DE4307150A1 - Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens - Google Patents
Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des VerfahrensInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Ab
bildung eines Untersuchungsbereichs, bei dem wiederholt ein Satz von Roh
daten gemessen wird, wobei aus jedem Satz ein Bild des Untersuchungs
bereichs rekonstruierbar ist und wobei die Rohdaten eines Satzes mit unter
schiedlichen Meßparametern aufgenommen werden und verschiedene Sätze mit
den gleichen Meßparametern aufgenommene Rohdaten enthalten.
Ein derartiges Verfahren ist im Bereich der Röntgen-Computertomographie
(CT) aus der DE-A 37 32 616 bekannt. Meßparameter sind in diesem Fall
einerseits die Position des Röntgenstrahlers in bezug auf den Untersuchungs
bereich und andererseits die Richtung des von dieser Position ausgehenden
Strahlenpfades, längs dessen die Absorption der Röntgenstrahlung mittels eines
in einer Detektoranordnung enthaltenen Detektorelementes gemessen wurde.
Bei dem bekannten Verfahren wird eine Vielzahl von Rohdaten-Sätzen ge
messen, und aus jedem dieser Datensätze wird ein Computer-Tomogramm
rekonstruiert. Wenn der Benutzer darin eine bestimmte Linie vorgibt, werden
in sämtlichen Computer-Tomogrammen die auf dieser Linie befindlichen Pixel
herausgegriffen, und es wird daraus ein zeitserielles Bild erzeugt.
Die Erfindung ist außer im CT-Bereich insbesondere im MR-Bereich anwend
bar. Meßparameter bei den bekannten MR-Verfahren sind Größe und/oder
Richtung der magnetischen Gradientenfelder, die von der Anregung der Kern
magnetisierung in dem Untersuchungsbereich durch einen oder mehrere Hoch
frequenzimpulse bis zur Erfassung des MR-Signals auf den Untersuchungs
bereich einwirken bzw. eingewirkt haben.
Den MR- und den CT-Verfahren ist gemeinsam, daß sie nur ein begrenztes
zeitliches Auflösungsvermögen haben. Das zeitliche Auflösungsvermögen ist
dabei durch die Meßzeit bestimmt, innerhalb der der für ein MR- bzw. CT-
Bild erforderliche Satz von Rohdaten erfaßt werden kann. Dynamische Vor
gänge im Untersuchungsbereich, die sich in einem Zeitraum abspielen, der
kleiner ist als die Meßzeit, können zwar auch noch ein MR- oder CT-Bild
beeinflussen, doch ist es mit dem bekannten Verfahren nicht möglich, an
zugeben, wann innerhalb der Meßzeit diese Vorgänge aufgetreten sind.
Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren mit verbes
serter zeitlicher Auflösung anzugeben sowie eine für die Durchführung dieses
Verfahrens geeignete Anordnung.
Ausgehend von einem Verfahren der eingangs genannten Art wird diese
Aufgabe dadurch gelöst, daß zur Erzeugung eines den Untersuchungsbereich
in einem auswählbaren Zeitpunkt darstellenden Bildes aus wenigstens zwei
Sätzen von Rohdaten ein Satz von Hilfsdaten gebildet wird, daß die Hilfs
daten durch Interpolation aus den mit jeweils gleichen Meßparametern, jedoch
zu unterschiedlichen Meßzeitpunkten ermittelten Rohdaten abgeleitet werden,
daß das Gewicht, mit dem die Rohdaten in die Interpolation eingehen, umso
größer ist, je kleiner der zeitliche Abstand zwischen dem zugehörigen Meßzeit
punkt und dem auswählbaren Zeitpunkt ist, und daß das Bild des Unter
suchungsbereichs aus dem Satz von Hilfsdaten rekonstruiert wird.
Bei der Erfindung wurden die Bilder des Untersuchungsbereichs, also nicht -
wie sonst allgemein üblich - unmittelbar aus den Rohdaten rekonstruiert,
sondern aus den Hilfsdaten, die aus den Rohdaten durch eine Interpolation
abgeleitet werden. In diese Interpolation gehen die Meßzeitpunkte der Roh
daten sowie diejenige auswählbare Zeitpunkt ein, für den ein Bild des Unter
suchungsbereichs rekonstruiert werden soll. Es läßt sich zeigen, daß das zeit
liche Auflösungsvermögen dabei besser sein kann als der für die Erfassung
eines Satzes von Rohdaten erforderlichen Meßzeit entspricht.
Es sei an dieser Stelle darauf hingewiesen, daß aus der US-PS 4,710,717 ein
MR-Verfahren zur Abbildung von periodisch pulsierenden Objekten, insbeson
dere dem menschlichen Herzen bekannt ist, bei dem mehrere Sätze von
Rohdaten gemessen werden, wobei den Rohdaten mittels eines EKG-Signals
die zeitliche Lage in bezug auf den Herzzyklus zugeordnet wird, während
dessen sie erfaßt werden. Die Sätze von Rohdaten werden allerdings nicht
zeitlich nacheinander gemessen, sondern quasi gleichzeitig, indem bei jedem
Herzzyklus mehrere MR-Sequenzen mit jeweils identischen magnetischen
Gradientenfeldern auf den Untersuchungsbereich einwirken. Von Herzzyklus
zu Herzzyklus werden die Phasenkodierungsgradienten geändert, so daß nach
einer vom räumlichen Auflösungsvermögen abhängigen Zahl von Herzzyklen
die Erfassung der Rohdatensätze komplettiert ist. Zur Rekonstruktion des
Untersuchungsbereichs in einer bestimmten Phase des Herzzyklus werden die
Rohdaten herangezogen, die in den einzelnen Herzzyklen während dieser
Phase gemessen wurden. Wenn in einem Herzzyklus während der betreffenden
Phase gerade keine Rohdaten angefallen sind, dann werden die gewünschten
Rohdaten aus den Rohdaten derjenigen Sequenzen errechnet, die in dem
betreffenden Herzzyklus vor und unmittelbar nach der gewünschten Phase
gemessen wurden.
