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Dokumentenidentifikation DE102006033862B3 06.12.2007
Titel Verfahren zur dynamischen Magnet-Resonanz-Bildgebung sowie Magnet-Resonanz-Gerät
Anmelder Siemens AG, 80333 München, DE
Erfinder Stemmer, Alto, 91054 Erlangen, DE
DE-Anmeldedatum 21.07.2006
DE-Aktenzeichen 102006033862
Veröffentlichungstag der Patenterteilung 06.12.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 06.12.2007
IPC-Hauptklasse G01R 33/563(2006.01)A, F, I, 20060721, B, H, DE
Zusammenfassung Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufzeichnung und Erstellung einer zeitaufgelösten Bilderserie bei einem Organ mit einer quasi-periodischen Bewegung mittels Magnet-Resonanz-Technik. Ein abzutastender k-Raum (51) wird dabei segmentiert mit mehreren Teildatensätzen (63) abgetastet, wobei die Abtastpunkte jedes Teildatensatzes (63) Gitterpunkten eines kartesischen Abtast-Gitters (55) eines k-Raum-Segmentes (53) entsprechen und die kartesischen Abtast-Gitter (55) entsprechend den k-Raum-Segmenten (53) zueinander rotiert sind. Für jeden Teildatensatz (63) wird jeweils eine Reihe von Subdatensätzen (67) unvollständig anhand sich abwechselnder Abtastschemata aufgezeichnet. Jeder aufgezeichnete unvollständige Subdatensatz (67) ist dabei einem der Einzelbilder (69) der Bilderserie zugeordnet. In einem weiteren Schritt wird bei zumindest einem Teil der Teildatensätze (63) eine Reihe vollständiger Subdatensätze (71) aus der Reihe unvollständiger Subdatensätze (67) rekonstruiert. Die Rekonstruktion der Einzelbilder (69) erfolgt, indem bei jedem der Einzelbilder (69) zumindest ein Teil der vollständigen Subdatensätze (71), die diesem Einzelbild (69) zugeordnet sind, zur Rekonstruktion verwendet wird.

Beschreibung[de]

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufzeichnung und Erstellung einer zeitaufgelösten Bilderserie mittels Magnet-Resonanz-Technik, wie sie insbesondere zur Darstellung des Bewegungsablaufes bei einem Organ mit einer quasi-periodischen Bewegung eingesetzt wird.

Die Magnet-Resonanz-Bildgebung, im Folgenden als MRI (engl.: „magnetic resonance imaging") bezeichnet, ist ein seit Jahren erfolgreich etabliertes Gebiet der medizinischen Bildgebung. Stark vereinfacht beschrieben werden hierbei durch Einsatz verschiedener Magnetfelder unterschiedlicher Stärke und räumlicher und zeitlicher Charakteristik Kernspinresonanzen in einem zu untersuchenden Objekt hervorgerufen, die ihrerseits gemessen werden. Die aufgezeichneten Messdaten werden dabei üblicherweise in einem zwei- oder dreidimensionalen Raum; dem sogenannten k-Raum, angeordnet, der mit dem Bildraum über eine Fourier-Transformation zusammenhängt.

In letzter Zeit hat sich zunehmend das Gebiet der dynamischen MRI entwickelt, d.h. die Aufzeichnung einer zeitlich aufgelösten Bilderserie, mit der Bewegungsabläufe dargestellt werden können. Eine typische Anwendung der Erfindung ist die sogenannte CINE-Bildgebung von Organen, die eine quasi-periodische Bewegung aufweisen, wie beispielsweise das Herz, die Lunge, das Abdomen oder der Blutfluss durch Gefäße.

Die dynamische MRI benötigt eine schnelle Aufzeichnung der einzelnen Bilder der zeitlichen Bilderserie, um die Veränderung des abzubildenden Objektes einzufrieren und zeitlich aufzulösen. Da MRI-Methoden oftmals mit hierfür nicht akzeptablen langen Bildaufnahmezeiten verbunden sind, existieren verschiedene Weiterentwicklungen, um den Prozess der Bildaufzeichnung zu beschleunigen. Eine erfolgreich eingesetzte Möglichkeit ist es, dass in einem ersten Schritt ein Teil der aufzuzeichnenden Daten während des Aufzeichnungsprozesses ausgelassen wird, und dass in einem zweiten Schritt die fehlenden Daten anhand von A-priori-Wissen und/oder Annahmen, die für den Rekonstruktionsprozess gemacht werden, rekonstruiert werden.

Wenn bei der Aufzeichnung der Messdaten ein kartesisches Abtastmuster eingesetzt wird – d.h. die Messdaten so aufgezeichnet werden, dass sie im k-Raum entlang eines kartesischen Gitters angeordnet sind -, existieren verschiedene Methoden zur Beschleunigung der Aufzeichnung von Messdaten bei der dynamischen MRI. Den Methoden gemeinsam ist, dass jeweils die Nummer der tatsächlich aufgezeichneten k-Raum-Zeilen pro Bild herabgesetzt wird, indem bei der Aufzeichnung der Messdaten k-Raum-Zeilen während der Aufzeichnung übersprungen werden. Unterschiede bestehen vornehmlich in der Art und Weise, wie bestimmte Annahmen, A-priori-Wissen und/oder zusätzlich aufgezeichnete Messsignale eingesetzt werden, um die bei der Datenaufzeichnung übersprungenen k-Raum-Zeilen mit aus den Messdaten rekonstruierten Daten wieder aufzufüllen.

Beispiele dieser Verfahren sind unter dem Namen UNFOLD und TSENSE bekannt und sind in folgenden Schriften beschrieben:

UNFOLD: Madore B. et al, "Unaliasing by Fourier-Encoding the Overlaps Using the Temporal Dimension (UNFOLD), Applied to Cardiac Imaging and fMRI", Magn. Reson. Med. 42:813-828, 1999;

TSENSE: Peter Kellman, Frederick H. Epstein, Elliot R. McVeigh. "Adaptive sensitivity encoding incorporating temporal filtering (TSENSE)". Magn. Reson. Med. 45:846-852, 2001.

Beide Verfahren verwenden Abtastungsschemata, bei denen sowohl in räumlicher als auch in zeitlicher Richtung jeweils nur jede A-te k-Raum-Zeile bei der Aufzeichnung der Messdaten der Bilderserie aufgezeichnet wird (A ist dabei ein ganzzahliger Faktor), während die anderen k-Raum-Zeilen übersprungen werden. Wenn die zeitliche Bilderserie direkt aus den Messdaten errechnet wird, weist diese Bilderserie ein A-faches Aliasing in Form von sogenannten Ghost-Bildern auf.

Bei dem UNFOLD-Verfahren wird diese Bilderserie entlang der Zeitachse Fourier-transformiert. Im Frequenzraum weist das Spektrum der Bilderserie A Teilkomponenten auf, wobei eine Komponente dem Spektrum der erwünschten Bilderserie entspricht und A-1 dieser Komponenten den unerwünschten Ghost-Bildern. Während die Ghost-Bilder in der Bilderserie überlappen, sind die Ghost-Bilder im Frequenzspektrum getrennt: Das Spektrum der gewünschten Komponente ist um die Null-Frequenz lokalisiert, während die Spektren der Ghost-Bilder um den Wert NP/A verschoben sind (NP ... Anzahl der Einzelbilder der Bilderserie). Das UNFOLD-Verfahren verwendet einen Tiefpass-Filter, um die unerwünschten Komponenten zu unterdrücken. Im Allgemeinen werden jedoch die Spektren der gewünschten Komponente und die Spektren der Ghost-Bilder zu einem gewissen Grad überlappen. Dieser Überlapp lässt sich durch die Filterung nicht trennen, sodass im Allgemeinen das Filtern entweder ein zeitliches Verwischen (durch Filtern hochfrequenter Anteile) oder ein Verbleiben von Ghost-Bild-Artefakten (durch unzureichendes Unterdrücken der entsprechenden Komponenten) in der Bilderserie führt.

Das TSENSE-Verfahren basiert auf dem UNFOLD-Verfahren. Die Messdaten werden dabei mit mehreren Spulenelementen aufgezeichnet, und bei der Entfernung des Aliasing in der Bilderserie werden zusätzlich die unterschiedlichen Spulen-Empfindlichkeits-Profile verwendet, die unter Verwendung des UNFOLD Verfahrens direkt aus den unterabgetasteten Messdaten ermittelt werden. Auf diese Weise ergibt sich ein verbessertes Eliminieren des Aliasing.

Weitere auf den gleichen Abtastschemata basierende Methoden sind unter dem Namen kt-BLAST, kt-SENSE und TGRAPPA bekannt und in folgenden Schriften beschrieben:

kt-BLAST, kt-SENSE: Jeffrey Tsao, Peter Boesiger, Klaas P. Pruessmann. "k-t BLAST and k-t SENSE: Dynamic MRI with high frame rate exploiting spatiotemporal correlations". Magn. Reson. Med. 50:1031-1042, 2003;

TGRAPPA: Felix A. Breuer, Peter Kellman, Mark A. Griswold, Peter M. Jakob. "Dynamic autocalibrated parallel imaging using temporal GRAPPA (TGRAPPA)". Magn. Reson. Med. 53:981-985, 2005.

Nachteilig bei diesen Methoden ist dabei eine Verstärkung von Artefakten und/oder Rauschen bzw. eine höhere zeitliche Unschärfe und eine geringere zeitliche Auflösung, verglichen mit einem vollständig aufgezeichneten statischen Objekt bzw. mit einer vollständig aufgezeichneten zeitlichen Bilderserie mit einer herabgesetzten räumlichen Auflösung.

Weiterhin ist es bei der MRI bekannt, dass nicht-kartesische Methoden der k-Raum-Abtastung bei der Aufzeichnung der Messdaten vorteilhaft sein können, insbesondere wenn radialartige Abtastungsmuster des k-Raumes verwendet werden. Diese Methoden zeichnen sich vor allem durch ihre Robustheit gegenüber einer Unteraufzeichnung und gegenüber Artefakten aus, hierunter insbesondere gegenüber Bewegungsartefakten.

