DE69735748T2

DE69735748T2 - Digitale subtrahierungs-angiographie mittels magnetische resonanz mit unterdrückung von bildartefakten

Info

Publication number: DE69735748T2
Application number: DE69735748T
Authority: DE
Inventors: A. Charles Madison MISTRETTA; M. Thomas Madison GRIST; Richard Madison FRAYNE; Frank Madison KOROSEC
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1996-07-26
Filing date: 1997-02-03
Publication date: 2006-12-28
Anticipated expiration: 2017-02-04
Also published as: DE69735748D1; EP0852731A1; WO1998004928A1; JPH10512482A; US5881728A; EP0852731B1; JP3130320B2; AU2257497A

Description

Das Gebiet der Erfindung ist die Magnetresonanz-Angiographie („MRA") und insbesondere dynamische Studien des menschlichen Gefäßsystems unter Verwendung von Kontrastmitteln, die die NMR-Signale verstärken.
Diagnostische Studien des menschlichen Gefäßsystems besitzen zahlreiche medizinische Anwendungen. Röntgenbildgebungsverfahren, wie etwa digitale Subtraktionsangiographie („DSA") haben breite Anwendung beim Sichtbarmachen des kardiovaskulären Systems, einschließlich des Herzens und assoziierter Blutgefäße, gefunden. Abbildungen, die die Blutzirkulation in den Arterien und Venen der Nieren und in den Carotiden-Arterien und Venen des Halses und Kopfes zeigen, besitzen einen immensen diagnostischen Nutzen. Unglücklicherweise jedoch unterwerfen diese Röntgenverfahren den Patienten einer potentiell schädlichen ionisierenden Strahlung und erfordern oft die Verwendung eines invasiven Katheters, um ein Kontrastmittel in das abzubildende Gefäßsystem zu injizieren.
Einer der Vorteile dieser Röntgentechniken besteht darin, dass die Bilddaten mit einer hohen Geschwindigkeitsrate (d.h. einer hohen zeitlichen Auflösung) aufgenommen werden können, sodass eine Abfolge von Bildern während der Injektion des Kontrastmittels aufgenommen werden kann. Solche „dynamischen Studien" erlauben es einem, das Bild auszuwählen, bei dem der Bolus des Kontrastmittels durch das Gefäßsystem von Interesse fließt. Frühere Bilder in der Abfolge besitzen möglicherweise nicht genug Kontrast in dem betreffenden Gefäßsystem, und spätere Bilder können schwer zu interpretieren sein, wenn das Kontrastmittel die Venen erreicht und in die umgebenden Gewebe diffundiert. Subtraktive Verfahren, wie etwa diejenigen, die offenbart sind im US-Patent Nr. 4,204,225, das mit „Real-Time Digital X-ray Subtraction Imaging" betitelt ist, können verwendet werden, um die diagnostische Nützlichkeit solcher Bilder signifikant zu erhöhen.
Die Magnetresonanz-Angiographie (MRA) nutzt das Phänomen der kernmagnetischen Resonanz (NMR), um Bilder des menschlichen Gefäßsystems zu produzieren. Wenn eine Substanz, wie ein menschliches Gewebe, einem gleichförmigen Magnetfeld ausgesetzt wird (polarisierendes Feld B₀), so versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe sich mit diesem polarisierenden Feld auszurichten, schwingen jedoch um dieses in zufälliger Weise in ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wenn die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld ausgesetzt wird (Anregungsfeld B₁), das sich in der x-y-Ebene befindet und in der Nähe der Larmorfrequenz liegt, so kann das ausgerichtete Netto-Moment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder „gekippt" werden, um ein Netto-Moment der Quermagnetisierung M_t zu erzeugen. Es wird ein Signal von den angeregten Spins emittiert, und nachdem das Anregungssignal B₁ abgestellt ist, kann dieses Signal aufgenommen und weiterverarbeitet werden, um daraus ein Bild zu erzeugen.
Wenn diese Signale verwendet werden, um Bilder zu erzeugen, so werden hierbei Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typischerweise wird die abzubildende Region durch eine Abfolge von Messzyklen gerastert, bei dem diese Gradienten gemäß dem spezifischen verwendeten Lokalisationsverfahren variieren. Jede Messung wird in der Technik als eine „Ansicht" bezeichnet, und die Anzahl der Ansichten bestimmt die Auflösung des Bildes. Der resultierende Satz an erhaltenen NMR-Signalen oder „Ansichten" wird digitalisiert und weiterverarbeitet, um unter Verwendung einer der vielen wohlbekannten Rekonstruktionstechniken das Bild zu rekonstruieren. Die Gesamtdauer des Scans wird teilweise durch die Anzahl der Messzyklen oder Ansichten bestimmt, die für ein Bild aufgenommen werden, und daher kann die Dauer des Scans auf Kosten der Bildauflösung reduziert werden, indem man die Anzahl der aufgenommenen Ansichten reduziert.
Die meisten der derzeit verwendeten NMR-Scans zur Erzeugung medizinischer Bilder erfordern viele Minuten, um die nötigen Daten für ein klinisch verwendbares Bild aufzunehmen. Die Verringerung dieser Scan-Zeit auf Sekunden anstelle von Minuten ist das Hauptproblem bei der Durchführung dynamischer klinischer Studien unter Verwendung von MRI-Verfahren. Das gebräuchlichste derzeit verwendete MRI-Verfahren für die nicht getriggerte, zeitlich aufgelöste Abbildung ist die Verwendung einer „echo-planaren Abbildungs-" („EPI")-Pulssequenz, wie etwa derjenigen, die zuerst von Peter Mansfield beschrieben wurde (J. Phys. C. 10: L55-L58, 1977). Im Prinzip ermöglicht der EPI-Scan das Abbilden dynamischer Prozesse, die innerhalb von Zeitspannen stattfinden, die im Größenbereich weniger hundert Millisekunden gemessen werden. Jedoch ist die zeitlich aufgelöste EPI ansonsten ungeeignet für die Kontrast-verstärkte MRA, da sie aufgrund der langen Zeitintervalle (z.B. 100 ms) zwischen den RF-Anregungen einen geringen Kontrast zwischen dem Blut und den umgebenden Geweben zeigt. EPI besitzt außerdem eine verstärkte Empfindlichkeit gegenüber einer Vielzahl mit dem Fluss in Zusammenhang stehender Artefakte, und die EPI-Bilder können aufgrund der T₂*-Modulation des k-Raums unscharf sein.
Es ist eine Anzahl von Verfahren entwickelt worden, um die zeitliche Auflösung von MRI-Scans unter Verwendung von Pulssequenzen, die auf die MRA anwendbar sind, zu erhöhen. Bei einem in der Technik als MR-Fluoroskopie bekannten Verfahren, das im US-Patent Nr. 4,830,012 beschrieben ist, erfolgt das Rastern des Subjekts, indem man kontinuierlich und wiederholt die N-Phase codierenden Ansichten aufzeichnet, die für ein vollständiges Bild benötigt werden. Anstatt auf einen vollständig neuen Satz von N-Ansichten zu warten, bevor das nächste Bild rekonstruiert wird, werden die Bilder jedoch mit einer viel höheren Geschwindigkeit rekonstruiert, indem man die neuesten N-Ansichten verwendet. Mit anderen Worten wird ein Bild rekonstruiert aus neu gewonnenen Ansichten ebenso wie aus Ansichten, die bei der Rekonstruktion vorheriger Bilder bei der dynamischen Studie verwendet wurden. Obwohl zeitlich sehr hohe Geschwindigkeiten mit der MR-Fluoroskopie erreicht werden, ist der Bildkontrast bei der MRA nicht zufriedenstellend, da die zentralen Ansichten im k-Raum, die den Gesamtbildkontrast dominieren, nach wie vor mit einer viel langsameren inhärenten Rasterungsgeschwindigkeit (d.h. N × TR) aktualisiert werden.