Das mit Hilfe dieser Daten rekonstruierte MR-Bild enthält somit Daten aus
jedem Herzzyklus, so daß eine verbesserte zeitliche Auflösung nicht möglich
ist. Daß einzelne Phasen der Herzaktion mit relativ geringer Bewegungs
unschärfe abgebildet werden können, basiert darauf, daß sich die Kernmagne
tisierungsverteilung im Untersuchungsbereich periodisch wiederholt. Ist dies
nicht der Fall, wie beispielsweise bei einer Kontrastmitteluntersuchung (in der
Phase, in der das Kontrastmittel in den Untersuchungsbereich hineinströmt),
dann versagt das bekannte Verfahren. - Ähnliches gilt für das aus der EP-A
257 922 bekannte CT-Verfahren.
Die Vorteile der Erfindung kommen dadurch voll zum Tragen, daß mehrere
Sätze von Hilfsdaten erzeugt werden, die den Untersuchungsbereich zu unter
schiedlichen - vorzugsweise äquidistanten - Zeitpunkten darstellen, und daß die
daraus rekonstruierten Bilder als Folge von Bildern wiedergegeben wird,
insbesondere, wenn die zeitlichen Abstände zwischen den Zeitpunkten klein
sind im Vergleich zu dem für Akquisition eines Satzes von Rohdaten erforder
lichen Meßzeitraum.
Grundsätzlich kann die Erfindung mit jedem der bekannten MR-Verfahren
ausgefährt werden, das eine genügend schnelle Akquisition eines Satzes von
Rohdaten erlaubt. Eine bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung sieht jedoch
vor, daß der Untersuchungsbereich durch ein MR-Verfahren abgebildet wird,
bei dem ein homogenes stationäres Magnetfeld auf einen Untersuchungs
bereich einwirkt, daß zur Erzeugung eines ersten Satzes von Rohdaten
zunächst eine erste Sequenz mit wenigstens einem Hochfrequenzimpuls auf
den Untersuchungsbereich einwirkt, daß das dabei erzeugte MR-Signal in
Anwesenheit eines magnetischen Gradientenfeldes mit in einer ersten Richtung
verlaufendem Gradienten ausgelesen wird, daß der ersten Sequenz weitere
gleichartige Sequenzen folgen, wobei von Sequenz zu Sequenz die Richtung
des Gradienten variiert wird, bis alle Richtungen durchlaufen sind, daß ein
erster Satz von Rohdaten durch eindimensionale Fouriertransformation über
die bei diesen Sequenzen gewonnenen MR-Signal erzeugt wird und daß zum
Erhalt wenigstens eines weiteren Satzes von Rohdaten die Sequenzenfolge
wenigstens einmal wiederholt wird.
Das dieser Ausgestaltung zugrundeliegende, unter der Bezeichnung
"Projektions-Rekonstruktionsmethode" bekannte MR-Verfahren hat die Eigen
schaft, daß jede Sequenz Informationen über alle Raumfrequenzkomponenten
des Untersuchungsbereichs liefert - im Gegensatz beispielsweise zum 2-DF-
Verfahren, bei dem nur die Sequenz Informationen über die Tiefenraum
frequenzkomponenten liefert, bei der der Phasenkodierungsgradient den Wert
Null hat.
Eine MR-Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist
vorgesehen mit
- - einem Magneten zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnet feldes,
- - einer Gradientenspulenanordnung zur Erzeugung eines magnetischen Gradientenfeldes, dessen Gradient nach Größe und/oder Richtung veränderbar ist,
- - wenigstens einer Hochfrequenzspulenanordnung zur Erzeugung von Hochfrequenzimpulsen bzw. zum Empfangen von MR-Signalen,
- - Mitteln zum Erzeugen von Rohdaten aus den MR-Signalen,
- - einer Steuereinheit zum Steuern der vorgenannten Mittel und Spulen anordnungen, derart, daß mehrere Sätze von Rohdaten gebildet werden,
- - einer Interpolationseinheit zur Erzeugung von wenigstens einem Satz von Hilfsdaten aus jeweils zwei oder mehreren Sätzen von Rohdaten und
- - einer Rekonstruktionseinneit zum Rekonstruieren eines MR-Bildes des Untersuchungsbereichs aus einem Satz von Hilfsdaten.
Ein Röntgencomputertomograph zur Durchführung des erfindungsgemäßen
Verfahrens müßte ebenfalls eine Interpolationseinheit zur Erzeugung von
Hilfsdaten aufweisen, und in der Lage sein, aus den Hilfsdaten ein Computer
tomogramm zu rekonstruieren; im übrigen könnte ein solcher Computer
tomograph den üblichen Aufbau haben.
Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es
zeigen:
Fig. 1 ein Gerät zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens,
Fig. 2 den zeitlichen Verlauf einer Sequenz, mit der sich MR-Rohdaten für
dieses Verfahren besonders günstig erfassen lassen,
Fig. 3 die bei dieser Sequenz gewonnenen Rohdaten in bezug auf den Unter
suchungsbereich,
Fig. 4 den zeitlichen Ablauf des Untersuchungsverfahrens und
Fig. 5 ein Prinzipschaltbild der Anordnung nach Fig. 1.