Es existieren daher Versuche, nicht-kartesische k-Raum-Abtastungsmuster bei der dynamischen MRI einzusetzen, um verbleibende Artefakte zu reduzieren und/oder das Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu vergrößern und/oder weitere Beschleunigung zu erhalten. In der Schrift Hansen Michael S. et al. "k-t BLAST reconstruction from non-Cartesian k-t space sampling", Magn. Res. Med. 55:85-91, 2006, werden beispielsweise mehrere Methoden diskutiert, die alle im Vergleich zu einer kartesischen Abtastung des k-Raumes schwerwiegende Nachteile aufweisen. Die offenbarten Methoden weisen z.B. Rekonstruktionszeiten von mehreren Stunden auf, weswegen sie in der klinischen Bildgebung nur sehr bedingt eingesetzt werden können, da dies zu unerwünschten Verzögerungen bei klinischen Arbeitsabläufen führt.

Eine andere Methode, die sowohl zur statischen als auch dynamischen MRI eingesetzt wird, ist unter dem Namen PROPELLER-MRI bekannt und ist beispielsweise in den Schriften J.G. Pipe „Periodically Rotated Overlapping ParallEL Lines with Enhanced Reconstruction (PROPELLER) MRI; Application to Motion Correction", ISMRM 1999, abstract Nr. 242, und J.G. Pipe "Periodically Rotated Overlapping ParallEL Lines with Enhanced Reconstruction (PROPELLER) MRI; Application to Contrast-Enhanced MRA", ISMRM 1999, abstract Nr. 157 und Pipe J.G. "Motion Correction with PROPELLER MRI: application to head motion and free-breathing cardiac imaging". Magn. Reson. Med. 42:963-969, 1999, beschrieben.

Bei der MRI in PROPELLER-Technik wird der k-Raum lamellenartig mit jeweils rechtwinkligen k-Raum-Segmenten überdeckt (engl. oft auch als „blades" oder „stripes" bezeichnet), die um einen zentralen k-Raum-Punkt zueinander rotiert sind.

Vorteilhaft bei dieser Art der k-Raum-Abtastung ist unter anderem, dass eine unerwünschte Bewegung des zu untersuchenden Objektes, die zwischen der Aufzeichnung zweier k-Raum Segmente auftreten kann, ermittelt werden kann. Bei der Rekonstruktion der Bilddaten kann je nach Art der Bewegung diese entweder herausgerechnet werden oder zumindest derart berücksichtigt werden, dass Artefakte in Folge der Patientenbewegung vergleichsweise gut unterdrückt werden.

In der J.G. Pipe "Periodically Rotated Overlapping ParallEL Lines with Enhanced Reconstruction (PROPELLER) MRI; Application to Contrast-Enhanced MRA", ISMRM 1999, abstract Nr. 157 wird die PROPELLER-Technik in einer speziellen Ausgestaltung zur dynamischen Kontrastmitteluntersuchung eingesetzt. Die dort beschriebene Methode kann jedoch nicht ohne Weiteres zur Darstellung quasi-periodischer Bewegungsabläufe, beispielsweise der Bewegung des Herzens, eingesetzt werden.

Die US 2006/0028206 A1 beschreibt ein Verfahren und eine Vorrichtung, bei denen eine PROPELLER-Technik und eine PAT Rekonstruktion (PAT für „partial acquisition technique") zur Bilderzeugung unter Verwendung multipler Magnetresonanz-Empfangsspulen.

Die EP 1 618 843 A1 beschreibt ein Verfahren und eine Vorrichtung, mit der mithilfe einer PROPELLER-Technik und mithilfe einer parallelen MR-Methode Magnetresonanz-Bilder erzeugt werden.

Es ist daher die Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur dynamischen MRI anzugeben, das eine hohe zeitliche und räumliche Auflösung erlaubt, das eine geringe Rekonstruktionszeit benötigt und das gegenüber Artefakten, insbesondere gegenüber Bewegungsartefakten und Magnetfeldinhomogenitäten und gegenüber einer Unterabtastung des k-Raumes robust ist. Weiterhin ist es die Aufgabe der Erfindung ein Magnet-Resonanz-Gerät bzw. ein Computersoftwareprodukt für die dynamische MRI mit einer hohen zeitlichen und räumlichen Auflösung bei gleichzeitig geringer Rekonstruktionszeit und Robustheit gegenüber Artefakten bereitzustellen.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren gemäß Anspruch 1, ein Magnet-Resonanz-Gerät gemäß Anspruch 13 sowie ein Computersoftwareprodukt gemäß Anspruch 14.

Das erfindungsgemäße Verfahren zur Aufzeichnung und Erstellung einer zeitaufgelösten Bilderserie, die eine Reihe von Einzelbildern umfasst, eines Organs mit einer quasi-periodischen Bewegung mittels Magnet-Resonanz-Technik, bei dem ein abzutastender k-Raum segmentiert mit mehreren Teildatensätzen abgetastet wird, wobei die Abtastpunkte jedes Teildatensatzes Gitterpunkten eines kartesischen Abtast-Gitters eines k-Raum-Segmentes entsprechen und die kartesischen Abtast-Gitter der k-Raum-Segmente zueinander rotiert sind, weist die folgenden Schritte auf:

  • – Für jeden Teildatensatz Aufzeichnung von mehreren unvollständigen Subdatensätzen,

    wobei jeder unvollständige Subdatensatz jeweils einem der Einzelbilder zugeordnet ist,

    wobei die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze entlang des dem Teildatensatz zugehörigen Abtast-Gitters mit unterschiedlichen, sich abwechselnden Abtastschemata erfolgt, und

    wobei bei den unterschiedlichen Abtastschemata jeweils andere Gitterpunkte des dem Teildatensatz zugehörigen Abtast-Gitters abgetastet werden,
  • – Bei zumindest einem Teil der Teildatensätze Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen, und
  • – Rekonstruktion der Einzelbilder, indem bei jedem der Einzelbilder zumindest ein Teil der vollständigen Subdatensätze, die diesem Einzelbild zugeordnet sind, zur Rekonstruktion verwendet werden.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren kommt folglich eine radialartige Abtastung des k-Raumes zum Einsatz, da die einzelnen k-Raum-Segmente zueinander rotiert sind. Zudem weist das erfindungsgemäße Verfahren die Eigenschaft auf, dass die einzelnen k-Raum-Segmente jeweils mit einem kartesischen Abtastschema abgetastet werden. Die Abtastung eines k-Raum-Segmentes erfolgt mit mehreren Subdatensätzen, wobei jeder Subdatensatz einem Einzelbild der zeitaufgelösten Bilderserie zugeordnet ist, d.h., dass die quasi-periodische Bewegung des zu untersuchenden Objektes in den einzelnen Subdatensätzen festgehalten wird.

Die aufgezeichneten Subdatensätze sind dabei unvollständig, d.h., dass bei der Aufzeichnung nicht alle Gitterpunkte des k-Raum-Segmentes durch Messdaten belegt sind. Die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze ist jedoch mit mehreren unvollständigen, sich nacheinander abwechselnden Abtastschemata vorgenommen worden. Bei den unterschiedlichen Abtastschemata sind jeweils andere Gitterpunkte des k-Raum-Segmentes abgetastet worden. Durch die sich wiederholenden Abtastschemata ist folglich eine zeitliche Reihe unvollständiger Subdatensätze mit kartesischen Abtastmustern erzeugt worden, sodass die in der Beschreibungseinleitung erwähnten Methoden nun eingesetzt werden können, um die zeitliche Reihe unvollständiger Subdatensätze zu vervollständigen und so zu jedem Teildatensatz eine Reihe vollständiger Subdatensätze zu erhalten.

Vorzugsweise erfolgt diese Rekonstruktion bei jedem der einzelnen Teildatensätze. Auf diese Weise erhält man zu jedem k-Raum-Segment eine Reihe von vollständigen Subdatensätzen. Jede dieser Reihen von vollständigen Subdatensätzen widerspiegelt die quasi-periodische Bewegung des zu untersuchenden Objektes.

Die Rekonstruktion der Einzelbilder der Bilderserie erfolgt, indem vorzugsweise bei jedem der Einzelbilder alle vollständigen Subdatensätze, die diesem Einzelbild zugeordnet sind, zur Rekonstruktion verwendet werden. Die Rekonstruktion des Einzelbildes aus den zugehörigen Subdatensätzen erfolgt dabei mit bekannten Methoden der PROPELLER-Rekonstruktionstechnik. Ein vielfach eingesetztes Verfahren bei der PROPELLER-Rekonstruktion stellt das sogenannte Gitter-Verfahren dar, auch unter der englischen Bezeichnung Gridding oder Gridding-Verfahren bekannt. Eine ausführliche Darstellung dieses Verfahrens findet sich in der Schrift J.I. Jackson et al., „Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding", IEEE Trans. Med. Imag. 10:473-478, 1991.

Aus der Schrift Arfanakis K. et al., "k-Space Undersampling in PROPELLER Imaging", Magn. Reson. Med. 53:675-683, 2005 ist bekannt, dass qualitativ hochwertige Bilder auch dann rekonstruiert werden können, wenn der k-Raum nicht vollständig mit zueinander rotierten k-Raum-Segmenten überdeckt wird. Aus diesem Grunde kann es vorteilhaft sein, komplette Teildatensätze bei der Aufnahme wegzulassen, um die Messzeit weiter zu reduzieren. Ferner sind aus diesem Grund nicht zwingend notwendig, alle vollständigen Subdatensätze, die einem Einzelbild zugeordnet sind, zur Rekonstruktion eines Einzelbildes zu verwenden. Letzteres ist z.B. dann vorteilhaft wenn einzelne Subdatensätze während der Rekonstruktion als Artefaktbehaftet (z.B. in Folge ungewünschter Patientenbewegung, die der quasiperiodischen Organbewegung überlagert ist) identifiziert werden. Aus diesem Grunde ist es auch nicht zwingend notwendig, bei jedem Teildatensatz eine Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze durchzuführen.

Bevorzugterweise werden die unvollständigen Subdatensätze eines Teildatensatzes unmittelbar nacheinander aufgezeichnet. Auf diese Weise erreicht man, dass die während der Akquisition der Messdaten geschalteten Gradientenfelder maximal gleichförmig sind, wodurch ungewünschte Effekte, die Artefakte verursachen würden, z.B. in Folge von Wirbelströmen, erfahrungsgemäß minimiert werden. Ferner wird diese Akquisitionsreihenfolge, falls ungewünschte Patientenbewegungen während der Untersuchung (die der dynamischen Organbewegung überlagert ist) auftreten, im Allgemeinen die Zahl der korrumpierten Teildatensätze verringern.