Ein weiteres Verfahren zum Steigern der zeitlichen Auflösung von MRI-Bildern wird in der Technik als „Schlüsselloch"-Bildtechnik bezeichnet. Wie z.B. durch R.A. Jones et al. in „Dynamic, Contrast Enhanced, NMR Perfusion Imaging Of Regional Cerebral Ischaemia In Rats Using K-Space Substitution", SMR Eleventh Annual Meeting 1992, Abs. 1138 beschrieben, wird bei einer dynamischen Studie, bei der dem Subjekt ein Kontrastmittel injiziert wird, eine Abfolge von Bildern aufgenommen. Das erste Bild in der Abfolge ist ein Referenzbild, in dem alle die Phase codierenden Ansichten (z.B. 128 Ansichten) erfasst sind. Die nachfolgenden Bilder werden jedoch erzeugt, indem man nur die zentralen Ansichten (z.B. die zentralen 32 Ansichten) aufnimmt. Diese Schlüsselloch-Scans können natürlich viel schneller aufgezeichnet werden als vollständige Scans, und die zeitliche Geschwindigkeitsrate wird proportional erhöht. Die Rekonstruktion der Schlüssellochbilder erfolgt unter Verwendung der neuesten zentralen k-Raumansichten, die mit den äußeren, peripheren k-Raumansichten aus dem Referenz-Scan kombiniert werden. Unglücklicherweise ist die k-Raum-Schlüsselloch-Bildtechnik in Situationen, bei denen die geringen räumlichen Frequenzänderungen bei den rekonstruierten Bildern die Weiterentwicklung bei der dynamischen Studie nicht einfangen, nicht angemessen. Dies ist ein Problem, wenn Kontraständerungen in kleinen Regionen zu untersuchen sind, und bei solchen Studien muss die Anzahl der aufgenommenen zentralen Ansichten bis zu dem Punkt gesteigert werden, an dem der Gewinn an zeitlicher Auflösung verloren gegangen ist.
Ein weiteres Dokument, das eine ähnliche Schlüssellochtechnik offenbart, ist die EP-A 0,543,468. Verwandt mit dem k-Raum-Schlüsselloch-Abbildungsverfahren ist ein Verfahren, das in der Technik als dynamische Abbildung mit „begrenztem Blickfeld" („FOV") bekannt ist. Wie beschrieben z.B. durch Hu und Parrish, veröffentlicht in Magnetic Resonance in Medicine, Band 31, S. 691-694, 1994, und von Frederickson und Pelc, 3rd SMR, 1, 197.1995, wird dieses Verfahren auf dynamische Studien angewendet, bei denen der sich verändernde Teil des Bildes nicht mehr als eine Hälfte der vollen FOV einnimmt. Ein Referenzbild, das den statischen Teil des Bildes darstellt, wird zu Beginn der Studie erzeugt, und eine Reihe von Bildern, die nur den dynamischen zentralen Teil des Bildes umfassen, werden unter Verwendung der halben Anzahl der Phase-codierenden Ansichten erzeugt. Diese dynamischen Bilder können mit einer höheren Geschwindigkeitsrate aufgenommen werden, da nur die halbe Anzahl der Ansichten (entweder die ungeraden oder geradzahligen Ansichten) aufgenommen werden müssen. Die dynamischen und statischen Anteile des Bildes werden kombiniert, um eine korrespondierende Reihe vollständiger FOV-Bilder zu erzeugen. Wenn Veränderungen im statischen Teil des Bildes auftreten, wird es natürlich so sein, dass die aus diesen Regionen erhaltenen Informationen nicht länger zu einem präzisen Ausschluss von mit dem kleinen FOV zusammengefügten Artefakten führen werden.
Die MR-Angiographie (MRA) hat sich als aktives Forschungsfeld gezeigt. Es sind zwei grundlegende Techniken vorgeschlagen und bewertet worden. Die erste Klasse, die Flugzeit-(TOF)-Techniken, besteht aus Verfahren, die die Bewegung des Bluts relativ zum umgebenden Gewebe nutzen. Der gebräuchlichste Ansatz besteht in einer Ausnutzung von Unterschieden in der Signalsättigung, die zwischen dem fließenden Blut und dem stationären Gewebe existieren. Dies ist als „Fluss-bezogene" Verstärkung bekannt, jedoch ist dieser Effekt missverständlich benannt, da die Verbesserung des Blut-Gewebe-Kontrasts tatsächlich an den stationären Geweben liegt, die zahlreiche Anregungspulse erhalten und gesättigt werden. Fließendes Blut, das sich durch den angeregten Bereich bewegt, wird kontinuierlich durch Spins aufgefrischt, die weniger Anregungspulse erhalten haben, und ist daher weniger gesättigt. Das Ergebnis ist der gewünschte Bildkontrast zwischen dem Blut mit hohem Signal und dem stationären Gewebe mit niedrigem Signal.
Es sind außerdem MR-Verfahren entwickelt worden, die eine Bewegung in der Phase des aufgezeichneten Signals codieren, wie offenbart im US-Patent Nr. Re. 32,701. Diese bilden die zweite Klasse der MRA-Techniken und sind als Phasenkontrast (PC)-Verfahren bekannt. Derzeit nehmen die meisten PC-MRA-Techniken zwei Bilder auf, wobei jedes der Bilder eine unterschiedliche Empfindlichkeit gegenüber der gleichen Geschwindigkeitskomponente besitzt. Angiographische Bilder werden dann erhalten, indem man entweder die Phasen- oder Komplex-Differenz zwischen dem Paar der Geschwindigkeits-codierten Bilder herausarbeitet. Phasenkontrast-MRA-Techniken sind erweitert worden, sodass sie empfindlich gegenüber Geschwindigkeitskomponenten in allen drei orthogonalen Richtungen sind.
Trotz der gewaltigen Fortschritte, die in den letzten Jahren gemacht wurden, wird die MRA an vielen klinischen Stellen nach wie vor als Forschungswerkzeug betrachtet und nicht routinemäßig in der klinischen Praxis verwendet. Eine weitergehende Anwendung entweder von TOF- oder von PC-Techniken wird durch das Vorkommen einer Vielzahl schädlicher Bildartefakte behindert, die pathologische Zustände verdecken und in einigen Fällen sogar nachahmen können. Diese Artefakte resultieren allgemein in einer niedrigeren Spezifität ebenso wie in einer beeinträchtigten Empfindlichkeit.
Um die diagnostische Befähigung von MRA zu erhöhen, kann ein Kontrastmittel, wie etwa Gadolinium, vor dem MRA-Scan in den Patienten injiziert werden. Wie im US-Patent Nr. 5,417,213 beschrieben, besteht der Trick darin, die zentralen k-Raum-Ansichten in dem Moment aufzunehmen, in dem der Bolus des Kontrastmittels durch das Gefäßsystem von Interesse fließt. Dies stellt kein leichtes Timing dar, das als Teil einer klinischen Routineprozedur realisierbar wäre, und es ist eine Anzahl von Lösungen hierzu vorgeschlagen worden.
Die EP-A 0,798,566, die einen Teil des Standes der Technik nach Artikel 54(3) EPC ausmacht, beschreibt ein Verfahren zum schnellen Aufnehmen einer Reihe von 3D-MRA-Datensätzen bei einer dynamischen Studie.