Das in Fig. 1 dargestellte Gerät ist ein MR-Gerät mit einer aus vier Spulen 1
bestehenden Anordnung zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnet
feldes, das in der Größenordnung von einigen Zehntel Tesla bis einigen Tesla
liegen kann. Die zur z-Achse konzentrisch angeordneten Spulen 1 können auf
einer Kugelfläche 2 angeordnet sein. Im Innern dieser Spule befindet sich der
zu untersuchende Patient 10 auf einer Tischplatte 4.
Zur Erzeugung eines in z-Richtung verlaufenden und sich in dieser Richtung
linear ändernden Magnetfeldes (das im folgenden auch als Gradientenfeld
bezeichnet wird) sind vier Spulen 3 auf der Kugeloberfläche 2 angeordnet.
Weiterhin sind vier Spulen 7 vorgesehen, die ein ebenfalls in z-Richtung
verlaufendes magnetisches Gradientenfeld erzeugen, dessen Gradient jedoch in
x-Richtung (vertikal) verläuft. Ein in z-Richtung verlaufendes magnetisches
Gradientenfeld mit einem Gradienten in y-Richtung (senkrecht zur Zeichen
ebene der Fig. 1) wird von vier Spulen 5 erzeugt, die mit den Spulen 7
identisch sein können, die jedoch diesen gegenüber um 90° räumlich versetzt
angeordnet sind. Von diesen vier Spulen sind in Fig. 1 nur zwei dargestellt.
Da jede der drei Spulenanordnungen 3, 5 und 7 zur Erzeugung der magne
tischen Gradientenfelder symmetrisch zur Kugeloberfläche angeordnet ist, ist
die Feldstärke im Kugelzentrum nur durch das stationäre homogene Magnet
feld der Spule 1 bestimmt.
Weiterhin ist eine Hochfrequenzspule 11 vorgesehen, die ein im wesentlichen
homogenes und senkrecht zur Richtung des stationären homogenen Magnet
feldes (d. h. senkrecht zur z-Richtung) verlaufendes hochfrequentes Magnetfeld
erzeugt. Der Hochfrequenzspule wird während jedes Hochfrequenzimpulses ein
hochfrequenter modulierter Strom von einem Hochfrequenzgenerator zuge
fährt. Die Hochfrequenzspule 11 kann ebenfalls zum Empfangen der im
Untersuchungsbereich erzeugten Kernresonanzsignale eingesetzt werden. Es ist
jedoch auch möglich, dafür eine gesonderte, in Fig. 1 nicht näher dargestellte
Hochfrequenzempfangsspule zu verwenden.
Fig. 2 zeigt die zeitliche Lage verschiedener Signale bei zwei aufeinander
folgenden Sequenzen, die für die Durchführung des erfindungsgemäßen
Verfahrens besonders geeignet sind. In der ersten Zeile ist ein Hochfrequenz
impuls dargestellt, der in Verbindung mit einem magnetischen Gradientenfeld
Gz (zweite Zeile) als schichtselektiver Hochfrequenzimpuls wirksam ist. Durch
diesen Hochfrequenzimpuls wird die Kernmagnetisierung in einer zur z-Achse
senkrechten Schicht um einen geringen Flipwinkel (z. B. 50) aus ihrer Ruhelage
gekippt. Danach wirken zwei magnetische Gradientenfelder Gx und Gy gleich
zeitig auf den Untersuchungsbereich ein, wobei beide Felder zu einem be
stimmten Zeitpunkt die Richtung ihres Gradienten umkehren (dritte und
vierte Zeile). Der zeitliche Verlauf ist dabei so gewählt, daß das zeitliche
Integral über den Gradienten bis zur Polaritätsumkehr halb so groß ist, wie
das zeitliche Integral von der Polaritätsumkehr bis zum Abschalten des magne
tischen Gradientenfeldes. Grundsätzlich kann aber auch der vor der Polaritäts
umkehr befindliche Teil des magnetischen Gradientenfeldes entfallen, so daß
für die x- und y-Richtung gleichzeitig je ein im wesentlichen konstantes
magnetisches Gradientenfeld auf den Untersuchungsbereich einwirkt.
Während dieses konstanten magnetischen Gradientenfeldes werden die im
Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale verstärkt, in das Basisband trans
poniert und digitalisiert (fünfte Zeile von Fig. 2). Die Zahl der Abtastwerte,
die dabei gewonnen werden, hängt vom gewünschten Auflösungsvermögen ab
sowie von der Größe des Untersuchungsbereichs und beträgt z. B. 128 oder
256. Die Sequenz wird vielfach wiederholt, z. B. ebenfalls 128 oder 256 Mal,
wobei von Sequenz zu Sequenz die Größe der Gradienten Gx und Gy gegen
sinnig zueinander geändert wird, so daß die Summe der Quadrate dieser
Gradienten konstant bleibt. Das hat zur Folge, daß das aus der Überlagerung
der magnetischen Gradientenfelder Gx und Gy resultierende magnetische Feld
seine Richtung in der z-Ebene ändert, wobei der Betrag seines Gradienten
konstant bleibt. Auf diese Weise wird die Richtung des aus der Überlagerung
von Gx und Gy entstehenden Gradientenfeldes von Sequenz zu Sequenz
geändert, bis ein Winkelbereich von wenigstens 180° durchlaufen ist (man
kann das Verfahren auch so durchführen, daß erst nach Durchlaufen eines
Winkelbereiches von 360° ein vollständiger Satz von Rohdaten erhalten wird).