In einer bevorzugten Ausführungsform findet die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze eines Teildatensatzes nach einem Triggerpunkt, der die quasi-periodische Bewegung des Organs charakterisiert, statt. Hierdurch kann die Aufzeichnung der einzelnen unvollständigen Subdatensätze, von denen ein jeder Subdatensatz einem Einzelbild zugeordnet ist, auf einfache Weise mit der Bewegung des Organs abgestimmt werden.

Bevorzugterweise werden durch die Aufzeichnung der gesamten unvollständigen Subdatensätze alle Gitterpunkte des dem Teildatensatz zugehörigen Abtast-Gitters abgetastet. Dies bedeutet, dass durch die Gesamtheit aller Abtastschemata alle Gitterpunkte des Teildatensatzes abgetastet werden. Diese bevorzugte Ausführungsvariante wird üblicherweise auch eingesetzt werden, um so eine besonders genaue Vervollständigung der unvollständigen Subdatensätze durchführen zu können, ist aber nicht zwingend notwendig. Beispielsweise können Abtastschemata auch so ausgebildet werden, dass zwar alle Gitterpunkte von zentralen Bereichen der k-Raum-Segmente durch die Gesamtheit der Abtaatschemata abgetastet werden, dass in den Randbereichen der k-Raum-Segmente jedoch nicht alle Gitterpunkte von der Gesamtheit der Abtastschemata mit erfasst werden.

Vorteilhafterweise werden durch die Aufzeichnung der gesamten unvollständigen Subdatensätze alle Gitterpunkte des dem Teildatensatz zugehörigen Abtast-Gitters mehrfach abgetastet.

Wenn alle Gitterpunkte des einem Teildatensatz zugehörigen Abtastgitters mehrfach abgetastet werden, lassen sich vollständige Subdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen besonders genau rekonstruieren.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform wechseln sich die bei der Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze verwendeten unterschiedlichen Abtastschemata zyklisch ab. Abtastschemata, die sich zyklisch abwechseln, erzeugen eine Periodizität bei der Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze. Dies erlaubt eine einfache Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze hieraus.

Bei einer besonders einfach umzusetzenden Ausführungsform werden A unterschiedliche Abtastschemata verwendet, die dadurch charakterisiert sind, dass bei jedem Abtastschema lediglich jede A-te k-Raum-Zeile des Abtast-Gitters abgetastet wird, und dass die abgetasteten k-Raum-Zeilen von Abtastschema zu Abtastschema verschoben sind. Die Zahl A ist dabei üblicherweise eine einstellige ganze Zahl. Die Verwendung derartiger Abtastschemata lässt sich besonders einfach realisieren und hat den Vorteil, dass derartige Abtastschemata eine besonders einfache Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen erlauben.

Vorteilhafterweise erfolgt die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze mit mehreren Spulenelementen unterschiedlicher räumlicher Sensitivität, wobei bei der Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen Informationen von Sensitivitäten der einzelnen Spulenelemente verwendet werden. Auch hierdurch erhöht sich die Genauigkeit der Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze aus unvollständigen Subdatensätzen.

In einer Ausführungsform des Verfahrens wird die Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen mit Hilfe weiterer vollständiger Hilfsdatensätze, die einem zentralen k-Raum-Bereich zugeordnet sind, durchgeführt. Derartige Hilfsdatensätze erlauben eine besonders einfache und genaue Rekonstruktion der Subdatensätze.

Bevorzugterweise sind die einzelnen k-Raum-Segmente um einen zentralen Punkt des k-Raumes zueinander rotiert. Hierdurch überschneiden sich die einzelnen k-Raum-Segmente in einem zentralen Bereich des k-Raumes. Diese Überschneidung bedingt, dass mit jedem Subdatensatz Messdaten aufgezeichnet werden, die diesem zentralen Bereich zugeordnet sind. Ein Vergleich dieser mehrfach aufgezeichneten Messdaten kann bei der Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze bzw. der Einzelbilder der Bilderserie vorteilhaft eingesetzt werden. Bei dem Schritt der Rekonstruktion der Einzelbilder aus den vollständigen Subdatensätzen kann beispielsweise eine ungewünschte Patientenbewegung, die in der Bildebene zwischen der Akquisition der einzelnen Subdatensätze aufgetreten ist (und der dynamischen Bewegung des Organs überlagert ist), registriert werden und – je nach Art der Bewegung – teilweise oder gar vollständig korrigiert werden. Ist eine Korrektur der Artefakte nicht möglich, können auf diese Weise Teil- oder Subdatensätze identifiziert werden, die mit besonders starken Artefakten belegt sind, sodass diese Teil- bzw. Subdatensätze von der weiteren Rekonstruktion ausgenommen werden können.

Überschneiden sich die k-Raum-Segmente in einem zentralen Bereich und wird für die Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen ein Verfahren gewählt, das Hilfsdatensätze zur Rekonstuktion verwendet, werden bevorzugterweise die Hilfsdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen errechnet. Auf diese weise kann die Zeit, die zur Aufzeichnung der Hilfsdatensätze nötig wäre, während der Aufzeichnung der Messdaten eingespart werden.

In einer anderen vorteilhaften Ausführungsform können jedoch auch die Hilfsdatensätze zusätzlich zu den unvollständigen Subdatensätzen mit aufgezeichnet werden. In diese Ausführungsform kann die Rekonstruktionszeit verkürzt werden, da die Hilfs-Datensätze nun nicht aus den unvollständigen Subdatensätzen errechnet werden müssen, sondern da so die Hilfs-Datensätze direkt mit den unvollständigen Subdatensätzen aufgezeichnet worden sind, hierbei aber die Aufnahmezeit der Messdaten erhöhen. Unter dem Namen kt-BLAST/kt-SENSE bekannte Verfahren arbeiten beispielsweise mit Hilfsdatensätzen zur Rekonstruktion vollständiger Datensätze.

Das erfindungsgemäße Magnet-Resonanz-Gerät ist zur Durchführung eines der Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10 ausgebildet.

Das erfindungsgemäße Computersoftwareprodukt implementiert ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wenn es auf einer Rechnereinheit, die mit einem Magnet-Resonanz-Gerät verbunden ist, läuft.

Ausführungsformen der Erfindung sowie vorteilhafte Ausgestaltungen gemäß den Merkmalen der Unteransprüche werden im Folgenden anhand der Zeichnung dargestellt, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein.

Es zeigen:

1 einen schematischen Überblick über ein Magnet-Resonanz-Gerät nach dem Stand der Technik,

2 eine PROPELLER-artige Überdeckung des k-Raumes mit einzelnen k-Raum-Segmenten, entlang derer jeweils eine Abtastung entlang eines kartesischen Abtast-Gitters erfolgt,

3 einen Überblick der in die Aufzeichnung von Teil- und Subdatensätzen aufgeteilten Aufzeichnung der Messdaten während der Herzzyklen,

4 einen Überblick über die Rekonstruktion von Einzelbildern einer Bilderserie aus den Messdaten, und

5 einen schematischen Ablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens.

1 zeigt schematisch den Aufbau eines Magnet-ResonanzGerätes 1 nach dem Stand der Technik. Die Komponenten des Magnet-Resonanz-Gerätes 1, mit denen die eigentliche Messung durchgeführt wird, befinden sich in einer hochfrequenztechnisch abgeschirmten Messkabine 3. Um einen Körper mittels Magnet-Resonanz-Bildgebung zu untersuchen, werden verschiedene, in ihrer zeitlichen und räumlichen Charakteristik genauestens aufeinander abgestimmte Magnetfelder auf den Körper eingestrahlt.

Ein starker Magnet, üblicherweise ein Kryomagnet 5 mit einer tunnelförmigen Öffnung, erzeugt ein statisches starkes Hauptmagnetfeld 7, das üblicherweise 0,2 Tesla bis 3 Tesla und mehr beträgt, und das innerhalb eines Messvolumens weitgehend homogen ist. Ein zu untersuchender Körper – hier nicht dargestellt – wird auf einer Patientenliege 9 gelagert und in dem Hauptmagnetfeld 7, genauer im Messvolumen, positioniert.

Die Anregung der Kernspins des Körpers erfolgt über magnetische Hochfrequenz-Anregungspulse, die über eine hier als Körperspule 13 dargestellte Hochfrequenzantenne eingestrahlt werden. Die Hochfrequenz-Anregungspulse werden von einer Pulserzeugungseinheit 15 erzeugt, die von einer Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 gesteuert wird. Nach einer Verstärkung durch einen Hochfrequenzverstärker 19 werden sie zur Hochfrequenzantenne geleitet. Das hier gezeigte Hochfrequenzsystem ist lediglich schematisch angedeutet. Üblicherweise werden mehr als eine Pulserzeugungseinheit 15, mehr als ein Hochfrequenzverstärker 19 und mehrere Hochfrequenzantennen in einem Magnet-Resonanz-Gerät 1 eingesetzt.

Weiterhin verfügt das Magnet-Resonanz-Gerät 1 über Gradientenspulen 21, mit denen bei einer Messung Gradientenfelder zur selektiven Schichtanregung und zur Ortskodierung des Messsignals eingestrahlt werden. Die Gradientenspulen 21 werden von einer Gradientenspulen-Steuerungseinheit 23 gesteuert, die ebenso wie die Pulserzeugungseinheit 15 mit der Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 in Verbindung steht.

Die von den angeregten Kernspins ausgesendeten Signale werden von der Körperspule 13 und/oder von Lokalspulen 25 empfangen, durch zugeordnete Hochfrequenzvorverstärker 27 verstärkt und von einer Empfangseinheit 29 weiterverarbeitet und digitalisiert. Die Empfangsspulen können dabei auch mehrere Spulenelemente umfassen, mit denen Kernresonanzsignale zugleich aufgezeichnet werden.

Bei einer Spule, die sowohl im Sende- als auch im Empfangsmodus betrieben werden kann, wie z.B. die Körperspule 13, wird die korrekte Signalweiterleitung durch eine vorgeschaltete Sende-Empfangs-Weiche 39 geregelt.

