierte k-Raum-Folgen wurden für die Herzabbildung hauptsächlich deshalb populär, da Bilder während eines Luftanhaltens erhalten werden können und daher keine Atmungsartefakte aufweisen. Bilder werden durch Erfassung von Daten über eine Folge von Herzschlägen ausgebildet, wobei die Datenerfassung bezüglich des QRS-Komplexes des EKGs gesteuert wird. Die Beurteilung der Herzfunktion wird typischerweise unter Verwendung einer EKG-gesteuerten segmentierten schnellen k-Raum-Gradientenecho-(FGRE-)Impulsfolge durchgeführt. Mit diesem Ansatz werden Mehrphasenbilder des Herzens mit einer zeitlichen Auflösung von annähernd 40–80 ms typischerweise in 10–25 Sekunden normalerweise während ausgesetzter Atmung (Luftanhalten) erfasst. Bei jedem Herzschlag wird ein Segment wiederholt (bei mehreren Herzphasen) ausgegeben, wobei jedes Segment aus Nvps FGRE-Impulsfolgenwiederholungen besteht, wobei Nvps die Anzahl an Ansichten pro Segment ist. Innerhalb eines Segments erfasst jede FGRE-Impulsfolgenwiederholung eine unterschiedliche Zeile bzw. Linie von Daten (eine Ansicht), so dass Nvps unterschiedliche Ansichten pro Segment erfasst werden. Sind beispielsweise 128 Ansichten pro Bild erforderlich, und sind Nvps = 8 und TR = 10 ms, sind 16 Herzschläge (annähernd 16 Sekunden) zur Erfassung eines vollständigen Satzes von Mehrphasen-Herzbildern an jedem Herzort erforderlich, und die nominale zeitliche Auflösung jedes Bildes beträgt 80 ms. In der Praxis werden typischerweise 12–15 das gesamte Herz abdeckende Orte in der Orientierung der kurzen Achse abgetastet. Daher sind unter Verwendung einer herkömmlichen segmentierten k-Raum-FGRE-Impulsfolge 12–15 Luftanhalt-Vorgänge jeweils mit einer annähernden Dauer von 16 Sekunden erforderlich. Ein derartig langes Luftanhalten kann für einige Patienten mit einer Herzkrankheit unangemessen hoch sein, und kann zur Erfüllung der zeitlichen Anforderungen eines funktionalen Herzbelastungstest einschränkend sein.
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Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die Abtastzeit zur Erfassung von kernmagnetischen Resonanz-Herzphasenbildern zu verkürzen.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren nach Anspruch 1 und ein Magnetresonanzabbildungssystem nach Anspruch 8 gelöst.
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Erfindungsgemäß wird eine Vielzahl von Segmenten von k-Raum-NMR-Daten während jedes Herzzyklus einer Abfolge einer Anzahl von Herzzyklen erfasst, wobei die erfassten Segmente einen Abschnitt des k-Raums derart abtasten, dass ein Bild aus den erfassten NMR-Daten rekonstruiert werden kann. Jedes Segment von k-Raum-NMR-Daten wird durch Durchführen einer Vielzahl von Echoplanar-Abbildungsimpulsfolgen mit dem MRI-System zur Abtastung eines unterschiedlichen Abschnitts des k-Raums während jeder Echoplanar-Abbildungsimpulsfolge erfasst, und jede Echoplanar-Abbildungsimpulsfolge wird durch Erzeugen einer transversalen Magnetisierung mit einem RF-Anregungsimpuls und Erfassen einer Vielzahl separat phasenkodierter NMR-Echosignale durchgeführt, wobei jedes separat phasenkodierte NMR-Echosignal einer Ansicht entspricht. Für ein bestimmtes Segment von k-Raum-NMR-Daten werden insgesamt [(Anzahl von Herzzyklen) × (Anzahl von Echoplanar-Abbildungsimpulsfolgen) × (Anzahl separat phasenkodierter NMR-Echosignale)] Ansichten erzeugt.