Die sogenannte Repetitionszeit (das ist der Zeitraum zwischen den beiden
Hochfrequenzimpulsen) kann beispielsweise dabei 20 ms betragen, so daß die
Zeit für die Akquisition der für ein Bild erforderlichen MR-Signale rund 5
Sekunden beträgt, wenn der Winkel von 180° bzw. 360° mit 256 Sequenzen
erfaßt wird.
Die digitalisierten MR-Signale werden einer eindimensionalen Fouriertrans
formation unterzogen, wonach soviel transformierte Werte zur Verfügung
stehen, wie vorher Abtastwerte vorhanden sind. Aus diesen transformierten
Werten läßt sich ein Bild des Untersuchungsbereiches durch eine sogenannte
gefilterte Rückprojektion rekonstruieren. - Das beschriebene MR-Verfahren
mit Einschluß der Rekonstruktionsschritte ist dem Fachmann allgemein als
sogenannte Projektions-Rekonstruktionsmethode bekannt.
In Fig. 3 ist die durch die Sequenzen angeregte Schicht mit 100 bezeichnet
und die Richtung, die das magnetische Gradientenfeld in dieser Schicht bei
spielsweise bei der ersten Sequenz hat, ist durch den Pfeil w angedeutet.
Unterhalb des Untersuchungsbereichs ist die Kurve R eingezeichnet, die das
Frequenzspektrum des in einer Sequenz aufgenommenen MR-Signals darstellt.
Dieses Frequenzspektrum ergibt sich bei der eindimensionalen Fouriertrans
formation des MR-Signals. Wenn man sich in Erinnerung ruft, daß bei dem
Projektions-Rekonstruktionsverfahren die Frequenz der Kernspins sich linear
mit dem Ort längs der Geraden w ändert, ergibt sich daraus, daß die
Amplitude des Frequenzspektrums R die Projektion der Kernmagnetisierung
auf die Gerade w, d. h. das Linienintegral der Kernmagnetisierungsdichte über
einen zur Geraden w senkrechten Pfad innerhalb der Schicht, für einen be
stimmten Ort darstellt. Somit ergibt sich diese Projektion für jeden Ort auf
der Geraden w aus der Kurve R, wie durch die gestrichelte Gerade 102 für
einen bestimmten Ort angedeutet ist.
Unter der Kurve R ist noch eine weitere Kurve dargestellt, die ebenfalls die
Projektion der Kernmagnetisierung auf die Gerade w im Untersuchungsbereich
darstellt - jedoch zu einem späteren Zeitpunkt, worauf in den Erläuterungen
zu Fig. 4 noch näher eingegangen wird. Fig. 4 zeigt im obersten Diagramm
die zeitliche Abfolge bei der Erfassung mehrerer Sätze von Rohdaten, wobei
als Ordinate die Gradientenrichtung und als Abszisse die Zeit aufgetragen ist.
Jeder Punkt in diesem Diagramm entspricht der Erfassung eines MR-Signales.
An sich wird das MR-Signal während eines endlichen Zeitraums erfaßt - vergl.
Fig. 2, fünfte Zeile; da die Dauer dieses Zeitraums jedoch vernachlässigbar
klein gegenüber der Zeit ist, die für die Erfassung eines ganzen Satzes von
Rohdaten erforderlich ist, wird im folgenden davon ausgegangen, daß die bei
der Erfassung eines einzigen MR-Signals aufgenommenen MR-Daten alle zum
gleichen Zeitpunkt aufgenommen worden sind, der durch einen Punkt in dem
Diagramm symbolisiert ist. Der zeitliche Abstand zwischen zwei aufein
anderfolgenden Punkten entspricht daher der Repetitionszeit der in Fig. 2
dargestellten Sequenz.
Wie das Diagramm zeigt, wird der gesamte Winkelbereich ϕ (von 0° bis 360°)
gleichmäßig durch die aufeinanderfolgenden Sequenzen erfaßt. Nachdem auf
diese Weise ein erster Satz von Rohdaten erfaßt worden ist, schließt sich
unmittelbar ein weiterer Meßzeitraum an, in dem ein zweiter Satz von
Rohdaten erfaßt wird, dem ein dritter Satz folgt usw. Gemäß dem Diagramm
werden die Rohdaten eines Satzes mit (stufenweise) zunehmender Richtung
des Gradienten durchlaufen; jedoch ist innerhalb eines Meßzeitraums jede
beliebige andere Reihenfolge möglich, wobei diese Reihenfolge in dem zweiten
und dritten Meßzeitraum aber beibehalten werden sollte.