Eine Bildverarbeitungseinheit 31 erzeugt aus den Messdaten ein Bild, das über eine Bedienkonsole 33 einem Anwender dargestellt oder in einer Speichereinheit 35 gespeichert wird. Eine zentrale Rechnereinheit 37 steuert die einzelnen Anlagekomponenten. Die Rechnereinheit 37 und die weiteren Komponenten sind dabei so ausgebildet, dass mit ihnen das erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt werden kann.

2 illustriert eine k-Raum-Abtastungsart bei einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, die der Abtastungsart der PROPELLER-Technik entspricht. Eine zweidimensionale k-Raum-Matrix 51 wird dabei mit einzelnen k-Raum-Segmenten 53 überdeckt. Die Abtastpunkte jedes k-Raum-Segmentes 53 liegen in jedem k-Raum-Segment 53 auf einem kartesischen Abtast-Gitter 55.

Der Übersichtlichkeit halber ist das Abtast-Gitter 55 lediglich an einem k-Raum-Segment 53 in Form von 15 zentralen (d.h. um den Nullpunkt angeordneten) k-Raum-Zeilen 57 (L = 15) dargestellt, die in Phasenkodierrichtung äquidistant parallel angeordnet sind.

Die Länge jeder k-Raum-Zeile 57 deckt dabei die volle Breite der k-Raum-Matrix 51 (in dem hier aufgeführten Beispiel M = 192 Matrixpunkte) ab. Dies ist jedoch nicht zwingend notwendig.

Die einzelnen k-Raum-Segmente 53 sind um einen zentralen Punkt zueinander rotiert, sodass ein zentraler kreisförmiger Bereich 59 der k-Raum-Matrix 51 durch jedes k-Raum-Segment 53 überdeckt und damit bei der Aufzeichnung der Messdaten jedes Mal mit abgetastet wird. Dabei stellen die Rotationswinkel &agr;i und die Anzahl NB der k-Raum-Segmente 53 charakteristische Parameter dar, die so gewählt werden, dass k-Raum-Segmente 53 den gesamten interessierenden k-Raum-Bereich überdecken. Der Buchstabe B steht hierbei für den engl. Begriff „blade", mit dem die einzelnen k-Raum-Segmente 53 bei einer PROPELLER-artigen k-Raum-Abtastung oftmals bezeichnet werden. Im Allgemeinen ist dies gewährleistet, wenn gilt:

Im Vergleich zu anderen Akquisitionstechniken in der MRI hat die PROPELLER-Technik den Vorteil, dass der zentrale kreisförmige Bereich 59 (mit Durchmesser L) im Zentrum des k-Raumes gleichsam von jedem einzelnen k-Raum-Segment 53 überdeckt wird. Nach Aufzeichnung der Messdaten erlaubt ein Vergleich der Messdaten der unterschiedlichen k-Raum-Segmente 53 in dem kreisförmigen Bereich 59, aufgetretene Bewegungen eines zu untersuchenden Objektes bei der Aufzeichnung der Messdaten der verschiedenen k-Raum-Segmente 53 zu ermitteln. Die so gewonnene Information kann dann bei der Rekonstruktion der Bilddaten unter Verwendung der Messdaten aller k-Raum-Segmente 53 berücksichtigt werden, wodurch es möglich ist, Bewegungsartefakte in den Bildern deutlich zu reduzieren. Auch bei dem hier vorgestellten Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens wird dieser Vorteil einer PROPELLER-artigen k-Raum-Segmentierung in dem Verfahrensschritt der Rekonstruktion der Einzelbilder aus vervollständigten Subdatensätzen verwendet.

Auch wenn hier der Einfachheit und der Klarheit halber eine zweidimensionale k-Raum-Matrix 51 dargestellt ist, kann das Verfahren auch bei dreidimensionalen Abtastschemata angewendet werden, solange die Abtastpunkte der dreidimensionalen k-Raum-Segmente jeweils auf einem kartesischen Abtastgitter liegen und die k-Raum-Segmente zueinander rotiert sind.

Anhand von 3 und 4 wird die Aufzeichnung der Messdaten bzw. die Rekonstruktion der Bilderserie aus den Messdaten beschrieben. 3 zeigt eine Übersicht über die Aufteilung und den zeitlichen Ablauf der Aufzeichnung der Messdaten bei dem erfindungsgemäßen Verfahren.

Das hier beschriebene Ausführungsbeispiel wird beispielhaft bei der Aufzeichnung und Erstellung einer zeitaufgelösten Bilderserie eines sich bewegenden Herzens erläutert. Dementsprechend erfolgt die Aufzeichnung der Messdaten während mehrerer Herzzyklen. Der Ablauf eines Herzzyklus ist durch eine EKG-(Elektrokardiogramm)-Linie 61 angedeutet, wobei ein EKG als Überwachung der quasi-periodischen Bewegung des Herzens üblicherweise auch während des Messvorganges von einem Patienten abgeleitet wird.

Die zeitaufgelöste Bilderserie, mit der die Bewegung des Herzens wiedergegeben wird, umfasst NP Einzelbilder. Der Buchstabe P steht hierbei für die zeitliche Phase während des Bewegungszyklus des Herzens, die durch eines der Einzelbilder wiedergegeben wird. Jedem Einzelbild ist ein Zeitpunkt t, ...

des Bewegungszyklus zugeordnet.

Bei der vorliegenden Erfindung erfolgt die k-Raum-Abtastung sukzessive in mehreren Teildatensätzen 63, wobei jeder der Teildatensätze 63 in einem Herzzyklus, dessen Beginn durch eine R-Zacke 65, die im EKG detektiert wird, gekennzeichnet ist, aufgezeichnet wird.

Bei jedem Teildatensatz 63 erfolgt die Aufzeichnung der Messdaten in einem der k-Raum-Segmente 53. Die Aufzeichnung des Teildatensatzes 63, also die Abtastung des zugehörigen k-Raum-Segmentes 53, erfolgt in NP unvollständigen Subdatensätzen 67. Bei der Aufzeichnung des Teildatensatzes 63 wird die Abtastung des k-Raum-Segmentes 53 folglich NP-mal wiederholt – jeweils zu den Zeitpunkten

der Einzelbilder.

Erst nach Aufzeichnung des vollständigen Teildatensatzes 63 durch Np unvollständige Subdatensätze 67 wird der nächste Teildatensatz 63 aufgezeichnet, mit dem das nächste k-Raum-Segment 53 abgetastet wird, das zu dem vorherigen k-Raum-Segment 53 um den Rotationswinkel &agr; rotiert ist. In dem vorliegenden Beispiel erfolgt die Aufzeichnung eines Teildatensatzes 63 jeweils nach Detektion einer R-Zacke 65 in der EKG-Linie.

Die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze 67 bedeutet, dass das dem k-Raum-Segment 53 zugeordnete Abtast-Gitter 55 nicht vollständig aufgezeichnet wird bzw. dass nicht jeder Gitterpunkt des Abtast-Gitters 55 mit einem Messwert belegt wird.

Bei dem hier gezeigten Beispiel wird bei der Aufzeichnung eines unvollständigen Subdatensatzes 67 nur jede A-te k-Raum-Zeile 57, symbolisiert durch durchgezogene Linien, abgetastet, während die anderen k-Raum-Zeilen 57, symbolisiert durch gestrichelte Linien, übersprungen werden. Bei der Aufzeichnung der einzelnen unvollständigen Subdatensätze 67 werden nacheinander jeweils andere k-Raum-Zeilen 57 abgetastet bzw. übersprungen. Wenn nur beispielsweise jede A-te k-Raum-Zeile 57 aufgezeichnet wird, ergeben sich so A unterschiedliche Abtastschemata, mit denen nacheinander das k-Raum-Segment 53 bei der Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze 67 abgetastet wird. Durch das Abtasten lediglich jeder A-ten k-Raum-Zeile 57 ergibt sich so ein raumzeitlicher Beschleunigungsfaktor von A. In dem vorliegenden Beispiel hat die Zahl A den Wert 3. Für einen Wert A = 2 würden sich beispielsweise zwei Abtastschemata ergeben, die stets entweder geradzahlige oder ungeradzahligen k-Raum-Linien 57 abtasten würden.

Bei der Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze 67 werden diese A verschiedenen Abtastschemata sequentiell angewendet, so dass jeweils nach A aufgezeichneten unvollständigen Subdatensätzen alle k-Raum-Linien 57 eines k-Raum-Segmentes 53 aufgezeichnet worden sind.

Diese hier vorgestellten Abtastschemata weisen den Vorteil auf, dass derartige Abtastschemata eine besonders einfache Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen erlauben. Die Rekonstruktion eines vollständigen Subdatensatzes kann dabei mit oben beschriebenen bekannten Methoden erfolgen, die bei analogen Abtastschemata angewendet werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren ist jedoch nicht auf die beschriebenen Abtastschemata beschränkt, bei denen jeweils ganze k-Raum-Zeilen 57 aufgezeichnet bzw. übersprungen werden, sondern kann auch dann angewendet werden, wenn die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze 67 allgemein mit unterschiedlichen, sich abwechselnden Abtastschemata erfolgt, wobei bei den unterschiedlichen Abtastschemata jeweils andere Gitterpunkte des k-Raum-Segmentes 53 bzw. des zugehörigen Abtast-Gitters 55 abgetastet werden.

Mit der in 3 dargestellten Aufteilung der Messdaten ist der gesamte aufgezeichnete Datensatz also in NB Teildatensätze 63 aufgeteilt. Ein jeder dieser Teildatensätze 63 ist seinerseits wieder in NP unvollständige Subdatensätze 67, die einem der NB k-Raum-Segmente 53 zugeordnet sind, aufgeteilt.

Bei der hier beschriebenen Aufteilung der Messdaten in Teildatensätze 63 und unvollständige Subdatensätze 67 findet die zeitliche Anordnung der Aufzeichnung der Messdaten derart statt, dass bei einem Teildatensatz 63 zuerst sequenziell alle Subdatensätze 67 aufgezeichnet werden und dass daraufhin erst die Aufzeichnung des nächsten Teildatensatzes 63 stattfindet. Diese Reihenfolge der Aufzeichnung eignet sich besonders für die Umsetzung auf einem Magnet-Resonanz-Gerät. Das erfindungsgemäße Verfahren ist jedoch nicht auf diese spezielle Ausgestaltung der sequentiellen Messdatenaufzeichnung beschränkt; es können auch andere Reihenfolgen der Aufzeichnung angewendet werden, bei denen die Aufzeichnung der Teildatensätze 63 und unvollständigen Subdatensätze 67 untereinander verschachtelt sind.