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Erfindungsgemäß wird der k-Raum also mit höherer Rate abgetastet. Infolgedessen sind weniger aufeinanderfolgende Herzzyklen zur Ansammlung ausreichender k-Raum-NMR-Daten erforderlich, aus denen ein Herzbild rekonstruiert werden kann. Eine typische Abtastung kann von 16 auf 8 oder 4 Herzzyklen verringert werden, was eine signifikante Verringerung bezüglich der Zeit darstellt, während der ein Patient die Luft anhalten muss.
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Die Erfindung wird nachstehend anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:
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1 ein Blockschaltbild eines MRI-Systems nach dem Stand der Technik, bei dem die Erfindung angewendet wird,
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2 eine graphische Darstellung der bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel verwendeten EPI-Impulsfolge und
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3 eine graphische Darstellung der Erfassung von MR-Daten während eines Herzzyklus unter Verwendung der in 2 dargestellten EPI-Impulsfolge.
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In 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magnetresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, auf dem die Erfindung ausgeführt wird. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 aufweist. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107 und ermöglicht einem Bediener die Steuerung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104. Das Computersystem 107 beinhaltet eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Diese beinhalten eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralverarbeitungseinrichtung (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113, die als Bildspeicher zur Speicherung von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden, und kommuniziert mit einer separaten Systemsteuerung 122 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.
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Die Systemsteuerung 122 beinhaltet einen Satz von Einrichtungen, die miteinander durch eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese beinhalten eine Zentralverarbeitungseinrichtung (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121, die mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle vom Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 bedient die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitverlauf, die Stärke und Form der zu erzeugenden RF-Impulse und dem Zeitverlauf und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127 zur Anzeige des Zeitverlaufs und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Vielzahl verschiedener mit dem Patienten verbundener Sensoren, wie EKG-Signale von an den Patienten angebrachten Elektroden, empfängt. Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems verbundenen Sensoren empfängt. Über die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 auch Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position zur Abtastung.
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Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gradientensignalverläufe werden einem aus Gx-, Gy- und Gz-Verstärkern bestehenden Gradientenverstärkersystem 127 zugeführt. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeugung der Magnetfeldgradienten, die zur Positionskodierung erfasster Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-RF-(Hochfrequenz-)Spule 152 beinhaltet. Eine Sende-/Empfangseinrichtung 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen RF-Verstärker 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter 154 zugeführt werden. Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten resultierenden Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfasst und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorverstärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem Empfängerabschnitt der Sende-/Empfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zur elektrischen Verbindung des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Oberflächenspule) in dem Sende- und dem Empfangsmodus.
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Die durch die RF-Spule
152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinrichtung
150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung
160 in der Systemsteuerung
122 übertragen. Wenn die Abtastung abgeschlossen ist, wurde ein Array aus rohen k-Raum-Daten in der Speichereinrichtung
160 erfasst. Wie es nachstehend näher beschrieben ist, werden diese rohen k-Raum-Daten in separate k-Raum-Datenarrays für jedes zu rekonstruierende Herzphasenbild neu angeordnet, und jedes dieser Arrays wird in eine Arrayverarbeitungseinrichtung
161 eingegeben, die eine Fourier-Transformation bei den Daten in ein Array aus Bilddaten ausführt. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung
115 dem Computersystem
107 zugeführt, wo sie auf dem Plattenspeicher
111 gespeichert werden. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole
100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk
112 archiviert oder durch die Bildverarbeitungseinrichtung
106 weiterverarbeitet und der Bedienerkonsole
100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung
104 dargestellt werden. Eine ausführlichere Beschreibung der Sende-/Empfangseinrichtung
150 ist in der
US 4 952 877 A und der
US 4 992 736 A gegeben.