Bei den bisher bekannten Projektions-Rekonstruktions-Verfahren werden
Bilder des Untersuchungsbereiches jeweils aus den während eines einzigen
Meßzeitraums gemessenen Rohdaten rekonstruiert. Bei der Erfindung wird
demgegenüber zunächst ein Zeitpunkt ausgewählt, für den ein Bild des Unter
suchungsbereichs rekonstruiert werden soll. Für diesen Zeitpunkt - z. B. to -
werden Hilfsdaten durch Interpolation aus denjenigen Rohdaten (wenigstens)
zweier Sätze von Rohdaten ermittelt, die jeweils dem gleichen Meßparameter
zugeordnet sind, d. h. (bei der Projektions-Rekonstruktions-Sequenz) der
gleichen Richtung ϕ des Gradienten. Für die Richtung ϕk beispielsweise
errechnen sich die Hilfsdaten aus den zu den Zeitpunkten T1 und T2 ermit
telten Rohdaten nach der Formel
H (ϕk, t0) = gk · R (ϕk, T1) + (1 - gk)· R (ϕk, T2) (1)
Dabei steht H (ϕk, to) für die Hilfsdaten bei dem Meßparameter ϕk und dem ausgewählten Zeitpunkt t0, während R (ϕk, T1) und R (ϕk, T2) für die Rohdaten mit demselben Meßparameter ϕk und den Meßzeitpunkten T1 und T2 stehen. gk ist ein dem Meßparameter ϕk zugeordneter Interpolationsfaktor, der umso größer ist, je geringer der Betrag der Differenz T1 - t0 ist. Im einfachsten Fall gilt für gk eine lineare Abhängigkeit entsprechend der Gleichung
gk = (T2 - t0) / (T2 - T1) (2)
Nach diesen Beziehungen können Hilfsdaten für alle anderen Meßparameter ermittelt werden, wobei in Gleichung (1) lediglich ϕk durch den jeweiligen Meßparameter ϕ zu ersetzen ist. Wenn dieser Wert ϕ in dem Meßzeitraum, in dem t0 liegt (hier also im zweiten Meßzeitraum), vor dem Zeitpunkt t0 gegeben war (wie z. B. ϕk), dann müssen zur Interpolation die Rohdaten des betreffenden und des nachfolgenden Satzes von Rohdaten herangezogen werden. Wenn dagegen der Wert ϕ erst nach t0 gegeben war (wie z. B. ϕm), dann müssen die Rohdaten des betreffenden und des vorangehenden Satzes von Rohdaten zur Interpolation herangezogen werden. Am Ende enthält der Hilfsdatensatz für den vorgegebenen Zeitpunkt t0 genauso viele HiIfsdaten wie in einem Meßzeitraum Rohdaten erfaßt werden.
H (ϕk, t0) = gk · R (ϕk, T1) + (1 - gk)· R (ϕk, T2) (1)
Dabei steht H (ϕk, to) für die Hilfsdaten bei dem Meßparameter ϕk und dem ausgewählten Zeitpunkt t0, während R (ϕk, T1) und R (ϕk, T2) für die Rohdaten mit demselben Meßparameter ϕk und den Meßzeitpunkten T1 und T2 stehen. gk ist ein dem Meßparameter ϕk zugeordneter Interpolationsfaktor, der umso größer ist, je geringer der Betrag der Differenz T1 - t0 ist. Im einfachsten Fall gilt für gk eine lineare Abhängigkeit entsprechend der Gleichung
gk = (T2 - t0) / (T2 - T1) (2)
Nach diesen Beziehungen können Hilfsdaten für alle anderen Meßparameter ermittelt werden, wobei in Gleichung (1) lediglich ϕk durch den jeweiligen Meßparameter ϕ zu ersetzen ist. Wenn dieser Wert ϕ in dem Meßzeitraum, in dem t0 liegt (hier also im zweiten Meßzeitraum), vor dem Zeitpunkt t0 gegeben war (wie z. B. ϕk), dann müssen zur Interpolation die Rohdaten des betreffenden und des nachfolgenden Satzes von Rohdaten herangezogen werden. Wenn dagegen der Wert ϕ erst nach t0 gegeben war (wie z. B. ϕm), dann müssen die Rohdaten des betreffenden und des vorangehenden Satzes von Rohdaten zur Interpolation herangezogen werden. Am Ende enthält der Hilfsdatensatz für den vorgegebenen Zeitpunkt t0 genauso viele HiIfsdaten wie in einem Meßzeitraum Rohdaten erfaßt werden.
Wie Fig. 3 zeigt, werden im Zeitpunkt (T1 oder T2) nicht nur ein einziger
Wert, sondern eine Anzahl von Rohdaten erfaßt, beispielsweise 128 oder 256.
Um also die Werte gemäß Gleichung (1) und (2) zu berechnen, muß jeder
Wert in der Kurve R für den Zeitpunkt t = T1 mit dem entsprechenden (d. h.
dem gleichen Ort zugeordneten) Wert in der Kurve t = T2 interpoliert
werden, so daß daraus ein Unter-Satz von Hilfsdaten ermittelt wird. Für diese
Interpolationen gilt jeweils derselbe Interpolationsfaktor. Je dichter der Zeit
punkt t0 dabei an der Zeit T1 liegt, desto mehr entspricht der Verlauf der so
ermittelten Hilfsdaten der Kurve R für t = T1 und umgekehrt.
Wie bereits erwähnt wurde, kann man bei dem aus Fig. 2 ersichtlichen zeit
lichen Verlauf der Sequenzen für das Projektions-Rekonstruktionsverfahren
auch dann ein Bild des Untersuchungsbereiches rekonstruieren, wenn man nur
einen Winkelbereich von 0 bis 180° erfaßt. In diesem Fall kann in jedem der
Meßzeiträume die Gradientenrichtung ϕ einen Winkelbereich von 0 bis 180°
durchlaufen. Es ist aber auch möglich, im zweiten Meßzeitraum einen Winkel
bereich zwischen 180 bis 360° und im dritten Meßzeitraum wieder von 0 bis
180° durchlaufen zu lassen usw. In diesem Fall gibt es zwar in keinem von
zwei aufeinanderfolgend gemessenen Sätzen von Rohdaten solche, die mit
derselben Gradientenrichtung gemessen wurden, jedoch gibt es welche, bei
denen sich die Gradientenrichtung genau um 180° unterscheidet. In diesem
Fall ändert sich die Frequenz des MR-Signals im Untersuchungsbereich als
Funktion des Ortes genau in der umgekehrten Weise, so daß man bei der
Interpolation den ersten Wert der einen Kurve und den letzten Wert der
anderen Kurve heranziehen muß und für den zweiten Wert der einen Kurve
den vorletzten Wert der anderen Kurve usw. Die Angabe "gleiche Meßpara
meter" im Hauptanspruch muß also in diesem Sinne weit ausgelegt werden.