Vor Beschreibung der Rekonstruktion der Einzelbilder 69 aus den aufgezeichneten Messdaten anhand von 4 erfolgt eine nähere Beschreibung der Sequenz, mit der die Messdaten aufgezeichnet werden. Insbesondere wird das Augenmerk auf die für die Sequenz typischen Zeitdauern gerichtet, die zu charakteristischen Zeitdauern der Bewegung des Herzens und weiteren physiologischen Parametern in Beziehung gesetzt werden.

Die spezielle Sequenz, die zur Aufzeichnung der Messdaten eingesetzt wird, spielt dabei eine untergeordnete Rolle, solange mit der Sequenz eine kartesische Abtastung des k-Raumes ermöglicht wird. Zur CINE-Bildgebung des Herzens hat sich beispielsweise eine TrueFISP-Sequenz (TrueFISP für „true fast imaging with steady-state precession"), auch bekannt unter den Bezeichnungen SSFB (für „refocused/balanced steady-state free precession"), FIESTA (für „Fast Imaging Employing Steady State Acquistion"), balanced FFE (für „Fast Field Echo"), bewährt. Während der Aufzeichnung der Bilddaten wird der Patient angewiesen, seinen Atem anzuhalten. Jedes Mal, wenn eine R-Zacke 65 im EKG detektiert wird, startet die Aufzeichnung der Messdaten, wobei nach einer R-Zacke 65 NP unvollständige Subdatensätze 67 aufgezeichnet werden. In jedem unvollständigen Subdatensatz 67 werden S k-Raum-Zeilen 57 aufgezeichnet. Nach Aufzeichnung von S k-Raum-Zeilen 57 zeichnet die Sequenz den nächsten unvollständigen Subdatensatz 67 auf. Die Zahl S nimmt typischerweise einen Wert 15 an; auf diese Weise benötigt die Aufzeichnung eines unvollständigen Subdatensatzes 67ca. 50 ms. Dieser Wert stellt gleichzeitig die zeitliche Auflösung der Bilderserie dar. Wenn man annimmt, dass nach einer R-Zacke 65 900 ms zur Aufzeichnung von Messdaten zur Verfügung stehen (ein typischer Wert bei einem Herzschlag von 60/min), können so NP = 18 aufeinander folgende unvollständige Subdatensätze 67 – entsprechend NP = 18 Einzelbildern 69 der zeitlich aufgelösten Bilderserie – aufgezeichnet werden.

In Abhängigkeit der Herzfrequenz des Patienten werden mehr oder weniger als 18 unvollständige Subdatensätze 67 nach einer R-Zacke 65 aufgezeichnet, so dass die zeitliche Bilderserie eine entsprechend andere Anzahl von Einzelbildern 69 aufweist. Wenn TS die Zeitdauer bezeichnet, die benötigt wird, um S k-Raum-Zeilen 57 abzutasten, und TA die Zeitdauer des Aufnahmezeitfensters nach einer R-Zacke 65, lässt sich beispielsweise die Anzahl der Einzelbilder 69 der zeitlichen Bilderserie anhand der folgenden Formel errechnen:

wobei das Symbol (·)A,2 bedeutet, dass der in Klammern stehende Wert auf die nächste kleinere ganze Zahl gerundet wird, die gerade und ein Vielfaches des raumzeitlichen Beschleunigungsfaktors A ist.

Wenn bei jedem unvollständigen Subdatensatz 67 nur jede dritte k-Raum-Zeile 57 abgetastet wird, d.h. wenn der raumzeitliche Beschleunigungsfaktor A = 3 ist, weist das kartesische Abtast-Gitter des zugehörigen k-Raum-Segmentes 53 L = A·S = 45 k-Raum-Zeilen 57 auf. Bei Annahme einer quadratischen k-Raum-Matrix 51 und einer Matrixgröße von M = 192 Matrixpunkten weisen auch die k-Raum-Zeilen 57 eine Zeilenlänge von 192 Matrixpunkten auf. In diesem Fall ergeben sich anhand der Abschätzung

6 bis 7 k-Raum-Segmente 53 zur Überdeckung der k-Raum-Matrix 51. Entsprechend sind 6 bis 7 Herzschläge notwendig, um die Bewegung des Herzens in einer Schicht aufzuzeichnen. Wenn man davon ausgeht, dass ein Patient maximal 20 sec den Atem anhalten kann, und eine Herzfrequenz von 60/min annimmt, stehen so maximal 20 Herzschläge zur Aufzeichnung der Messdaten ohne Atembewegung zur Verfügung. Dies bedeutet, dass während einer Atemhaltezeit ca. zwei bis drei Schichten des Herzens aufgezeichnet werden können. Zur Darstellung des gesamten Herzens werden üblicherweise werden 12 zusammenhängende Kurzachsenschnitte bei einer Schichtdicke von 8 mm benötigt, um den gesamten linken Ventrikel von der Herzspitze bis zur Basis des Herzens darzustellen.

Ein Ziel bei der Bildgebung des Herzens ist es deswegen, die Anzahl der Herzschläge möglichst gering zu halten, die benötigt werden, um eine Schicht aufzuzeichnen. Je geringer diese Anzahl der Herzschläge ist, desto mehr Schichten können während eines Atemstopps aufgezeichnet werden, so dass insgesamt weniger Atemstopps nötigt sind, um das gesamte Herz darzustellen. Alternativ kann eine schnelle Aufzeichnungstechnik auch dazu verwendet werden, die Atemhaltezeiten zu verkürzen, was insbesondere bei Patienten mit Herz-Kreislauf-Problemen von großem Vorteil ist. Weitere Alternativen zur Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens sind die Zahl der Atemstopps und die Dauer der Atemstopps im Vergleich zur unbeschleunigten Messung annähernd gleich zu belassen, dafür aber die zeitliche Auflösung (durch Verkleinern von S) und/oder die räumliche Auflösung (durch Vergrößern von M) zu erhöhen. Durch Parameterwahl von A, S, M, und Zahl der Schichten per Atemstopp kann der Anwender festlegen von welcher der drei Alternativen er in welchen Umfang profitieren will. Weitere Möglichkeiten, die Aufnahmezeiten mit dem erfindungsgemäßen Verfahren bei Bedarf zu verkürzen, werden später erläutert.

Auch wenn das erfindungsgemäße Verfahren hier am Beispiel der CINE-Bildgebung des Herzens näher beschrieben wurde, ist es auch bei anderen Anwendungsgebieten zur Erstellung einer zeitlichen Bilderserie anwendbar und eignet sich insbesondere zur Darstellung einer quasi periodischen Bewegung eines Organs, wie z.B. auch die Bewegung der Lunge oder der Organe des Abdomens.

4 zeigt einen Überblick über die Rekonstruktion von Einzelbildern einer Bilderserie aus den Messdaten.

Da die Abtastung eines k-Raum-Segmentes 53 bei der Aufzeichnung eines Teildatensatzes 63 mit einem kartesischen Abtastschema erfolgt, können die in den unvollständigen Subdatensätzen 67 fehlenden und übersprungenen Messdaten – in dem speziellen Fall die jeweils übersprungenen k-Raum-Zeilen 57 – auf bekannte Weise ergänzt werden, sodass aus den unvollständigen Subdatensätzen 67 vollständige Subdatensätze 71, symbolisiert durch die gepunkteten Linien, rekonstruiert werden. Hierdurch kann das sogenannte Aliasing, das bei einem Überspringen von k-Raum-Zeilen 57 bei der Aufzeichnung sonst auftreten würde, eliminiert werden.

Die bei der Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze 71 aus den unvollständigen Subdatensätzen 67 eingesetzten Methoden sind beispielsweise in der Beschreibungseinleitung unter den Namen UNFOLD, TSENSE, kt-BLAST, kt-SENSE und TGRAPPA mit den zugehörigen Referenzen angegeben worden.

Einige dieser Methoden arbeiten mit zusätzlich zu den eigentlichen Messdaten aufgezeichneten Hilfsdatensätzen, oftmals auch als Trainingsdatensätze bezeichnet. Derartige Hilfsdatensätze sind dabei üblicherweise vollständig aufgezeichnete Bilddatensätze, jedoch mit einer reduzierten räumlichen und optional mit einer reduzierten zeitlichen Auflösung. Bei den oben angegebenen Methoden können diese Hilfsdatensätze beispielsweise jeweils vor, nach oder gar während der Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze 67 aufgezeichnet werden. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren können entsprechend der Rekonstruktionsmethode ebenfalls zusätzlich zu den unvollständigen Subdatensätzen 67 in analoger Weise Hilfsdatensätze aufgezeichnet werden. In 3 und 4 sind die optional mit aufzuzeichnenden Hilfsdatensätze der Übersichtlichkeit halber nicht mit dargestellt.

Es folgt nun die Beschreibung einer speziellen Methode der Rekonstruktion NP vollständiger Subdatensätze 71 aus den NP unvollständigen Subdatensätzen 67 eines Teildatensatzes 63. Zur Rekonstruktion nach dieser Methode sind keine speziell aufgezeichneten Hilfsdatensätze notwendig; die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze 67 erfolgt jedoch anhand mehrerer Spulenelementen, die jeweils eine unterschiedliche räumliche Sensitivität aufweisen.

Um die Daten der nicht abgetasteten k-Raum-Zeilen 57 aus den Messdaten der unvollständigen Subdatensätze 67 zu rekonstruieren, wird eine modifizierte GRAPPA-artige Methode eingesetzt. Die unter dem Namen „GRAPPA" bekannte Methode ist eine Methode zur parallelen Bildgebung (GRAPPA für „GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Aquisitions"), ist beispielsweise in der DE 101 26 078 B4 oder in der Griswold M.A. et al., "Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions (GRAPPA)", Magn. Reson. Med. 47:1202-1210, 2002, beschrieben, und wird dazu verwendet, Aliasing-Artefakte, die aufgrund einer Unterabtastung des k-Raumes entstehen, bei gleichzeitiger Aufzeichnung der Messdaten mit mehreren Spulenelementen zu eliminieren. Hierbei wird separat für jedes Spulenelement jeder Datenpunkt einer nicht abgetasteten k-Raum-Zeile 57 als gewichtete Linearkombination aus im k-Raum benachbarten und abgetasteten Messdaten mehrerer Spulenelemente berechnet. Die hierfür benötigten Gewichtungsfaktoren werden üblicherweise unter Verwendung von zusätzlich aufgezeichneter k-Raum-Zeilen 57 ermittelt, die durch das Abtastschema der Unterabtastung nicht erfasst worden wären.