Obwohl dieses Verfahren die gewünschte zeitliche Auflösung bei klinisch angemessenen Bildauflösungen bereitstellt, bestehen zwei Probleme. Erstens werden Bildartefakte in Form von Signalverlust im Inneren der Blutgefäße produziert. Zweitens wird eine große Menge an MRA-Daten während der dynamischen Studie produziert, und die Verarbeitungszeit, die benötigt wird, um Bilder zu rekonstruieren, ist exzessiv.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren bereitgestellt, um ein Kontrastverstärktes Magnetresonanzbild eines Subjekts aus NMR-Daten zu produzieren, die während einer dynamischen Studie gewonnen wurden, umfassend:

a) Injizieren eines Kontrastmittels in das Subjekt;
b) Ausführen einer NMR-Pulssequenz, um NMR-Abtastsignale aus einem ausgewählten dreidimensionalen k-Raum während eines Zeitsegments der dynamischen Studie zu gewinnen, um einen dreidimensionalen Datensatz zu erzeugen; und
c) Wiederholen von Schritt b) in einer Abfolge von Zeitsegmenten während der dynamischen Studie, um eine entsprechende Mehrzahl zusätzlicher dreidimensionaler Datensätze zu erzeugen, dadurch gekennzeichnet, dass außerdem folgendes umfasst ist:
d) Auswählen einer Untergruppe von Daten aus jedem dreidimensionalen Datensatz;
e) Rekonstruieren eines zweidimensionalen Bildes im Hinblick auf jeden dreidimensionalen Datensatz unter Verwendung nur der ausgewählten Untergruppe von Daten, um eine Abfolge zweidimensionaler Bilder zu erzeugen, die das Subjekt während der dynamischen Studie abbilden;
f) Auswählen eines oder mehrerer der dreidimensionalen Datensätze auf Basis einer Prüfung der zweidimensionalen Bilder; und
g) Rekonstruieren eines dreidimensionalen Bildes aus jedem ausgewählten dreidimensionalen Datensatz.

Ein Vorteil der Erfindung ist das Reduzieren der Weiterverarbeitungszeit, die benötigt wird, um ein klinisches diagnostisches Bild zu erzeugen. Anstatt ein 3D-Bild aus jedem 3D-NMR-Datensatz zu rekonstruieren, wird ein 2D-Bild unter Verwendung einer Untergruppe von jedem aufgenommenen 3D-NMR-Datensatz rekonstruiert. Die 2D-Bilder lassen sich schnell rekonstruieren, und der Benutzer kann diese 2D-Bilder verwenden, um die ein oder zwei 3D-NMR-Datensätze auszuwählen, aus denen das endgültige klinische Bild rekonstruiert wird. Dieselben 2D-Bilder können auch verwendet werden, um ein Gewichtungssignal C(t) zu erzeugen, das anzeigt, inwieweit das Kontrastmittel den aufgenommenen NMR-Daten während der dynamischen Studie Gewicht verleiht, wodurch die aufgenommenen NMR-Daten normalisiert werden können, sodass den NMR-Daten, die zum Rekonstruieren eines Bildes verwendet werden, ein gleichwertiges Gewicht gegeben werden kann.
Die vorstehenden und andere Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, die mittels nicht-einschränkenden Beispiels gegeben wird, ersichtlich werden. Eine solche Ausführungsform repräsentiert jedoch nicht notwendigerweise den vollen Schutzumfang der Erfindung, und es wird daher auf die Ansprüche verwiesen, um den Schutzumfang der Erfindung zu interpretieren. In der detaillierten Beschreibung wird Bezug genommen auf die begleitenden Zeichnungen, die Folgendes darstellen:
1 ist ein Blockdiagramm eines MRI-Systems, das die vorliegende Erfindung nutzt;
2 ist ein elektrisches Blockdiagramm des Transceivers, das einen Teil des MRI-Systems aus 1 bildet;
3 ist eine graphische Darstellung der Pulssequenz, die bei der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung verwendet wird;
4 ist eine graphische Darstellung des dreidimensionalen k-Raums aus dem Daten durch Abtasten aufgenommen werden, wenn die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung realisiert wird;
5 ist eine graphische Darstellung der Reihenfolge, mit der der dreidimensionale k-Raum aus 4 abgetastet wird;
6 ist eine graphische Darstellung des Abtastens des dreidimensionalen k-Raums aus 4, die die Zeiten zeigt, zu denen die jeweiligen Bildfenster in der dynamischen Studie gemäß einer Ausführungsform der Erfindung rekonstruiert werden;
7 ist eine graphische Darstellung der Signalstärke durch eine Arterie, die einen Abfall der Intensität zeigt, der Bildartefakte erzeugt;
8 ist eine bildliche Darstellung der Datensätze für jedes Bildfenster in der dynamischen Studie, und wie diese kombiniert werden, um ein MRA-Bild zu erzeugen;
9 ist eine graphische Darstellung eines typischen Gewichtungssignals C(t), das bei einer dynamischen Studie erzeugt wird; und
10 ist eine graphische Darstellung der resultierenden k-Raum-Gewichtung, nachdem die Information aus 9 verwendet wurde, um die korrespondierenden Bilddaten neu zu gewichten oder zu normalisieren.
Zuerst bezugnehmend auf 1 werden die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI-Systems gezeigt, das die vorliegende Erfindung einbezieht. Der Betrieb des Systems wird über eine Benutzerkonsole 100 kontrolliert, die eine Tastatur und Schalttafel 102 und eine Anzeigetafel 104 beinhaltet. Die Benutzerkonsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das es einem Bedienenden ermöglicht, die Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm 104 zu kontrollieren. Das Computersystem 107 beinhaltet eine Anzahl von Modulen, die über eine Rückwandplatine miteinander kommunizieren. Diese beinhalten ein Bildprozessormodul 106, ein CPU-Modul 108 und ein Speichermodul 113, in der Technik als Bildpuffer bekannt, um Anordnungen von Bilddaten zu speichern. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 verbunden, um Bilddaten und Programme zu speichern, und es kommuniziert über eine Hochgeschwindigkeits-Serienverbindung 115 mit einer separaten Systemkontrolle 122.
Die Systemkontrolle 122 beinhaltet einen Satz von Modulen, die über eine Rückwandplatine miteinander verbunden sind. Diese beinhalten ein CPU-Modul 119 und ein Pulsgeneratormodul 121, die über eine Serienverbindung 125 mit der Benutzerkonsole 100 verbunden sind. Es erfolgt über diese Verbindung 125, dass die Systemkontrolle 122 Befehle des Benutzers entgegen nimmt, die die durchzuführende Scan-Abfolge anzeigen. Das Pulsgeneratormodul 121 veranlasst die Systemkomponenten dazu, die gewünschte Scan-Abfolge durchzuführen. Es erzeugt Daten, die den Zeitablauf, die Stärke und die Form der zu erzeugenden RF-Pulse anzeigen, ebenso wie den Zeitablauf und die Größe des Datenaufnahmefensters. Das Pulsgeneratormodul 121 ist verbunden mit einem Satz von Gradienten-Verstärkern 127, um den Zeitablauf und die Form des beim Scan zu erzeugenden Gradientenpulses anzuzeigen. Das Pulsgeneratormodul 121 empfängt außerdem Patientendaten von einem physiologischen Aufnahme-Kontroller 129, der Signale von einer Anzahl verschiedener Sensoren, die mit dem Patienten verbunden sind, empfängt, wie etwa EKG-Signale aus Elektroden oder Atemsignale einer Lunge. Und schließlich ist das Pulsgeneratormodul 121 mit einer Aufnahmeraum-Interface-Schaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen Sensoren empfängt, die mit dem Patientenzustand und dem Magnetsystem in Zusammenhang stehen. Es geschieht ebenfalls durch die Aufnahmeraum-Interface-Schaltung 133, dass ein Patienten-Positionierungssystem 134 Befehle empfängt, um den Patienten in die für den Scan gewünschte Position zu bewegen.