Anhand des zweiten bis vierten Diagramms in Fig. 4 soll nachfolgend gezeigt
werden, wie das zeitliche Auflösungsvermögen durch die Sequenz beeinflußt
wird.
Im zweiten Diagramm von Fig. 4 ist die Zahl der Kerne, die von den mit der
Hochfrequenzsendespule 11 erzeugten Hochfrequenzimpulsen beeinflußt
werden können, als Funktion der Zeit t aufgetragen. Weiter ist dabei an
genommen, daß die Kerne gleichmäßig über den gesamten Untersuchungs
bereich verteilt sind. Weiterhin ist angenommen, daß während der Erfassung
des zweiten Rohdatensatzes (symmetrisch zum Zeitpunkt t0) die bis dahin
konstante Zahl von Kernen sprungartig erhöht wird (beispielsweise durch
Einführung eines MR-Kontrastmittels in den Untersuchungsbereich) und daß
die Zahl Kerne danach wieder auf ihren ursprünglichen Wert zurückspringt.
Wenn man aus den in den drei Meßzyklen gewonnenen Rohdaten je ein MR-
Bild rekonstruiert und diese drei Bilder zeitlich den zugehörigen Meßzeit
räumen zuordnet, dann ergibt sich der im dritten Diagramm von Fig. 4 darge
stellte zeitliche Verlauf der Intensität bzw. Helligkeit in den einzelnen Bildern.
Das erste und das dritte Bild sind dabei von dem Sprung zur Zeit
t = t0 völlig unbeeinflußt, während im zweiten Bild die Helligkeit ansteigt. Da
der Sprung nur während eines Zeitintervalls auftritt, das deutlich kleiner ist
als der zweite Meßzeitraum, ist der Helligkeitssprung im dritten Diagramm im
Verhältnis zur Helligkeit davor und danach nicht so ausgeprägt wie im zweiten
Diagramm.
Wenn man statt dessen nach dem erfindungsgemäßen Verfahren Sätze von
Hilfsdaten für eine Reihe von Zeitpunkten innerhalb der Meßzeitraume
(beispielsweise jeweils vier Zeitpunkte pro Meßzeitraum) ermittelt und aus
diesen Hilfsdaten je ein MR-Bild rekonstruiert, ergibt sich in diesen Bildern
(die dann auch nur jeweils für ¼ eines Meßzeitraums gelten) der im vierten
Diagramm von Fig. 4 dargestellte zeitliche Verlauf der Intensität bzw. der
Helligkeit. Man erkennt, daß auch hierbei der Intensitätssprung in dem für
den Zeitpunkt t = t0 rekonstruierten Bild nicht so ausgeprägt ist wie der
Kontrastmittelsprung gemäß dem zweiten Diagramm. Man erkennt aber auch,
daß die Intensität in den benachbarten Bildern stufenweise abnimmt bis auf
den stationären Wert (d. h. der relativ kurze Sprung im zweiten Diagramm
wird auch bei der Erfindung zeitlich stark verschliffen), jedoch kann man am
vierten Diagramm gut erkennen, wann der Kontrastsprung aufgetreten ist, weil
das für den Zeitpunkt t = t0 rekonstruierte MR-Bild die größte Intensität
zeigt. Hingegen kann man an den unmittelbar aus den Rohdaten erzeugten
Bildern nicht erkennen, wann innerhalb des zweiten Meßzeitraums der Kon
trastmittelsprung aufgetreten ist und wie lange er gedauert hat.
Es wäre nun zwar möglich, den unmittelbar aus den Rohdaten rekonstruierten
Bildern ebenfalls einen Zeitpunkt zuzuordnen - beispielsweise die Mitte des
zugehörigen Meßzeitraums - und aus diesen Bildern analog zum erfindungs
gemäßen Verfahren Zwischenbilder zu rekonstruieren, doch würde sich bei
diesen Zwischenbildern das Intensitätsmaximum immer bei denjenigen Bildern
ergeben, die der Mitte des zweiten Meßzeitraums zugeordnet sind - unab
hängig von der zeitlichen Lage des Kontrastmittelsprungs (zweites Diagramm)
in bezug auf den zweiten Meßzeitraum.
Daß die zeitliche Lage des Kontrastmittelsprungs mit Hilfe solcher Zwischen
bilder nicht besser zu rekonstruieren ist, liegt daran, daß bei der Rekon
struktion eines Bildes die in den Rohdaten noch vorhandene Information über
den Zeitpunkt verlorengeht. Bei der Rekonstruktion wird nämlich für jeden
Bildpunkt des Bildes ein Wert rekonstruiert, zu dem eine Vielzahl von
Rohdaten beiträgt, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten gemessen worden
sind. Deshalb kann man einem solchen Bildpunkt keinen Meßzeitpunkt zu
ordnen, der die zeitliche Lage genauer angibt als beispielsweise der die Mitte
des Meßzeitraums kennzeichnende Zeitpunkt.