Bei dem hier vorgestellten Verfahren werden die Gewichtungsfaktoren ohne zusätzliche Aufzeichnung von k-Raum-Zeilen 57 bei den unvollständigen Subdatensätzen 67 ermittelt, sondern mit Hilfe von Hilfsdatensätzen, die aus den unvollständigen Subdatensätzen 67 gewonnen werden.

Es folgt nun eine genauere Beschreibung der einzelnen Schritte der Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze.

Schritt 1: Alle aufgezeichneten Messdaten eines Teildatensatzes 63 des k-Raum-Segmentes 53, d.h. die zeitliche Serie von unvollständigen Subdatensätzen 67, werden in einem vierdimensionalen Array s(ky, kx, nc, tn) angeordnet . Die Indizes ky, kx kennzeichnen den Ort im k-Raum, der Index nc das Spulenelement (nc = 1, ..., Nc), der Index tn den Zeitpunkt der n-ten Wiederholung der Aufzeichnung des unvollständigen Subdatensatzes 67 (n = 1, ..., NP). Nc ist dabei die Gesamtzahl der verwendeten Spulenelemente und größer oder gleich dem raum-zeitlichen Beschleunigungsfaktor A. Diejenigen Array-Elemente werden mit Null belegt, für die aufgrund der Unterabtastung keine Messdaten in den unvollständigen Subdatensätzen 67 vorliegen. Das Array wird daraufhin entlang der t-Achse Fourier-transformiert mit einer diskreten Fourier-Transformation mit einer Transformationslänge NP, sodass das zugehörige zeitliche Frequenzspektrum S(ky, kx, nc, fn),

erhalten wird.

Schritt 2: Auf dieses zeitliche Frequenzspektrum wird ein Tiefpass-Filter mit einem engen Tiefpass-Band um die Nullfrequenz angewendet, um Geisterbilder zu entfernen, die aufgrund der Unterabtastung in dem Frequenzspektrum vorhanden sind.

Schritt 3: Der statische Anteil, der dem zeitlich gemittelten Anteil der Bilderserie entspricht, wird aus dem zeitlichen Frequenzspektrum entfernt, indem die Werte im zeitlichen Frequenzspektrum mit Frequenz Null gleich Null gesetzt werden:

Schritt 4: Das so modifizierte zeitliche Frequenzspektrum wird entlang der f-Achse mit einer inversen Fourier-Transformation rücktransformiert. Hierdurch erhält man eine modifizierte zeitliche Serie von Subdatensätzen, beschrieben durch das Array s~ dynamic(ky, kx, nc, tn). Diese modifizierte Serie ist nun vollständig, d.h. dass bei dem zugehörigen Array s~ dynamic(ky, kx, nc, tn) auch diejenigen Datenwerte von Null verschieden sind, die im ursprünglichen Array aufgrund der Unterabtastung gleich Null waren:

Schritt 5: Die auf diese Weise erhaltene modifizierte zeitliche Serie von Subdatensätzen s~ dynamic(ky, kx, nc, tn) dient als Serie von Hilfsdatensätzen dazu, die linearen Gewichtungsfaktoren, die für eine GRAPPA-artige Rekonstruktion verwendet werden, für jeden Zeitpunkt tn zu errechnen. Auf diese Weise erhält man NP Sätze von linearen Gewichtungsfaktoren, die für die spätere Rekonstruktion gespeichert werden.

Schritt 6: Wieder ausgehend von der ursprünglichen zeitlichen Serie von unvollständigen Subdatensätzen 67 – beschrieben durch das Array s(ky, kx, nc, tn) – wird der statische Anteil der ursprünglichen Messdaten errechnet, indem eine Mittelung der zeitlichen Serie über die Zeit durchgeführt wird:

Schritt 7: Der dynamische Anteil der ursprünglichen zeitlichen Serie der unvollständigen Subdatensätze 67 des k-Raum-Segmentes 53 wird erhalten, indem der statische Anteil subtrahiert wird:

Schritt 8: Unter Verwendung der im Schritt 5 errechneten Sätze von linearen Gewichtungsfaktoren erfolgt eine GRAPPA-artige Rekonstruktion der Daten, die auf den dynamischen Anteil der Subdatensätze angewendet wird. Auf diese Weise erhält man eine neue dynamische, zeitliche Serie von Subdatensätzen, beschrieben durch das Array ŝdynamic(ky, kx, nc, tn). Auch diese neue dynamische, zeitliche Serie ist vollständig, d.h. dass bei dem zugehörigen Array ŝdynamic(ky, kx, nc, tn) auch diejenigen Datenwerte von Null verschieden sind, die im ursprünglichen Array s(ky, kx, nc, tn) aufgrund der Unterabtastung gleich Null waren.

Bei den nun folgenden Schritten des Rekonstruktionsprozesses wird einerseits der statische Anteil, der in Schritt 7 subtrahiert worden ist, wieder hinzugefügt und verbleibende Aliasing-Artefakte unterdrückt.

Schritt 9: Zunächst wird die neue dynamische zeitliche Serie von Subdatensätzen ŝdynamic(ky, kx, nc, tn) aus Schritt 8 entlang der t-Achse Fourier-transformiert (diskreten Fourier-Transformation mit Transformationslänge NP), um das zugehörige zeitliche Frequenzspektrum zu erhalten:

Schritt 10: Die Werte dieses zugehörigen zeitlichen Frequenzspektrums mit der Frequenz Null sollten – bis auf kleine Abweichungen – gleich Null sein. Diese Werte werden nun durch den statischen Anteil NP·sstatic(ky, kx, nc) ersetzt, wobei sstatic(ky, kx, nc) im Schritt 6 errechnet worden ist.

Schritt 11: Um verbleibende Artefakte in dem so modifizierten zeitlichen Frequenzspektrum weiter zu unterdrücken, wird ein Bandpassfilter mit einem engen Sperrbereich auf das zeitliche Frequenzspektrum angewendet. Der Sperrbereich des Filters ist ein Frequenzband, das um die Frequenzen fm lokalisiert ist, für die gilt:

Auf diese Weise werden verbleibende Artefakte unterdrückt.

Schritt 12: Über eine inverse Fourier-Transformation wird aus dem gefilterten Frequenzspektrum die zeitliche Serie von vollständigen Subdatensätzen 71 rekonstruiert.

Diese Rekonstruktionsschritte werden nun vorzugsweise für alle NB Teildatensätze 63 bzw. deren unvollständige Subdatensätze 67 wiederholt.

Die vollständigen Subdatensätze 71 werden in einem weiteren Schritt dazu verwendet, um eine Rekonstruktion der Bilderserie gemäß der PROPELLER-Technik durchzuführen. Ein Einzelbild 69 der Bilderserie wird dabei rekonstruiert, indem die vollständigen Subdatensätze 71 der Teildatensätze 63, die diesem Einzelbild 69 zugeordnet sind, zur Rekonstruktion verwendet werden. Das Rekonstruktionsverfahren ist in der zuvor zitierten Arbeit von J.G. Pipe, "Motion Correction with PROPELLER MRI: application to head motion and free-breathing cardiac imaging". Magn. Reson. Med. 42:963-969, 1999, beschrieben. Ein für die finale Bildqualität entscheidender Schritt ist die Interpolation der Datenpunkte der Subdatensätze 71 auf ein geeignetes kartesisches Gitter. Für diesen Rekonstruktionsschritt können verschiedene bekannte Verfahren eingesetzt werden. Zwei Verfahren werden nachfolgend kurz beschrieben.

Ein mögliches und vielfach eingesetztes Verfahren zur Interpolation der Datenpunkte der Subdatensätze 71 auf ein geeignetes kartesisches Gitter stellt das sogenannte Gitter-Verfahren dar, auch unter der englischen Bezeichnung „Gridding" oder „Gridding-Verfahren" bekannt. Eine ausführliche Darstellung dieses Verfahrens findet sich in der Schrift J.I. Jackson et al., „Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding", IEEE Trans. Med. Imag. 10:473-478, 1991. Bei einer Vorgehensweise gemäß den Gridding-Verfahren wird jeder Datenpunkt der vollständigen, zu einem der Einzelbilder zugehörigen Subdatensätze bzw. der durch Wichtung kompensierte/korrigierte Datenpunkt einer Faltung (mit entsprechendem Faltungskern) unterworfen und auf ein geeignetes kartesisches Gitter projiziert. Dieser nun kartesisch vorliegende Rohdatensatz wird dann mittels einer Fast-Fourier-Transformation (FFT) in den Bildraum transformiert. Indem das Ergebnis dieser FFT durch den Fourier-transformierten Faltungskern geteilt wird (inverse Faltung bzw. Entfaltung), wird das zu rekonstruierende Einzelbild erhalten.

Bei einem anderen bevorzugten Verfahren, das zur Rekonstruktion eines Einzelbildes aus den zugehörigen Subdatensätzen eingesetzt werden kann, werden folgende Schritte ausgeführt: Zuerst wird ein kartesisches finales Gitter ausgewählt. In einem zweiten Schritt werden nun die Daten eines jeden der Subdatensätze auf ein jeweils neues Gitter übertragen, welches die Orientierung des zum Subdatensatz gehörigen k-Raum-Segmentes aufweist und dabei zusätzlich eine Gitterkonstante hat, die der Gitterkonstante des finalen Gitters entspricht. Diese Übertragung kann beispielsweise durch eine Sinc-Interpolation erfolgen. Für den Fall, dass das finale Gitter und das Abtast-Gitter des Subdatensatzes die gleiche Gitterkonstante haben, wird keine Interpolation benötigt. In einem dritten Schritt werden die Daten eines jeden der neuen Gitter auf das finales Gitter interpoliert übertragen und aufsummiert, indem die Daten der neuen Gitter um den Winkel rotiert werden, der dem Drehwinkel des k-Raum-Segmentes bzw. des neuen Gitters im Vergleich zu dem finalen Gitter entspricht. Die so erhaltenen Daten des finalen Gitters werden daraufhin Fourier-transformiert, sodass so das Einzelbild erhalten wird.