Die von dem Pulsgeneratormodul 121 erzeugten Gradienten-Wellenformen werden einem Gradienten-Verstärkersystem 127 zugeleitet, das aus den Verstärkern G_x, G_y, und G_z zusammengesetzt ist. Jeder Gradienten-Verstärker regt eine korrespondierende Gradientenspule in einem allgemein mit 139 bezeichneten Aufbau an, um die Magnetfeldgradienten zu erzeugen, die für die Positions-codierenden aufgenommenen Signale verwendet werden. Der Gradientenspulenaufbau 139 stellt einen Teil eines Magnetaufbaus 141 dar, der einen polarisierenden Magneten 140 und eine Ganzkörper-RF-Spule 152 beinhaltet. Ein Transceiver-Modul 150 in der Systemkontrolle 122 erzeugt Pulse, die durch einen RF-Verstärker 151 verstärkt werden und durch einen Sender/Empfänger-Schalter 154 mit der RF-Spule 152 gekoppelt werden. Die resultierenden Signale, die von den angeregten Kernen im Patienten ausgesandt werden, können von derselben RF-Spule 152 erfasst werden und werden über den Sender/Empfänger-Schalter 154 mit einem Vorverstärker 153 gekoppelt. Die verstärkten NMR-Signale werden demoduliert, gefiltert und im Empfängerbereich des Transceivers 150 digitalisiert. Der Sender/Empfänger-Schalter 154 wird durch ein Signal des Pulsgeneratormoduls 121 kontrolliert, um während des Sendemodus den RF-Verstärker 151 mit der Spule 152 elektrisch zu verbinden und um während des Empfänger-Modus die Verbindung mit dem Vorverstärker 153 herzustellen. Der Sender/Empfänger-Schalter 154 ermöglicht es auch, entweder beim Sende- oder Empfänger-Modus eine separate RF-Spule (z.B. eine Kopfspule oder eine Oberflächen-Spule) zu verwenden.
Die von der RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch das Transceiver-Modul 150 digitalisiert und auf ein Speichermodul 160 in der Systemkontrolle 122 übertragen. Wenn der Scan abgeschlossen und ein vollständiger Daten-Array in das Speichermodul 160 aufgenommen wurde, wird ein Array-Prozessor 161 in Betrieb gesetzt, um die Daten durch Fourier-Transformation in einen Array von Bilddaten umzuwandeln. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 auf das Computersystem 107 übertragen, wo sie im Plattenspeicher 111 gespeichert werden. In Reaktion auf die von der Benutzerkonsole 100 erhaltenen Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert werden, oder sie können durch den Bildprozessor 106 weiterverarbeitet werden, auf die Benutzerkonsole 100 übertragen und auf der Anzeigetafel 104 dargestellt werden.
Insbesondere bezugnehmend auf die 1 und 2 erzeugt der Transceiver 150 das RF-Anregungsfeld B1 über den Energie-Verstärker 151 an einer Spule 152A und empfängt das resultierende Signal, das in einer Spule 152B induziert wird. Wie oben angezeigt, können die Spulen 152A und B getrennt sein, wie in 2 angezeigt, oder sie können eine einzige Ganzkörperspule darstellen, wie in 1 gezeigt. Die Basis- oder Träger-Frequenz des RF-Anregungsfelds wird unter der Kontrolle eines Frequenz-Synthesizers 200 erzeugt, der einen Satz von digitalen Signalen aus dem CPU-Modul 119 und dem Pulsgenerator-Modul 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase des RF-Trägersignals an, das an einem Ausgang 201 produziert wird. Das angeforderte RF-Trägersignal wird einem Modulator und einem Aufwärts-Umwandler 202 zugeleitet, wo seine Amplitude in Reaktion auf ein Signal R(t), das ebenfalls vom Pulsgenerator-Modul 121 empfangen wurde, moduliert wird. Das Signal R(t) definiert die „Hülle" des zu erzeugenden RF-Anregungspulses und wird im Modul 121 erzeugt, indem eine Reihe gespeicherter digitaler Werte sequenziell abgelesen wird. Diese gespeicherten digitalen Werte können wiederum über die Benutzerkonsole 100 verändert werden, um es zu ermöglichen, jede gewünschte RF-Puls-Hülle zu produzieren.
Die Größe des RF-Anregungspulses, der an dem Ausgang 205 erzeugt wird, wird durch einen Erreger-Attenuator-Schaltkreis 206 abgeschwächt, der eine digitale Anweisung von der Rückwandplatine 118 erhält. Die abgeschwächten RF-Anregungspulse werden dem Leistungsverstärker 151 zugeleitet, der als Treiber für die RF-Spule 152A dient. Für eine detailliertere Beschreibung dieses Teils des Transceivers 122 wird auf das US-Patent Nr. 4,952,877 verwiesen.
Weiterhin bezugnehmend auf die 1 und 2 wird das von dem Subjekt erzeugte Signal durch die Empfängerspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang eines Empfänger-Attenuators 207 zugeführt. Der Empfänger-Attenuator 207 verstärkt das Signal weiter um ein Ausmaß, das durch ein digitales Attenuierungs-Signal, das von der Rückwandplatine 118 empfangen wird, bestimmt wird.
Das empfangene Signal entspricht der Larmorfrequenz oder liegt nahe bei dieser, und dieses hohe Frequenzsignal wird herabsetzend umgewandelt in einem Zweischritt-Prozess mittels eines Abwärts-Umwandlers 208, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf Leitung 201 mischt, und der dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz Referenzsignal auf Leitung 204 mischt. Das herabsetzend umgewandelte NMR-Signal wird der Eingabe eines Analog-zu-Digital-Umwandlers (A/D-Umwandlers) 209 zugeführt, der das analoge Signal als Probe bzw. Abtastwert entgegennimmt, es digitalisiert und einem Digitaldetektor und Signalprozessor 210 zuleitet, der 16-Bit-In-Phase (I)-Werte und 16-Bit-Quadratur (Q)-Werte erzeugt, die dem erhaltenen Signal entsprechen. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q-Werte des erhaltenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 an das Speichermodul 160 ausgegeben, wo die Werte verwendet werden, um ein Bild zu rekonstruieren.
Das 2,5 MHz Referenzsignal ebenso wie das 250 KHz Probennahmesignal/Abtastsignal und die 5, 10 und 60 MHz Referenzsignale werden durch einen Referenzfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20 MHz Normaluhr-Signal erzeugt. Für eine detailliertere Beschreibung des Empfängers verweisen wir auf das US-Patent Nr. 4,992,736.
Obwohl die vorliegende Erfindung mit einer Anzahl verschiedener Pulssequenzen verwendet werden kann, so verwendet die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung eine 3D-Gradienten abrufende Echopulssequenz, die in 3 dargestellt ist. Es wurde die Pulssequenz „3dfgre" verwendet, die auf dem General Electric 1,5 Tesla MR-Scanner, der unter dem Markennamen „SIGNA" verkauft wird, verfügbar ist, und zwar zusammen mit der „Revision Level 5.5" System-Software. Sie wurde modifiziert, um Daten aus mehreren Volumina zu sammeln, sodass die unten beschriebenen Muster der k-Raum-Probennahme/Abtastung durchgeführt werden können.
Insbesondere bezugnehmend auf 3 wird ein RF-Anregungspuls 220 mit einem Kippwinkel von 60° beim Vorliegen eines Plattenauswahl-Gradienten-Pulses 222 erzeugt, um eine Quermagnetisierung in dem 3D-Volumen von Interesse zu erzeugen, wie im US-Patent Nr. 4,431,968 gelehrt wird. Darauf folgt ein Phase-codierender Gradientenpuls 224, der entlang der z-Achse ausgerichtet ist, und ein Phase-codierender Gradientenpuls 226, der entlang der y-Achse ausgerichtet ist. Ein Anzeige-Gradientenpuls 228, der entlang der x-Achse ausgerichtet ist, folgt, und ein partielles Echo (60%) NMR-Signal 230 wird aufgenommen und gemäß obiger Beschreibung digitalisiert. Nach der Aufnahme ordnen die Rückspulungsgradientenpulse 232 und 234 die Magnetisierung wieder in Phasen an, bevor die Pulssequenz wiederholt wird, wie dies im US-Patent Nr. 4,665,365 gelehrt wird.