Daraus wird deutlich, daß sich die verbesserte zeitliche Auflösung nur ergibt,
wenn die Hilfsdaten aus den Rohdaten ermittelt werden und nicht aus den
nach der Bildrekonstruktion erzeugten Bilddaten. Rohdaten in diesem Sinne
sind die in Fig. 3 dargestellten, durch eindimensionale Fouriertransformation
erzeugten Daten (Kurven R). Als Rohdaten können aber auch die den zeit
lichen Verlauf des MR-Signals wiedergebenden Digitalwerte benutzt werden,
aus denen die Kurven R durch eindimensionale Fouriertransformation ermit
telt werden. In diesem Fall müßte also der erste im Intervall um T1 erfaßte
Digitalwert mit dem ersten im Intervall um T2 erfaßten Digitalwert, der zweite
Digitalwert bei T1 mit dem zweiten Digitalwert bei T2 usw. interpoliert
werden.
Bei dem vorstehend erläuterten Verfahren werden zur Erzeugung der Hilfs
daten jeweils nur die Rohdaten aus zwei Sätzen herangezogen. Die Interpo
lation kann aber auch mit den Rohdaten aus drei oder mehr Rohdaten-
Sätzen erfolgen.
Aus den vorstehenden Erläuterungen ergibt sich für den Fachmann der in
Fig. 5 dargestellte Aufbau des für die Durchführung des erfindungsgemäßen
Verfahrens erforderlichen Signalverarbeitungsteils bei einem MR-Gerät gemäß
Fig. 1. Danach werden die empfangenen MR-Signale von einer Einheit 20
verstärkt und in das Basisband transponiert. Das so erhaltene analoge Signal
wird von einem Analog-Digital-Wandler 21 in eine Folge von Digitalwerten
umgesetzt. Der Analog-Digital-Wandler 21 wird von einer Steuereinheit 22 so
gesteuert, daß er nur während der Auslesephase (vgl. letzte Zeile von Fig. 2)
digitale Datenworte erzeugt. Dem Analog-Digital-Wandler 21 ist eine Fourier
transformationseinheit 22 nachgeschaltet, die eine eindimensionale Fourier
transformation über die durch die Digitalisierung eines MR-Signals ent
stehende Folge von Abtastwerten durchführt, und zwar so schnell, daß die
Fouriertransformation beendet ist, bevor das nächste MR-Signal empfangen
wird.
Die auf diese Weise durch Fouriertransformation erzeugten Rohdaten werden
in einen Speicher 23 geschrieben, dessen Speicherkapazität zur Aufnahme
mehrerer Sätze von Rohdaten ausreicht. Eine Interpolationseinheit 24 bildet
aus diesen Sätzen von Rohdaten in der angegebenen Weise Sätze von Hilfs
daten, die in einem Speicher 25 gespeichert werden, dessen Speicherkapazität
zur Aufnahme einer größeren Anzahl von Sätzen von Hilfsdaten ausreicht.
Diese Sätze von Hilfsdaten werden für verschiedene Zeitpunkt berechnet,
deren gegenseitiger Abstand vorzugsweise klein ist im Vergleich zu der für die
Aufnahme eines Satzes von Rohdaten erforderlichen Meßzeit. Aus den auf
diese Weise ermittelten Sätzen von Rohdaten werden mit einer Rekonstruk
tionseinheit 26, die in bekannter Weise eine gefilterte Rückprojektion durch
führt, MR-Bilder erzeugt, die den Untersuchungsbereich zu den vorgegebenen
Zeitpunkten darstellen. Die Folge dieser aus den Hilfsdaten erzeugten MR-
Bilder läßt die dynamischen Vorgänge im Untersuchungsbereich gut sichtbar
werden. - Wahlweise können mit dieser Rekonstruktionseinheit in der üblichen
Weise auch MR-Bilder unmittelbar aus den Rohdaten abgeleitet werden.
Die Einheiten 20 bis 26 werden von der Steuereinheit 19 gesteuert. Wie durch
die nach unten gerichteten Pfeile angedeutet, gibt diese auch den zeitlichen
Verlauf der Ströme in den Gradientenspulenanordnungen 3, 5 und 7 vor,
sowie die Mittenfrequenz, die Bandbreite und die Umhüllende der mit der
Hochfrequenzspule 11 erzeugten Hochfrequenzimpulse.
Die Speicher 23 und 25 können mit Hilfe eines einzigen Speichers mit
genügend großer Kapazität realisiert werden. Die Fouriertransformationseinheit
22, die Interpolationseinheit 24 und die Rekonstruktionseinheit 26 können
mittels eines geeigneten Datenprozessors realisiert werden.
Obwohl das in Fig. 2 und 3 dargestellte Projektions-Rekonstruktionsverfahren
für die Anwendungen in Verbindung mit der Erfindung besonders geeignet ist,
können auch andere MR-Verfahren benutzt werden, beispielsweise ein
2-DF-Verfahren oder ein 3-DF-Verfahren.
Die Erfindung kann auch bei einem Röntgen-Computertomographen benutzt
werden, vorzugsweise einem solchen, bei dem der Röntgenstrahler kontinu
ierlich mehrmals den Untersuchungsbereich umrunden kann. Die Rohdaten
werden dabei durch die von den verschiedenen Detektorelementen gemessenen
Absorptionswerte der von dem Röntgenstrahler in verschiedenen Positionen
emittierten Röntgenstrahlung gebildet. Aus diesen Rohdaten können Hilfs
daten in ähnlicher Weise gebildet werden, wie in Verbindung mit Fig. 4
erläutert. Aus diesen Hilfsdaten läßt sich ein zweidimensionales Bild der
Absorptionsverteilung im Untersuchungsbereich mittels der Einheit 26 rekon
struieren, die in diesem Falle ebenfalls eine gefilterte Rückprojektion durch
fährt.