Um beispielsweise das dritte Einzelbild 69' der Bilderserie zu rekonstruieren, werden die dritten vollständigen Subdatensätze 71' der Teildatensätze 63 verwendet. Wenn vorhanden, werden dabei bevorzugterweise die dritten Subdatensätze 71' aller Teildatensätze 63 verwendet. Es kann aber auch vorkommen, dass nicht alle dritten Subdatensätze 71' zur Rekonstruktion des dritten Einzelbildes 69' verwendet werden, beispielsweise, wenn einer der Teildatensätze 63 nicht verwertbar ist, da bei der Aufzeichnung dieses Teildatensatzes zu große Artefakte aufgetreten sind. In diesem Fall kann die Rekonstruktion des dritten Einzelbildes 69' auch mit nur einem Teil der dritten Subdatensätze 71' durchgeführt werden. Wie in der Arfanakis K. et al., "k-Space Undersampling in PROPELLER Imaging", Magn. Reson. Med. 53:675-683, 2005, beschrieben, beeinträchtigt das Weglassen der Daten einzelner k-Raum-Segmente bei der Rekonstruktion gemäß der PROPELLER-Technik die Bildqualität in einem tolerablen Ausmaß. Alternativ können in so einem Fall die artefaktbehafteten dritten Subdatensätze 71' durch zeitlich benachbarte Subdatensätze (im Beispiel z.B. des zweiten oder vierten Subdatensatzes) des gleichen Teildatensatzes ersetzt werden. Vorraussetzung für diese Alternative ist, dass die zeitlich benachbarten Subdatensätze des gleichen Teildatensatzes weniger artefaktbehaftet sind. Ferner wird man bei dieser Alternative die Datenpunkte des substituierten Subdatensatzes 71', die in solchen k-Raum Bereichen liegen, wo Datenpunkte von echten dritten Subdatensätzen vorhanden sind, unterdrücken.

Das erfindungsgemäße Verfahren weist einen weiteren Vorteil auf, der sich insbesondere dann zeigt, wenn eine Methode zur Vervollständigung von k-Raum-Zeilen 57 bei unvollständigen Subdatensätzen 67 gewählt wird, bei der üblicherweise zusätzlich aufgezeichnete Hilfsdatensätze verwendet werden. Derartige Methoden sind beispielsweise die in der Beschreibungseinleitung unter dem Namen kt-BLAST und kt-SENSE erwähnten Methoden, bei denen vor Aufzeichnung der eigentlichen unvollständigen Messdaten zusätzliche niedrig aufgelöste, vollständige Hilfsdatensätze aufgezeichnet werden.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es nun möglich, auf die Aufzeichnung der niedrig aufgelösten Hilfsdatensätze zu verzichten und stattdessen die aufgezeichneten Messdaten, die zu dem zentralen Bereich 59 der k-Raum-Matrix 51 gehören und die bei der Aufzeichnung jedes k-Raum-Segmentes 53 mit aufgezeichnet worden sind, zu verwenden.

Die Messdaten des zentralen Bereiches 59 sind trotz der unvollständigen Abtastung während der Aufzeichnung in einer ausreichenden Dichte vorhanden, da sie bei jedem k-Raum-Segment 53 mit aufgezeichnet werden, sodass hieraus Hilfsdatensätze erstellt werden können, die – analog zu üblicherweise mit aufgezeichneten Hilfsdatensätzen – eine geringere räumliche Auflösung aufweisen, die aber keine Aliasing-Artefakte aufweisen.

Die Extraktion der niedrig aufgelösten Hilfsdatensätze direkt aus den unvollständigen Subdatensätzen 67 hat mehrere Vorteile, verglichen mit einer zusätzlichen Aufzeichnung der Hilfsdatensätze. Einerseits kann so die gesamte Aufnahmezeit verkürzt werden, da Hilfsdatensätze separat aufgezeichnet werden müssen. Andererseits wird so die zeitliche Verzögerung zwischen der Aufzeichnung der Hilfsdatensätze und der eigentlichen Bilddatensätze umgangen, die im Falle einer dazwischen auftretenden Bewegung (beispielsweise durch einen unzureichenden Atemstopp) zu einer fehlerhaften Rekonstruktion vollständiger Datensätze führen würde, da Hilfsdatensätze und die unterabgetasteten Messdaten dann jeweils einem leicht veränderten Objekt entsprechen.

5 zeigt den schematischen Verfahrensablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens in einer bevorzugten Ausführungsform.

In einem ersten Verfahrensschritt 81 erfolgt die Aufzeichnung der Messdaten. Die Aufzeichnung der Messdaten erfolgt dabei iterativ, wobei bei jedem Iterationsschritt die Messdaten eines Teildatensatzes 63 aufgezeichnet werden; bei jedem Iterationsschritt werden also die Messdaten entlang eines der k-Raum-Segmente 53 aufgezeichnet. Hierzu wird – entsprechend der Anzahl der Einzelbilder 69 der Serie – eine Reihe von Subdatensätzen 67 aufgezeichnet, wobei jeder Subdatensatz 67 unvollständig aufgezeichnet wird und die Aufzeichnung anhand der unterschiedlichen, sich abwechselnden Abtastschemata erfolgt. Die unterschiedlichen Abtastschemata tasten jeweils andere Gitterpunkte des dem Teildatensatz 63 zugehörigen Abtast-Gitters ab, wobei aber durch die Aufzeichnung der gesamten unvollständigen Subdatensätze 67 alle Gitterpunkte des dem Teildatensatz 63 zugehörigen Abtast-Gitters abgetastet werden.

In einem zweiten Verfahrensschritt 83 erfolgt die Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze 71 aus den unvollständigen Subdatensätzen 67. Diese Rekonstruktion erfolgt dabei ebenfalls iterativ. Bei einem Iterationsschritt werden aus allen unvollständigen Subdatensätzen 67 eines Teildatensatzes 63 die entsprechenden vollständigen Subdatensätze 71 rekonstruiert.

In einem dritten Verfahrensschritt 85 erfolgt die iterative Rekonstruktion der einzelnen Einzelbilder 69 der Bilderserie. In einem Iterationsschritt wird dabei ein Einzelbild 69 rekonstruiert, indem alle dem Einzelbild 69 zugeordneten vollständigen Subdatensätze 71 für die Rekonstruktion des Einzelbildes 69 verwendet werden.

Im Folgenden erfolgt nun ein Vergleich des erfindungsgemäßen Verfahrens gemäß dem obigen Ausführungsbeispiel mit Verfahren, bei denen eine rein kartesische Abtastung des k-Raumes vorgenommen wird – bei denen also einzelne k-Raum-Segmente nicht zueinander rotiert sind. Im Folgenden sei angenommen, dass die Matrixgröße des quadratischen k-Raumes M = 192 sei. Weiterhin sei angenommen, dass in einem Subdatensatz jeweils S = 15 k-Raum-Zeilen abgetastet werden, wobei jeweils jede dritte k-Raum-Zeile abgetastet wird. Dies entspricht einem raumzeitlichen Beschleunigungsfaktor von A = 3.

Robustheit gegenüber Bewegung:

Während bei dem Ausführungsbeispiel – wie oben ausgeführt – ca. sechs bis sieben Herzschläge für eine vollständige Aufzeichnung einer Schicht notwendig sind, reichen bei einer rein kartesischen Abtastung und Segmentierung vier bis fünf Herzschläge aus. Dies ergibt sich aus folgender Formel:

Dies ist zwar geringfügig schneller, aber auch hier wird das Problem bei der Aufzeichnung auftreten, dass Patienten typischerweise ihren Atem während der Aufzeichnung nicht perfekt anhalten können. Dies bedingt, dass zwischen den Herzschlägen Bewegung auftreten wird.

Bei beiden Verfahren ist die Aufzeichnung der Messdaten in einem einzelnen k-Raum-Segment, verglichen mit der typischen Patientenbewegung, vergleichsweise schnell.

Da bei einem rein kartesischen Abtastung und Segmentierung des k-Raumes jedoch zuerst k-Raum-Segmente unvollständigen aufgezeichnet werden müssen, um darauf hin die unvollständig aufgezeichnete k-Raum-Matrix zu vervollständigen, bewirkt eine während der Aufzeichnung aufgetretene Patientenbewegung vergleichsweise starke Artefakte in den rekonstruierten Bihdern. Bei einer rein kartesischen Abtastung des k-Raumes wird also das bei verschiedenen Herzschlägen aufgezeichnete k-Raum-Signal durch die Bewegung dahingehend verändert, dass bei der Bildrekonstruktion Geisterbilder und/oder Verwischungen in Phasenkodierrichtung entstehen.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden jedoch die unvollständigen Subdatensätze 67 eines einzelnen k-Raum-Segmentes 53 bzw. eines einzelnen Teildatensatzes 63 vervollständigt, sodass der vollständige Subdatensatz 71 für sich geringe Bewegungsartefakte aufweist. Ein unzureichender Atemstopp bei der Aufzeichnung führt daher vornehmlich zu einer fehlerhaften Ausrichtung der einzelnen k-Raum-Segmente 53 bzw. Teildatensätze 63 zueinander.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren überlappen sich die einzelnen k-Raum-Segmente 53 aber in einem zentralen kreisförmigen Bereich 59 der k-Raum-Matrix 51. Da in diesem Bereich Messdaten wiederholt aufgezeichnet werden, können diese wiederholt aufgezeichneten Messdaten dazu verwendet werden, Starrkörper-Rotationen und -Translationen, die bei der Aufzeichnung der einzelnen k-Raum-Segmente aufgetreten sind, auszugleichen. Lediglich, wenn eine Bewegung nicht starren Charakters und/oder eine Bewegung in Schichtrichtung stattgefunden haben, können die hieraus entstandenen fehlerhaften Ausrichtungen der einzelnen k-Raum-Segmente 53 zueinander bei der Rekonstruktion der Einzelbilder nicht korrigiert werden.