Wie in der Technik wohlbekannt ist, wird die Pulssequenz wiederholt, und man lässt die Phasen-codierenden Pulse 224 und 226 eine Reihe von Werten durchschreiten, um den in 4 dargestellten 3D k-Raum abzutasten. Bei der bevorzugten Ausführungsform werden 16 Phasenkodierungen entlang der z-Achse und 128 Phasenkodierungen entlang der y-Achse verwendet. Für jede spezifische y-Phasenkodierung werden daher 16 Aufnahmen mit 16 verschiedenen z-Phasenkodierungen durchgeführt, um entlang der k_z-Achse eine vollständige Abtastung durchzuführen. Dies wird 128-mal mit 128 verschiedenen y-Phasenkodierungen wiederholt, um eine vollständige Abtastung entlang der k_y-Achse durchzuführen. Wie aus der unten stehenden Diskussion ersichtlich werden wird, ist die Reihenfolge, in der diese Abtastung durchgeführt wird, bedeutsam.
Die Abtastung entlang der k_x-Achse wird durchgeführt, indem man das Echosignal 230 in Gegenwart des Anzeigegradientenpulses 228 bei jeder Pulssequenz als Probe/Abtastung misst. Es wird für Fachleute verständlich sein, dass eine nur teilweise Abtastung an der k_x-Achse durchgeführt werden kann, und dass die fehlenden Daten unter Verwendung einer Homodynrekonstruktion oder durch Nullauffüllung berechnet werden können. Dies ermöglicht es, die Echozeit (TE) der Pulssequenz auf weniger als 1,8 bis 2,0 ms zu verkürzen und die Pulsfrequenz (TR) auf weniger als 10,0 ms zu verkürzen.
Unter spezieller Bezugnahme auf 4 wird der abzutastende k-Raum zur Durchführung einer dynamischen Studie gemäß der bevorzugten Ausführungsform in vier Regionen unterteilt, die mit „A-D" bezeichnet werden. Die Grenzen dieser Regionen A-D sind entlang der k_y-Achse angeordnet und sind symmetrisch um k_y = 0. Eine zentrale Region „A" besetzt die zentrale k-Raum-Region, die von k_y = –16 bis k_y = +15 reicht, und es ist in der Technik wohlbekannt, dass diese „zentralen" Proben das meiste der Information enthalten, die den Gesamtkontrast des rekonstruierten Bildes bestimmt. Wie nun beschrieben wird, ist es diese zentrale k-Raumregion A, die die Basis für jedes Bildfenster bei der dynamischen Studie ausmacht und letztlich die zeitliche Bildgeschwindigkeit bestimmt.
Die verbleibenden drei „peripheren" k-Raum-Regionen B-D werden eingeteilt und an gegenüberliegenden Seiten der zentralen Region A angeordnet. Sie besetzen den k-Raum über die folgenden Bereiche:

Region B - k_y = –17 bis –32 und +16 bis +31
Region C - k_y = –33 bis –48 und +32 bis +47
Region D - k_y = –49 bis –64 und +48 bis +63

Die zentrale Region des k-Raums wird bei der dynamischen Studie mit einer höheren Geschwindigkeitsrate ausgemessen als die peripheren Regionen. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird dies erreicht, indem man abwechselnd die zentrale Region A und aufeinander folgend eine der peripheren Regionen B-D abtastet. Somit wird eine der folgenden Abtastsequenzen bei der dynamischen Studie durchgeführt:
AB AC AD AB AC AD AB AC AD ...
AD AC AB AD AC AB AD AC AB ...
Diese letztgenannte Abtastsequenz ist graphisch in 5 dargestellt, wo die horizontale Achse die Echtzeit während der dynamischen Studie angibt und die vertikale Achse die Region im k-Raum entlang der k_y-Achse ist, die abgetastet wird. Die Zeitspannen, während derer die jeweiligen k-Raum-Regionen A-D abgetastet werden, sind markiert, und die Indizes zeigen an, wie viele Male die Region während der dynamischen Studie abgetastet wurde. Es ist leicht erkennbar, dass die zentrale k-Raum-Region A mit einer höheren Geschwindigkeitsrate abgetastet wird als die peripheren k-Raumregionen B-D.
Bei dieser Ausführungsform werden alle Regionen A-D zu Beginn und wieder am Ende der dynamischen Studie gerastert, um andere Rekonstruktionsstrategien zu realisieren, wie unten diskutiert werden wird. Es ist ersichtlich, dass dann die alternierende Abfolge, die oben beschrieben ist, während der kritischen Zeitspanne der dynamischen Studie, die bei 240 angezeigt ist, durchgeführt wird. Diese alternierende Abfolge kann solange wie nötig ausgedehnt werden, um die Kontrastveränderungen von Interesse einzubeziehen, die während der spezifischen Studie auftreten.
Es wird Fachleuten ersichtlich sein, dass der k-Raum auf andere Weise unterteilt werden kann, um die vorliegende Erfindung zu praktizieren. Beispielsweise kann die Anzahl der Regionen verändert werden, und sie können so orientiert werden, dass ihre Grenzen entlang der Schnittauswahlachse k_z angeordnet sind. Außerdem kann der k-Raum in eine runde zentrale Region und eine Vielzahl umgebender, ringförmiger peripherer Regionen unterteilt werden.
Die bei der dynamischen Studie aufgenommenen Daten können auf mehrere Weisen verwendet werden, um eine Reihe von Bildfenstern F₁-F_n zu rekonstruieren, die Kontraständerungen abbilden, die während der dynamischen Studie auftreten. Bei einer in 6 abgebildeten Ausführungsform werden die mit F₁ bis F₇ bezeichneten Bildfenster rekonstruiert, wobei Daten aus jeder Aufnahme der zentralen k-Raumregion (A₁-A₇) verwendet werden. Dies wird erreicht durch die Ausbildung eines Datensatzes, der hinreichend ist, um ein Bildfenster unter Verwendung der Daten der spezifischen zentralen k-Raumregion in Kombination mit temporär angrenzenden Daten aus den umgebenden peripheren k-Raumregionen B-D zu rekonstruieren. Jeder Bildfenster-Datensatz bildet das Subjekt zu einer bestimmten Zeit während der dynamischen Studie ab.
Ein Verfahren zur Ausbildung jedes dieser Bildfensterdatensätze ist die Verwendung der Daten, die aus den peripheren Regionen aufgenommen wurden, die zeitlich am nächsten zur Aufnahme der zentralen k-Raumregion A sind. Für die Bildfenster F₂ bis F₆ können die aufgenommenen und in 6 abgebildeten Daten somit wie folgt zu Datensätzen ausgebildet werden: F2 -> A2 + B2 + C2 + D2 F3 -> A3 + B2 + C2 + (D2 oder D3) F4 -> A4 + B2 + (C2 oder C3) + D3 F5 -> A5 + (B2 oder B3) + C3 + D3 F6 -> A6 + B3 + C3 + (D3 oder D4)
Dieses Verfahren des Auswählens von Daten, die zeitlich am nächsten zu denen des Bildfensters sind, wird hier als Verfahren des „nächsten Nachbarn" bezeichnet. Es wird ersichtlich sein, dass die nächstliegenden Daten für eine periphere Region des k-Raums manchmal nahe der Bildfensterzeit liegen und die Bildfensterzeit in anderen Fällen mitten zwischen zwei Probenaufnahmezeiträumen liegt.