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Die bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel angewendete EPI-Impulsfolge ist in 2 dargestellt. Ein 10E-RF-Anregungsimpuls 250 wird unter Anwesenheit eines Schnittauswahlgradientenimpulses 251 zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung in einem Schnitt angelegt. Im ganzen werden vier separate NMR-Echosignale, die mit 253 bezeichnet sind, während der EPI-Impulsfolge erfasst. Jedes NMR-Echosignal 253 wird zur Abtastung einer Linie des ky-Raums in verschachtelter nachstehend näher beschriebener Art und Weise einzeln phasenkodiert. Obwohl bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel. lediglich vier NMR-Echosignale 253 erfasst werden, können bei einigen Anwendungen bis zu 16 NMR-Echosignale 253 erfasst werden.
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Die NMR-Echosignale 253 sind durch das Anlegen eines oszillierenden Auslesegradienten 255 erzeugte Gradienten-Rückruf-Echos. Die Auslesefolge wird mit einer Vorphasen-Auslesegradientenkeule 256 gestartet, und die Echosignale 253 werden erzeugt, wenn der Auslesegradient zwischen positiven und negativen Werten oszilliert. Im ganzen werden Nx (beispielsweise Nx = 128 bis 256) Abtastungen jedes NMR-Echosignals 253 während jedes Auslesegradientenimpulses 255 genommen. Die vier aufeinanderfolgenden NMR-Echosignale 253 werden durch eine Folge von Phasenkodier-Gradientenimpulsen 258 separat phasenkodiert. Eine Vorphasen-Phasenkodierkeule 259 tritt auf, bevor die Echosignale erfasst werden, um die erste Ansicht an dem gewünschten Ort im k-Raum zu positionieren. Nachfolgende Phasenkodierimpulse 258 treten auf, wenn die Auslesegradientenimpulse 250 die Polarität wechseln, und sie durchschreiten die Phasenkodierung durch den ky-Raum nach oben. Zur Erfassung eines vollständigen Bildes wird diese Impulsfolge 32 mal (d. h. 128/4) wiederholt, und die Vorphasenkeule 259 verändert sich jedesmal zur Abtastung eines unterschiedlichen Teils des k-Raums. Mit einer Impulswiederholrate (TR) von 10 ms kann ein vollständiges Bild in ungefähr 320 ms erfasst werden.
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Da das Herz schlägt, verändert sich seine Form wesentlich über ein Zeitintervall von 320 ms. Daher wird eine EKG-gesteuerte, segmentierte k-Raum-Datenerfassung durchgeführt. Außerdem werden Daten über den Herzzyklus derart erfasst, dass Bilder zu verschiedenen Phasen des Herzzyklus rekonstruiert werden können. Diese Erfassung ist in 3 für einen einzelnen Herzschlag veranschaulicht.
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Gemäß 3 wird ein Segment 202 des k-Raums währen des R-R-Intervalls zwischen Herztriggersignalen 200 wiederholt erfasst. Die Länge des R-R-Intervalls ist eine Funktion der Herzfrequenz des Patienten, und in dem gezeigten Beispiel werden zehn Wiederholungen des Segments S1 über den Herzzyklus erfasst, beginnend mit einem voreingestellten Zeitintervall nach dem EKG-Triggersignal 200. Jede Wiederholung des Segments S1 ist eine identische Abtastung eines Abschnitts des k-Raums von dem gleichen Schnittort durch das Herz. Der alleinige Unterschied besteht darin, dass jedes Wiederholsegment S1 zu einer unterschiedlichen Phase des Herzzyklus erfasst wird.
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Jedes Segment besteht aus vier Echoplanarbildaufnahmen 204 (EPI1 bis EPI4). Wie es vorstehend unter Bezugnahme auf 2 beschrieben ist, werden bei jeder EPI-Aufnahme (EPI1 bis EPI4) vier NMR-Signale 253 bei vier verschiedenen Phasenkodierungen zur Abtastung von vier verschiedenen Ansichten (V1 bis V4) des k-Raums erfasst. Die vier Ansichten sind bei jeder EPI-Aufnahme 204 derart verschieden, dass im ganzen 16 unterschiedliche Ansichten während jedes Segments 202 erfasst werden.