Letztgenannte fehlerhafte Ausrichtungen treten üblicherweise nur bei einer kleinen Anzahl von k-Raum-Segmenten 53 und folglich bei den Teildatensätzen 63 auf, üblicherweise bei den k-Raum-Segmenten 53 bzw. Teildatensätzen 63, die am Ende eines Atemstopps aufgezeichnet werden. In diesem Fall erlaubt der Vergleich der zentralen Messdaten der unterschiedlichen k-Raum-Segmente 53 wenigstens die Möglichkeit, diese k-Raum-Segmente 53 zu identifizieren. Die so identifizierten k-Raum-Segmente 53 können bei der weiteren Verarbeitung der Messdaten ausgeschlossen werden. Der Ausschluss kann dabei entweder vollständig oder auch partiell sein, letzteres, indem beispielsweise nur die Messdaten der k-Raum-Bereiche verworfen werden, die bereits durch andere k-Raum-Segmente 53 aufgezeichnet worden sind.

Bei einer rein kartesischen Segmentierung und Abtastung einer k-Raum-Matrix kann dieser eben beschriebene Vorteil – wie vorhin geschildert – nicht ausgenutzt werden.

Selbst wenn keine Bewegungskorrektur bei der Rekonstruktion der Bilddaten angewendet würde, würde das erfindungsgemäße Verfahren eine bessere Bildqualität liefern, da eine radialartige Überdeckung des k-Raumes mit einzelnen k-Raum-Segmenten 53 und eine Rekonstruktion des Bildes in PROPELLER-Technik weniger anfällig gegenüber Bewegungsartefakten sind als eine rein kartesische Abtastung des k-Raumes.

Robustheit gegenüber einer azimutalen Unterabtastung:

Das erfindungsgemäße Verfahren weist gegenüber einer rein kartesischen Abtastung einen weiteren Vorteil auf, der dazu ausgenutzt werden kann, das erfindungsgemäße Verfahren zu beschleunigen.

Wie oben ausgeführt reichen bei einer rein kartesischen Abtastung vier bis fünf Herzschläge aus, um eine Schicht aufzuzeichnen, während bei zueinander rotierten k-Raum-Segmenten 53 bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ein Überlapp der k-Raum-Segmente 53 auftritt, sodass zur Abtastung der k-Raum-Matrix 51 sechs bis sieben Herzschläge notwendig sind. Verglichen mit einer rein kartesischen Abtastung der k-Raum-Matrix 51 ist die Anzahl der zur Abtastung notwendigen Herzschläge um den Faktor &pgr;/2 erhöht.

Dennoch konnte gezeigt werden (vgl. beispielsweise die Schrift Arfanakis K. et al., "k-Space Undersampling in PROPELLER Imaging", Magn. Reson. Med. 53:675-683, 2005), dass eine Unterabtastung des k-Raumes dergestalt, dass ganze k-Raum-Segmente 53 und damit ganze Teildatenätze 63 nicht mit abgetastet werden, lediglich eine geringe Reduktion der Bildqualität verursacht, sogar wenn bis zu 50% der k-Raum-Segmente 53 nicht mit abgetastet werden. Dies bedeutet, dass das erfindungsgemäße Verfahren derart ausgebildet werden kann, dass zur Aufzeichnung der Bilddaten einer Schicht des Herzens ebenfalls lediglich vier bis fünf Herzschläge notwendig sind, wenn die Zeitdauer der Abtastung ein Problem darstellen sollte.

Vergleich der Bildrekonstruktionszeiten:

Es folgt nun ein Vergleich der Bildrekonstruktionszeiten bei dem erfindungsgemäßen Verfahren mit herkömmlichen Verfahren, bei denen eine zeitliche Bilderserie mit einer rein kartesischen, segmentierten k-Raum-Abtastung aufgenommen wird, beispielsweise mit den in der Beschreibungseinleitung beschriebenen Methoden UNFOLD, TSENSE, kt-BLAST, kt-SENSE und TGRAPPA.

Da die Matrixgröße bei der Anfertigung zeitaufgelöster Bilderserien üblicherweise relativ klein ist, verglichen mit Matrixgrößen bei der statischen MRI, beansprucht die Rekonstruktion der Einzelbilder in PROPELLER-Technik vergleichsweise wenig Zeit. Der Hauptteil der Rekonstruktionszeit wird deswegen dafür benötigt, aus unvollständigen Subdatensätzen 67 vollständige Subdatensätze 71 zu rekonstruieren. Unter dieser Annahme dauert die Rekonstruktion der dynamischen Bilderserie um den Faktor länger, der die Anzahl der einzelnen k-Raum-Segmente angibt, also NB, da die Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze 71 für jedes k-Raum-Segment 53 getrennt durchgeführt wird.

Das erfindungsgemäße Verfahren weist jedoch den Vorteil auf, dass – wie oben geschildert – ein Aufzeichnen von niedrig aufgelösten Hilfsdatensätzen zur Rekonstruktion nicht notwendig ist, sodass die Verarbeitung der aufgezeichneten Messdaten unmittelbar nach Aufzeichnung der Messdaten beginnen kann. Unter der Annahme, dass für die Rekonstruktion der vollständige Subdatensätze 71 aus den unvollständigen Subdatensätzen 67 ein Verfahren gewählt wird, bei dem dieser Schritt separat für jeden Teildatensatz 63 erfolgt, kann die Verarbeitung der aufgezeichneten Messdaten unmittelbar nach Aufzeichnung eines Teildatensatzes 63 beginnen.

Für die im Ausführungsbeispiel beschriebene CINE-Bildgebung des Herzens beispielsweise bedeutet dies, dass die Datenverarbeitung und die Rekonstruktion von vollständigen Subdatensätzen 71 unmittelbar nach Beendigung der Aufzeichnung eines Teildatensatzes 63 – also unmittelbar nach Beendigung eines Herzzyklus – begonnen werden kann. Wenn es zudem noch möglich ist, die unvollständigen Subdatensätze 67 eines Teildatensatzes 63 mindestens so schnell zu verarbeiten, wie deren Aufzeichnung dauert, ist eine schnelle Verarbeitung der Messdaten gewährleistet, da nach Beendigung der Messdatenaufzeichnung lediglich der letzte Teildatensatz 63 mit seinen unvollständigen Subdatensätzen 67 verarbeitet werden muss. In diesem Fall lassen sich Bilder in einer vergleichbaren Zeit zu herkömmlichen Methoden erhalten. Es erscheint realistisch, die hierfür notwendigen Algorithmen so zu implementieren, dass diese Rekonstruktionszeiten eingehalten werden können.


Anspruch[de]
Verfahren zur Aufzeichnung und Erstellung einer zeitaufgelösten Bilderserie, die eine Reihe von Einzelbildern (69) umfasst, eines Organs mit einer quasi-periodischen Bewegung mittels Magnet-Resonanz-Technik,

bei dem ein abzutastender k-Raum (51) segmentiert mit mehreren Teildatensätzen (63) abgetastet wird, wobei die Abtastpunkte jedes Teildatensatzes (63) Gitterpunkten eines kartesischen Abtast-Gitters (55) eines k-Raum-Segmentes (53) entsprechen und die kartesischen Abtast-Gitter (55) der k-Raum-Segmente (53) zueinander rotiert sind, aufweisend die folgenden Schritte:

– Für jeden Teildatensatz (63) Aufzeichnung von mehreren unvollständigen Subdatensätzen (67),

wobei jeder unvollständige Subdatensatz (67) jeweils einem der Einzelbilder (69) zugeordnet ist,

wobei die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze (67) entlang des dem Teildatensatz (63) zugehörigen Abtast-Gitters (55) mit unterschiedlichen, sich abwechselnden Abtastschemata erfolgt, und

wobei bei den unterschiedlichen Abtastschemata jeweils andere Gitterpunkte des dem Teildatensatz (63) zugehörigen Abtast-Gitters (55) abgetastet werden,

– bei zumindest einem Teil der Teildatensätze (63) Rekonstruktion vollständiger Subdatensätze (71) aus den unvollständigen Subdatensätzen (67), und

– Rekonstruktion der Einzelbilder (69), indem bei jedem der Einzelbilder (69) zumindest ein Teil der vollständigen Subdatensätze (71), die diesem Einzelbild (69) zugeordnet sind, zur Rekonstruktion verwendet werden.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die unvollständigen Subdatensätze (67) eines Teildatensatzes (63) unmittelbar nacheinander aufgezeichnet werden. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze (67) eines Teildatensatzes (63) nach einem Triggerpunkt (65), der die quasi-periodische Bewegung des Organs charakterisiert, stattfindet. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Aufzeichnung der gesamten unvollständigen Subdatensätze (67) alle Gitterpunkte des dem Teildatensatz (63) zugehörigen Abtast-Gitters (55) abgetastet werden. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Aufzeichnung der gesamten unvollständigen Subdatensätze (67) alle Gitterpunkte des dem Teildatensatz (63) zugehörigen Abtast-Gitters (55) mehrfach abgetastet werden. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die bei der Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze (67) verwendeten unterschiedlichen Abtastschemata sich zyklisch abwechseln. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass A unterschiedliche Abtastschemata verwendet werden, die dadurch charakterisiert sind, dass bei jedem Abtastschema lediglich jede A-te k-Raum-Zeile (57) des Abtast-Gitters (55) abgetastet wird, und dass die abgetasteten k-Raum-Zeilen (57) von Abtastschema zu Abtastschema verschoben sind. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Aufzeichnung der unvollständigen Subdatensätze (67) mit mehreren Spulenelementen unterschiedlicher räumlicher Sensitivität erfolgt, und dass bei der Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze (71) aus den unvollständigen Subdatensätzen (67) Informationen von Sensitivitäten der einzelnen Spulenelemente verwendet werden. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion der vollständigen Subdatensätze (71) aus den unvollständigen Subdatensätzen (67) mit Hilfe weiterer vollständiger Hilfsdatensätze, die einem zentralen k-Raum-Bereich zugeordnet sind, durchgeführt wird. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die einzelnen k-Raum-Segmente (53) um einen zentralen Punkt des k-Raumes (51) zueinander rotiert sind. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Hilfsdatensätze aus den unvollständigen Subdatensätzen (67) ermittelt werden. Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Hilfsdatensätze zusätzlich zu den unvollständigen Subdatensätzen (67) mit aufgezeichnet werden. Magnet-Resonanz-Gerät mit einer Rechnereinheit (37), die zur Durchführung eines der Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 ausgebildet ist. Computersoftwareprodukt, das ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 implementiert, wenn es auf einer Rechnereinheit (37), die mit einem Magnet-Resonanz-Gerät (1) verbunden ist, läuft.






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