Ein weiteres Verfahren zur Ausbildung eines Datensatzes bei jedem der Bildfenster F₂ bis F₆ ist das Interpolieren zwischen zwei benachbarten Datensätzen, die für jede periphere Region aufgenommen wurden. Ein lineares Interpolationsverfahren zur Herstellung der Bildfenster F₂ bis F₆ aus den aufgenommenen und in 6 abgebildeten Daten erfolgt z.B. folgender Maßen: F2 → A2 + (B1 + B2)/2 + (4C2 + C1)/5 + (5D2 + D3)/6 F3 → A3 + (5B2 + B1)/6 + (5C2 + C3)/6 + (D2 + D3)/2 F4 → A4 + (5B2 + B3)/6 + (C2 + C3)/2 + (5D3 + D2)/6 F5 → A5 + (B2 + B3)/2 + (5C3 + C2)/6 + (5D3 + D4)/6 F6 → A6 + (5B3 + B2)/6 + (4C3 + C4)/5 + (D3 + D4)/2
Wie in der oben zitierten EP-A 0,798,566 beschrieben, ist es auch möglich, intermediäre Bildfenster (z.B. F_2,5; F_3,5; F_4,5 und F_5,5) durch Interpolieren zwischen den A-Regionen sowie zwischen den Regionen B, C und D zu erzeugen.
Wie oben angezeigt, werden die Ansichten, die verwendet werden, um den Datensatz für das jeweilige Bild auszubilden, über eine Zeitspanne aufgenommen, während der das Kontrastmittel in die Region von Interesse („ROI") fließt. Als Ergebnis kann sich die Menge des Kontrastmittels und damit die Signalstärke während der Aufnahme der Ansichten zur Ausbildung des jeweiligen Datensatzes verändern. Es ist entdeckt worden, dass solche Variationen der Signalstärke in Bildartefakten bei den rekonstruierten Bildern resultieren, die eine korrekte Diagnose beeinträchtigen können. Ein solches Artefakt wird durch den Graphen in 7 dargestellt, der einen Querschnitt durch ein rekonstruiertes Bild der Aorta gerade unterhalb der Nierenarterien darstellt. Der Intensitätsabfall bei 280 ist ein Artefakt, das im Zentrum der Arterie als schattierte Region erscheint. Ein Aspekt der bevorzugten Ausführungsform ist das Korrigieren der aufgezeichneten NMR-Daten zur Unterdrückung solcher Bildartefakte.
Bildfensterdatensätze können verwendet werden, um einen korrespondierenden Satz von 3D-Bildfenstern unter Verwendung eines dreidimensionalen Verfahrens der Fourier- Transformation zu rekonstruieren. Sechs solcher 3D-Bildfenster sind in 8 als Bildfensterdatensätze 250-255 dargestellt, jedoch werden in der Praxis dreißig solcher Datensätze während einer typischen dynamischen Studie produziert. Es erfordert ein hohes Maß an Weiterverarbeitungszeit, um 3D-Bilder aus einem solchen Scan zu rekonstruieren, und ein weiterer Aspekt der bevorzugten Ausführungsform in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ist die Verringerung dieser Weiterverarbeitungszeit.
Bezugnehmend auf 8 wird dies erreicht durch die Erzeugung eines 2D-Bildes aus einer Untergruppe der 3D k-Raumdaten in jedem der Zeitfenster 250-255. Beispielsweise kann ein 2D-Schnitt der k-Raumdaten, typischerweise ein zentraler Schnitt, aus jedem 3D-k-Raumdatensatz 250-255 ausgewählt werden, und eine zweidimensionale Fourier-Transformation wird daran durchgeführt, um die korrespondierenden Bilder 260-265 zu erzeugen. Dieser Prozess kann optional unter Verwendung anderer k-Raumebenen wiederholt werden, sodass die resultierenden Vorschaubilder gemittelt werden können, um die Bildqualität zu verbessern. Solche 2D-Rekonstruktionen erfordern etwa 0,5 bis 5 Sekunden, jeweils in Abhängigkeit von der Bildgröße und dem verwendeten Computer, und der Benutzer kann 2D-Bilder, die repräsentativ für alle (typischerweise) dreißig Zeitfenster sind, ungefähr so schnell erhalten, wie die Daten aufgenommen werden. Bevorzugt wird das erste 2D-Bildfenster 260 als Default-Referenzbild verwendet und von den nachfolgenden 2D-Bildfenstern 261-265, sobald diese erzeugt worden sind, subtrahiert, um eine 2D-Subtraktionsreihe herzustellen. Alternative Referenzbilder können einfach dadurch ausgewählt werden, indem man ein beliebiges der 2D-Subtraktionsbilder von den anderen subtrahiert. Wenn beispielsweise das 2D-Subtraktionsbild (261-260) von dem 2D-Subtraktionsbild (263-260) subtrahiert wird, so ist das Ergebnis ein 2D-Subtraktionsbild, bei dem das 2D-Bildfenster 261 die Referenz darstellt (d.h. 263-261). Diese 2D-Bilder 260-265 oder verwandte Subtraktionsbilder können für zwei Zwecke verwendet werden, wie unten ausgeführt wird.
Zuerst kann der Benutzer jedes der 2D-Bilder 260-265 prüfen und das eine oder die zwei auswählen, die das Gefäßsystem von Interesse am besten abbilden. Bezugnehmend auf 8 werden beispielsweise, wenn das 2D-Bild 261 und das 2D-Bild 264 das Gefäßsystem vor dem Eintreffen des Kontrastmittels und bei dem Spitzenwert der Kontrastmittelverstärkung abbilden, die korrespondierenden 3D-Bilddatensätze 251 und 254 für die vollständige Weiterverarbeitung ausgewählt. Während ein k-Raum-Differenzdatensatz gebildet und einer 3D-Fourier-Transformation unterworfen werden kann, um einen 3D-Differenzbild-Datensatz bereitzustellen, so wird bei der bevorzugten Ausführungsform jeder der k-Raumdatensätze 251 und 254 separat einer Fourier-Transformation unterzogen und im Bildraum subtrahiert, um einen 3D-Differenzbilddatensatz 270 zu erzeugen. Diese Weiterverarbeitung der zwei optimalen Datensätze bewirkt eine Verringerung der allgemeinen Weiterverarbeitungszeit um einen Faktor von fünfzehn, bezogen auf die Rekonstruktion aller dreißig Datensätze. Mit verfügbaren Computern von mäßigem Preis beträgt die Zeit, die für die Rekonstruktion von 30 Bilddatensätzen benötigt wird, fünf Minuten bis eine Stunde in Abhängigkeit von der Bildgröße und der Anzahl verwendeter Empfängerspulen. Das obige Schema reduziert dies auf weniger als eine Minute bis vier Minuten. Diese Zeitschätzungen werden erhöht, wenn zusätzliche Datensätze für die Rekonstruktion ausgewählt werden.
Um die allgemeine Blutgefäßstruktur und -Gesundheit zu untersuchen, ist es für gewöhnlich nützlicher, diese 3D-Anordnung von Bilddaten 270 in ein einzelnes 2D-Projektionsbild 272 zu projizieren. Die am häufigsten verwendete Technik, dies zu tun, besteht darin, einen Strahl von jedem Pixel durch die 3D-Anordnung 270 von Bilddatenpunkten in das Projektionsbild 272 zu projizieren und dabei denjenigen Datenpunkt auszuwählen, der den maximalen Wert besitzt. Der für jeden Strahl ausgewählte Wert wird verwendet, um die Helligkeit von dessen korrespondierendem Pixel im Projektionsbild 272 zu kontrollieren. Dieses Verfahren, das hier im Folgenden als „Maximum-Pixel-Technik" bezeichnet wird, ist sehr leicht zu realisieren, und es ergibt ästhetisch ansprechende Bilder. Es ist derzeit das bevorzugte Verfahren.