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Die Erfassung wird über acht aufeinanderfolgende Herzzyklen fortgesetzt. Nach jedem Herzzyklus werden die durch jedes Segment
202 erfassten bestimmten Ansichten derart geändert, dass im ganzen 128 unterschiedliche Ansichten nach acht Herzschlägen erfasst sind. Dann kann ein 128-mal-128-Bildelementbild zur Veranschaulichung des Herzens bei zehn unterschiedlichen Phasen seines Herzzylus rekonstruiert werden. Durch Interpolation, wie es in der
US 5 377 680 A beschrieben ist, kann die Anzahl von Rahmen- bzw. Einzelbildern auf 20 verdoppelt werden. Üblicherweise wird der Vorgang 12 bis 15 mal an verschiedenen Schnittorten durch das Herz zur Ausbildung ausreichender Informationen für eine Analyse der Herzfunktion wiederholt.
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Ein Merkmal der Erfindung ist die Reihenfolge, mit der die Phasenkodieransichten während der Abtastung erfasst werden. Insbesondere wird der k-Raum in verschachtelter anstelle sequentieller Art und Weise abgetastet. Dies wird durch eine Phasenkodierung jedes NMR-Echosignals
253 zur Abtastung von ky-Linien an über den k-Raum verteilten Orten während jeder Aufnahme erreicht. Die bevorzugte verschachtelte Abtastung für die Vier-Echo-Aufnahme(-Shot) ist in Tabelle 1 gezeigt. TABELLE 1
| SEGMENT | SHOT | ky-Linie für Echo 1 (V1) | ky-Linie für Echo 2 (V2) | ky-Linie für Echo 3 (V3) | ky-Linie für Echo 4 (V4) |
| S1 | 1 | 1 | 19 | 37 | 55 |
| S1 | 2 | 2 | 20 | 38 | 56 |
| S1 | 3 | 3 | 21 | 39 | 57 |
| S1 | 4 | 4 | 22 | 40 | 58 |
| S2 | 5 | 5 | 23 | 41 | 59 |
| S2 | 6 | 6 | 24 | 42 | 60 |
| S2 | 7 | 7 | 25 | 43 | 61 |
| S2 | 8 | 8 | 26 | 44 | 62 |
| S3 | 9 | 9 | 27 | 45 | 63 |
| S3 | 10 | 10 | 28 | 46 | 64 |
| S3 | 11 | 11 | 29 | 47 | 65 |
| S3 | 12 | 12 | 30 | 48 | 66 |
| S4 | 13 | 13 | 31 | 49 | 67 |
| S4 | 14 | 14 | 32 | 50 | 68 |
| S4 | 15 | 15 | 33 | 51 | 69 |
| S4 | 16 | 16 | 34 | 52 | 70 |
| S5 | 17 | 17 | 35 | 53 | 71 |
| S5 | 18 | 18 | 36 | 54 | 72 |
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Eine von unten nach oben verschachtelte Phasenkodierreihenfolge ist mit 72 ky-Linien gezeigt, die während der Abtastung abgetastet werden. Der Fuß des k-Raums wird unter Verwendung der Zahl 1 für die unterste Zeile und der Zahl 72 für die oberste Zeile numeriert. Die während jeder Aufnahme erfaßten Abtastlinien sind gleichmäßig über den k-Raum verteilt, während die Abtastung zwischen aufeinanderfolgenden Aufnahmen und zwischen aufeinanderfolgenden Segmenten sequentiell ist.
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Vorstehend sind ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Rekonstruktion von Mehrphasen-MR-Bildern beschrieben, die den gesamten Herzzyklus genau darstellen. Eine segmentierte Echo-Planar-Abbildungs-(EPI-)Impulsfolge wird zur Erfassung von Daten fortlaufend während jedes Herzzyklus verwendet. Bilder werden retrospektiv durch Auswahl von Ansichten aus jedem Herzschlag beruhend auf der Herzphase rekonstruiert.