Außer dynamischen Vorgängen wie Kontrastmittelinjektionen und dergl.
können auch vorzugsweise gleichmäßige nichtperiodische, vorzugsweise
gleichmäßige Bewegungen im Untersuchungsbereich mit dem Erfindung mit
verbesserter zeitlicher Auflösung wiedergegeben werden.
Claims (4)
1. Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Unter
suchungsbereichs, bei dem wiederholt ein Satz von Rohdaten gemessen
wird, wobei aus jedem Satz ein Bild des Untersuchungsbereichs
rekonstruierbar ist und wobei die Rohdaten eines Satzes mit
unterschiedlichen Meßparametern aufgenommen werden und verschiedene
Sätze mit den gleichen Meßparametern aufgenommene Rohdaten enthalten,
dadurch gekennzeichnet, daß zur Erzeugung eines den
Untersuchungsbereich in einem auswählbaren Zeitpunkt (t0) darstellenden
Bildes aus wenigstens zwei Sätzen von Rohdaten (R(ϕk, T1), R(ϕk,T2)) ein
Satz von Hilfsdaten (H(ϕk, t0)) gebildet wird, daß die Hilfsdaten durch
Interpolation aus den mit jeweils gleichen Meßparametern (ϕk), jedoch zu
unterschiedlichen Meßzeitpunkten (T1, T2) ermittelten Rohdaten abgeleitet
werden, daß das Gewicht (gk), mit dem die Rohdaten in die Interpolation
eingehen, umso größer ist, je kleiner der zeitliche Abstand zwischen dem
zugehörigen Meßzeitpunkt und dem auswählbaren Zeitpunkt ist, und daß
das Bild des Untersuchungsbereichs aus dem Satz von Hilfsdaten
rekonstruiert wird.
2. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet daß mehrere Sätze von Hilfsdaten erzeugt werden,
die den Untersuchungsbereich zu unterschiedlichen - vorzugsweise
äquidistanten Zeitpunkten darstellen, und daß die daraus rekonstruierten
Bilder als Folge von Bildern wiedergegeben wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet daß der Untersuchungsbereich durch ein MR-
Verfahren abgebildet wird, bei dem ein homogenes stationäres Magnetfeld
auf einen Untersuchungsbereich einwirkt, daß zur Erzeugung eines ersten
Satzes von Rohdaten zunächst eine erste Sequenz mit wenigstens einem
Hochfrequenzimpuls auf den Untersuchungsbereich einwirkt, daß das dabei
erzeugte MR-Signal in Anwesenheit eines magnetischen Gradientenfeldes
mit in einer ersten Richtung verlaufendem Gradienten ausgelesen wird, daß
der ersten Sequenz weitere gleichartige Sequenzen folgen, wobei von
Sequenz zu Sequenz die Richtung des Gradienten variiert wird, bis alle
Richtungen durchlaufen sind, daß ein erster Satz von Rohdaten durch
eindimensionale Fouriertransformation über die bei diesen Sequenzen
gewonnenen MR-Signal erzeugt wird und daß zum Erhalt wenigstens eines
weiteren Satzes von Rohdaten die Sequenzenfolge wenigstens einmal
wiederholt wird.
4. MR-Anordnung zur Durchführung des Verfahrens nach einem der
vorhergehenden Ansprüche mit
- - einem Magneten zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnetfeldes,
- - einer Gradientenspulenanordnung zur Erzeugung eines magnetischen Gradientenfeldes, dessen Gradient nach Größe und/oder Richtung veränderbar ist,
- - wenigstens einer Hochfrequenzspulenanordnung zur Erzeugung von Hochfrequenzimpulsen bzw. zum Empfangen von MR-Signalen,
- - Mitteln zum Erzeugen von Rohdaten aus den MR-Signalen,
- - einer Steuereinheit zum Steuern der vorgenannten Mittel und Spulenanordnungen, derart, daß mehrere Sätze von Rohdaten gebildet werden,
- - einer Interpolationseinheit zur Erzeugung von wenigstens einem Satz von Hilfsdaten aus jeweils zwei oder mehreren Sätzen von Rohdaten und
- - einer Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren eines MR-Bildes des Untersuchungsbereichs aus einem Satz von Hilfsdaten.
Priority Applications (5)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19934307150 DE4307150A1 (de) | 1993-03-06 | 1993-03-06 | Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
DE59406859T DE59406859D1 (de) | 1993-03-06 | 1994-03-02 | MR-Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
EP94200529A EP0615135B1 (de) | 1993-03-06 | 1994-03-02 | MR-Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
JP03385394A JP3423762B2 (ja) | 1993-03-06 | 1994-03-03 | 検査領域の二次元又は三次元画像化のためのmr方法および該方法を実施するための装置 |
US08/207,529 US5498961A (en) | 1993-03-06 | 1994-03-07 | MR method for two-dimensional or three-dimensional imaging of an examination zone, and apparatus for carrying out the method |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19934307150 DE4307150A1 (de) | 1993-03-06 | 1993-03-06 | Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4307150A1 true DE4307150A1 (de) | 1994-09-08 |
Family
ID=6482167
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19934307150 Withdrawn DE4307150A1 (de) | 1993-03-06 | 1993-03-06 | Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE4307150A1 (de) |
-
1993
- 1993-03-06 DE DE19934307150 patent/DE4307150A1/de not_active Withdrawn
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