Eine andere Technik, die verwendet wird, um ein Projektionsbild 272 herzustellen, und die mehr der verfügbaren Information beibehält, wird hier im Folgenden als das „Integrationsverfahren" bezeichnet. Dieses Projektionsverfahren ist beschrieben im US-Patent Nr. 5,204,627, das mit „Adaptive NMR Angiographic Projection Method" betitelt ist. Bei diesem Verfahren wird die Helligkeit jedes Projektionsbildpixels durch die Summe aller Datenpunkte entlang des Projektionsstrahls bestimmt.
Eine wiederum andere Technik, die verwendet wird, um das Projektionsbild 272 zu erzeugen, verwendet ein 3D-Region-erzeugendes Verfahren. Die Herkunft der Regionen in dem zu erzeugenden 3D-Bilddatensatz wird vom Benutzer festgelegt. Die erzeugten Regionen werden dann unscharf gemacht und mit Schwellenwerten versehen, um eine Maske zu erzeugen, die „Voxel" gerade außerhalb der Gefäßränder beinhaltet, die beim Prozess der Regionen-Erzeugung weggelassen worden sein könnten. Dieses Verfahren ergibt eine sehr glatte Darstellung des Gefäßsystems, bei dem die Gefäßränder erhalten bleiben und eine Gefäßüberlappung durch die Verwendung visueller Markierungen, die in den Wiedergabeprozess einbezogen werden, abgeleitet werden kann.
Wie oben angezeigt, werden die Ansichten, die verwendet werden, um den Datensatz für jedes Bild zu erzeugen, über eine Zeitspanne aufgenommen, während der das Kontrastmittel in die Region von Interesse („ROI") fließt. Als Ergebnis kann sich die Menge an Kontrastmittel und damit die Signalstärke oder das Signalgewicht während der Aufnahme der Ansichten, die zur Herstellung jedes Datensatzes verwendet werden, verändern. Es ist entdeckt worden, dass solche Variationen des Signalgewichts in Bildartefakten bei den rekonstruierten Bildern resultieren. Diese Artefakte können eine korrekte Diagnose beeinträchtigen. Ein derartiges Artefakt ist im Graphen in 7 angezeigt, der einen Querschnitt durch ein rekonstruiertes Bild einer Aorta darstellt, gerade unterhalb der Nierenarterien. Der Intensitätsabfall bei 280 ist ein Artefakt, das als schattierte Region im Zentrum der Arterie erscheint. Die Lösung für dieses Problem besteht darin, Informationen hinsichtlich der zeitabhängigen Kontrastverstärkung der NMR-Signale zu erlangen und diese Informationen dazu zu verwenden, die während der dynamischen Studie aufgenommenen NMR-Signale neu zu gewichten oder zu normalisieren.
Insbesondere bezugnehmend auf 9 besitzt eine typische Kontrastkurve, die die Variationen des NMR-Signalgewichts anzeigt, wenn das Kontrastmittel in die ROI gelangt, einen Hintergrundwert (B), der gemessen wird, bevor das Kontrastmittel ankommt. Die aufgenommenen NMR-k-Raumdaten (I_k) beinhalten eine Komponente für den arteriellen Blutfluss (I_art) und eine Komponente für den Hintergrund (I_bkg). Die arterielle Komponente I_art erfährt eine verstärkte Gewichtung durch die Kurve (C(t)) oberhalb des Grundlinienwerts B. Von der Hintergrundkomponente I_bkg wird angenommen, dass sie beim ersten Kontrastdurchgang ein konstantes Gewicht besitzt. Ik(t) = B × Ibkg + [B + C(t)] × Iart (1)
Um sicherzustellen, dass die Neugewichtung gemäß der vorliegenden Erfindung keine illusionäre Veränderung des Hintergrunds bewirkt, erfolgt die gesamte Neugewichtung an subtrahierten k-Raum-Daten ΔI_k, die gebildet werden, indem man die Daten einer k-Raumgrundlinie, die vor dem Eintreffen des Kontrastmittels erhalten wurde, von den k-Raumdaten nach dem Kontrast abzieht. Dies ergibt ΔIk = Ik(t) – Ik(0) = C(t) × Iart (2)
Wir können in der Praxis nicht durch C(t) dividieren, um dessen variable Gewichtung zu entfernen, da die Gefahr besteht, durch null zu dividieren. Eine Option besteht darin, durch C(t) + f × B zu dividieren, wobei fein Bruch ist, z.B. 0,1. Diese Division erzeugt eine neue differentielle k-Raum-Datenserie ΔI_k', die gegeben ist als ΔIk' = ΔIk/[f × B + C(t)] (3)
Falls f klein ist, formt dies das Einsetzen der Kontrastkurve und erzeugt ein Plateau von k-Raum-Daten mit gleicher Gewichtung, wie in 10 gezeigt. Der Schärfegrad dieser Kurve 282 führt zu gleichförmigen Bildern ohne illusionäre Veränderung, wenn alle neu gewichteten Werte auf das flache Plateau 284 aufgenommen werden.
Um alle Artefakte zu eliminieren, sollten die k-Raumansichten nur aufgenommen werden, nachdem das Kontrastmittel an der ROI angekommen ist und das Plateau des gewichtenden Faktors etabliert worden ist. Eine Lösung besteht darin, eine ABCD-Sequenz genau vor oder unmittelbar nach der Kontrastmittelinjektion durchzuführen und dann mit den A-Aufnahmen fortzufahren (wobei sich A auf die zentrale k-Raumaufnahme bezieht, wie oben diskutiert), bis das Kontrastmittel angekommen ist, wobei an diesem Punkt die Abfolge ABACAD gestartet wird. Dann schaut ein Verfahren des „nächsten Nachbarn" ausgehend vom ersten A zeitlich voraus, um die nächsten B, C und D k-Raumaufnahmen für den ersten 3D-Bilddatensatz bei der dynamischen Studie aufzufinden. Danach kann die zeitliche Mittelung der A's und die „Nächster Nachbar"-Selektion der äußeren k-Raumteile gemäß obiger Beschreibung durchgeführt werden. Die Abfolge sieht folgender Maßen aus unter der Annahme, dass das Kontrastmittel während der Aufnahme von A9 ankommt.
A1, B2, C3, D4, A5, A6, A7, A8, A9, B10, A11, C12, A13, D14, A15, B16, A17, C18, A19, D20 ...
Die Grundlinie wird erzeugt aus den k-Raum-Ansichten A1 + B2 + C3 + D4 und wird von den folgenden k-Raumdaten abgezogen.
A9 + B10 + C12 + D14
B10 + (A9 + A11)/2 + C12 + D14
A11 + B10 + C12 + D14 ...
Diese k-Raumdaten werden dann gemäß Gleichung (3) unter Verwendung eines Gewichtungssignals C(t) korrigiert. Bei einer Ausführungsform wird das Gewichtungssignal C(t) produziert, wenn die Bilddaten aufgenommen werden, und diese Normalisierung der Bilddaten kann unmittelbar erfolgen. Wie die folgende Diskussion jedoch anzeigen wird, kann der Wert des Gewichtungssignals C(t) bei einer anderen Ausführungsform unbekannt sein, wenn die k-Raumdaten aufgenommen werden. Folglich ist es notwendig, die Daten bei deren Aufnahme zeitlich zu kennzeichnen. Dies ermöglicht es, die Korrektur gemäß Gleichung (3) später durchzuführen, wenn der Wert des Gewichtungssignals C(t) für den Zeitpunkt, an dem die k-Raumdaten aufgenommen werden, präzise bekannt ist.
Es kann eine Anzahl von Verfahren verwendet werden, um die Probenwerte/Abtastwerte C_i für das Gewichtungssignal C(t) zu produzieren. Beispielsweise können sie unter Verwendung der „MR Smartprep"-Eigenschaft erzeugt werden, die auf dem obigen General Electric MRI-System verfügbar ist. Dieses Verfahren überwacht die NMR-Signalstärke aus einer Region von Interesse, indem es eine Pulssequenz ausführt, die mit der Aufnahme der oben beschriebenen Bilddaten überlappt. Wenn diese Pulssequenz während der dynamischen Studie oft genug vollzogen wird, so kann der gegenwärtige Wert des Gewichtungssignals C(t) aufrechterhalten werden, wenn die Bilddaten aufgenommen werden. Die Normalisierung kann dann sofort erfolgen. Die Pulssequenz, die für das Sammeln der C(t)-Daten verwendet wird, kann z.B. eine Standardgradienten-Echosequenz mit einem schnittselektiven rf-Puls sein, die einen Schnitt senkrecht zu der abdominalen Aorta oder einer anderen Arterie definiert, um das Eintreffen des Kontrastmittels anzuzeigen. Anstatt an dem gewonnen Signal eine Fourier-Transformation durchzuführen, kann das integrierte Signal verwendet werden, um C(t) zu repräsentieren. Für eine präzisere Definition des Erscheinens des Kontrastmittelsignals in einem bestimmten Gefäß kann auch ein rf-Puls verwendet werden, der eine zylindrische Anregung definiert, die das Gefäß von Interesse durchfließt.
Bei der Alternative können die Werte für C(t) aus den aufgenommenen Bilddaten abgeleitet werden. Beispielsweise können die 2D-Bilder, die gemäß obiger Beschreibung rekonstruiert werden, verwendet werden, um periodische Werte C_i während der dynamischen Studie zu erzeugen. In diesem Fall identifiziert der Benutzer die ROI auf dem ersten 2D-Bild, und die Intensitätswerte darin werden integriert, um den Grundlinienwert B zu bilden. Die gleichen Intensitätswerte werden bei den nachfolgenden 2D-Bildern integriert. Dann wird, wie in 9 gezeigt, der Grundlinienwert B von den ROI-Signalen in jedem Bildfenster abgezogen, um die Kontrastverstärkungswerte C_i zu bilden. Der Vorteil dieses Verfahrens besteht darin, dass es einem ermöglicht, den Bildkontrast an genau der Stelle des Gefäßsystems zu überwachen, der für den Radiologen von Interesse ist, und es stellt dadurch sicher, dass die beste Unterdrückung von Artefakten in der Region von Interesse erfolgen wird. Der Nachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass der Wert von C(t) nicht bekannt ist, wenn die Bilddaten aufgenommen werden, und dass der Normalisierungsschritt aus der Rückschau durchgeführt werden muss.
Ungeachtet des Verfahrens, das verwendet wird, um die Kontrastverstärkungswerte C_i zu erzeugen, zeigen diese Werte nur die Kontrastverstärkung zu einzelnen Zeitpunkten während der dynamischen Studie an. Wenn die 2D-Bilder verwendet werden, um die Werte C_i zu erzeugen, so wird beispielsweise ein Wert C_i für jedes aufgenommene Bildfenster erzeugt. Spezifischer repräsentiert jeder Wert C_i die Kontrastverstärkung zu demjenigen Zeitpunkt, an dem die zentralen k-Raum-Ansichten (d.h. „A" in den obigen Abfolgen) für jedes Bildfenster aufgenommen werden. Auf der anderen Seite, wenn das „MR Smartprep"-Verfahren verwendet wird, kann seine Pulssequenz überlappend sein und öfter als einmal pro Bildfenster durchgeführt werden, jedoch kann dies nicht zu oft ausgeführt werden, ohne die Dauer des Scans zu erhöhen und die zeitliche Auflösung der dynamischen Studie zu verringern. Dementsprechend ist es eine Lehre der vorliegenden Erfindung, dass eine glatte Kurve für die Kontrastverstärkungswerte C_i passend gemacht wird, indem man Interpolation verwendet, um die Kontrastverstärkungskurve C(t) zu erzeugen: C(t) = Interp(Ci) (4)wobei „Interp" Interpolation anzeigt.
Die „Daten-Kennzeichnung", die mit jedem aufgenommenen NMR-Signal assoziiert ist, kann dann verwendet werden, um die Kontrastverstärkungswerte (C) zu der entsprechenden Zeit (t) wieder zu finden.

Claims

Verfahren zur Herstellung eines Kontrast-verstärkten Magnetresonanzbildes eines Subjekts aus NMR-Daten, die während einer dynamischen Studie gewonnen wurden, umfassend: a) Injizieren eines Kontrastmittels in das Subjekt; b) Ausführen einer NMR-Pulssequenz, um NMR-Probensignale aus einem ausgewählten dreidimensionalen k-Raum während eines Zeitsegments der dynamischen Studie zu gewinnen, um einen dreidimensionalen Datensatz zu erzeugen; und c) Wiederholen von Schritt b) in einer Abfolge von Zeitsegmenten während der dynamischen Studie, um eine entsprechende Mehrzahl zusätzlicher dreidimensionaler Datensätze zu erzeugen, dadurch gekennzeichnet, dass außerdem folgendes umfasst ist: d) Auswählen einer Untergruppe von Daten aus jedem dreidimensionalen Datensatz; e) Rekonstruieren eines zweidimensionalen Bildes im Hinblick auf jeden dreidimensionalen Datensatz unter Verwendung nur der ausgewählten Untergruppe von Daten, um eine Abfolge zweidimensionaler Bilder zu erzeugen, die das Subjekt während der dynamischen Studie abbilden; f) Auswählen eines oder mehrerer der dreidimensionalen Datensätze auf Basis einer Prüfung der zweidimensionalen Bilder; und g) Rekonstruieren eines dreidimensionalen Bildes aus jedem ausgewählten dreidimensionalen Datensatz.
Verfahren gemäß der Darstellung in Anspruch 1, weiterhin umfassend: h) Erzeugen eines zweidimensionalen Bildes durch Projizieren des dreidimensionalen Bildfensters.
Verfahren gemäß der Darstellung in Anspruch 1, bei dem ein zweiter der dreidimensionalen Datensätze ausgewählt wird, ein zweites dreidimensionales Bild daraus rekonstruiert wird und ein dreidimensionales Differenz-Bild aus den beiden dreidimensionalen Bildern erzeugt wird.
Verfahren gemäß der Darstellung in Anspruch 3, weiterhin umfassend: h) Erzeugen eines zweidimensionalen Bildes durch Projizieren des dreidimensionalen Differenzbildes.
Verfahren gemäß der Darstellung in Anspruch 1, bei dem die Untergruppe von Daten, die in Schritt d) ausgewählt wird, aus Probensignalen einer einzelnen zweidimensionalen Ebene in dem dreidimensionalen k-Raum besteht.
Verfahren gemäß der Darstellung in Anspruch 5, bei dem die zweidimensionale Ebene in einer zentralen Region des dreidimensionalen k-Raums liegt.
Verfahren gemäß der Darstellung in Anspruch 1, weiterhin umfassend: h) Auswählen einer interessierenden Region in den rekonstruierten zweidimensionalen Bildern und Erzeugen eines Signals aus den Bilddaten in dieser interessierenden Region, das die Kontrastverstärkung in den Bildern anzeigt, die durch das Eintreffen des injizierten Kontrastmittels in der interessierenden Region hervorgerufen wird.