Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein spiralkodiertes Verfahren zur beschleunigten MRT-Bildgebung sowie ein Kernspintomographiegerät, welches zur Durchführung dieses Verfahrens geeignet ist.

Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über l5 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in alle Richtungen aufgenommen werden können. Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik, zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode durch ein vielseitiges Kontrastvermögen aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die MRT zu einem der Röntgencomputertomografie (CT) vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Frequenzen, die bei Messzeiten in der Größenordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.

Die ständige technische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten und die Einführung schneller Bildgebungssequenzen eröffnete der MRT immer mehr Einsatzgebiete in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur Unterstützung der minimal-invasiven Chirurgie, funktionelle Bildgebung in der Neurologie und Perfussionsmessung in der Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele. Trotz der technischen Fortschritte beim Bau von MRT-Geräten bleibt die Aufnahmezeit eines MRT-Bildes der limitierende Faktor für viele Anwendungen der MRT in der medizinischen Diagnostik. Einer weiteren Steigerung der Leistung von MRT-Geräten bezüglich der Aufnahmezeit ist aus technischer Sicht (Machbarkeit) und aus Gründen des Patientenschutzes (Stimulation und Gewebeerwärmung) eine Grenze gesetzt. In den letzten Jahren wurden deshalb vielfältige Bemühungen unternommen, die Bildmesszeit durch neuartige Ansätze weiter zu verringern.

Ein Ansatz, die Akquisitionszeit zu verkürzen besteht darin, die Menge der aufzunehmenden Bilddaten zu verringern. Um ein vollständiges Bild aus solch einem reduzierten Datensatz zu erhalten, müssen indessen entweder die fehlenden Daten mit geeigneten Algorithmen rekonstruiert werden oder es muss das fehlerhafte Bild aus den reduzierten Daten korrigiert werden.

Die Aufnahme der Daten in der MRT geschieht im so genannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im so genannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, geschieht mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y-Achse).

Je nach Kombination bzw. Verschaltung der drei Gradienten in einer so genannten Bildgebungssequenz kann die Abtastung des k-Raumes kartesisch (also zeilenweise) oder aber radial bzw. spiralförmig erfolgen.

Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ausschließlich eine spiralförmige Abtastung des k-Raumes betrachtet, die eine sehr effiziente Methode darstellt. Spiralförmige k-Raum-Trajektorien wurden erstmals von Likes als mögliche Alternative zur kartesischen Abtastung propagiert (R.S. Likes US 4,307,343; 1981). Dabei zeigte sich, dass ein spiralförmiges Auslesen der k-Matrix im Hinblick auf eine T₂-gewichtete MRT-Bildgebung zu einem isotroperen HF-Impulsantwortsignal führt im Gegensatz zu beispielsweise einer kartesischen Abtastung. Insbesondere der Einsatz der schnellen Spiral-Abtastung (Fast Spiral Imaging) – als Pendant zur Echoplanar-Bildgebung (Echo Planar Imaging EPI) – gewann daher zunehmend an Popularität und zwar insbesondere auf den Gebieten der funktionellen MRT, der Perfusions-MRT, der MR-Spektroskopie, der Diffusions-MRT und der Phasen-Kontrast-basierten MRT-Flussmessungen.

Ein bisher noch nicht gelöstes Problem bei der schnellen MRT-Bildgebung generell (fast single shot spiral scanning bzw. fast multi shot spiral scanning und EPI) sind Bildqualitätsminderungen aufgrund von Frequenz- und Phasenfehlern während der Auslesezeiten des HF-Antwortsignals. Diese Minderungen manifestieren sich bei EPI in Form von Bildverzerrungen im rekonstruierten Bild.

Bei der schnellen Spiral-MRT-Bildgebung wird das rekonstruierte Bild lokal verschwommen und unscharf bedingt durch regional begrenzte Frequenzverschiebungen im k-Raum. In der Spiral-Bildgebung wird dieser Fehler allgemein als "blurring" bezeichnet (im Gegensatz zur Verzerrung beispielsweise bei kartesischen EPI-Sequenzen). Ursache dafür sind hauptsächlich Suszeptibilitäts-Grenzen und Inhomogenitäten im Gewebe des zu untersuchenden Objektes, wobei diese im Allgemeinen bei höheren Feldstärken stärker ausgeprägt sind.

Das Problem des "blurrings" lässt sich deutlich minimieren, wenn die Auslesezeit verkürzt wird, da sich relevante Phasenfehler nicht so schnell bzw. so stark aufbauen können. Im Stand der Technik wird dies dadurch erreicht, dass die Anzahl der Umläufe reduziert wird, bei gleich bleibender Größe des abgetasteten Bereiches. Es gibt Ansätze, die parallele Bildgebungstechnik (PPA-Technik) bei der Spiral-Kodierung zur Verkürzung der Auslesedauer zu verwenden. Jedoch ist ein solches Verfahren extrem rechenzeitaufwändig und daher zum jetzigen Zeitpunkt nicht praktisch anwendbar.

Aus WO 2004/095050 A1 ist ein Verfahren zur k-Raum-Abtastung bekannt, bei dem die zugrundeliegende k-Matrix spiralförmig unterabgetastet wird und durch Punktspiegelung der Messwerte wieder vervollständigt wird.

In WO 2002/071088 A2 ist die Anwendung von Multishot Spiraltrajektorien offenbart die als solche mehrere Spiralarme aufweisen und durch Einfügen von Spiral-Teilabschnitte vervollständigt werden.

Aus US 5604434 A ist ein Verfahren zur spiralförmigen k-Raum-Abtastung bekannt, bestehend aus mehreren Spiralarmen, wobei ein im k-Raumzentrum gelegener kreisförmiger innerer Bereich eine dichtere Abtastung erfährt als außerhalb dieses Bereiches, wobei der unterabgetastete äußere Bereich rechnerisch vervollständigt wird.

In US 4912413 A ist die Vervollständigung von unterabgetasteten Datensätzen bzw. Teildatensätzen durch komplexe Konjugation der einzelnen Messwerte im k-Raum offenbart.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, die Auslesedauer eines spiralförmigen Akquisitionsverfahrens signifikant zu verkürzen, ohne anderweitige Nachteile in Kauf nehmen zu müssen.

Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale des unabhängigen Anspruches 1 gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.

Erfindungsgemäß wird also ein Verfahren zur spiralförmigen k-Raum-Abtastung in der Magnetresonanztomographie vorgeschlagen, dadurch gekennzeichnet, dass die zugrunde liegende k-Matrix spiralförmig derart unterabgetastet wird, dass durch Punktspiegelung der gemessenen Werte am Zentrum der k-Matrix eine zusätzliche Spirale erhalten wird, die zusammen mit der die Ausgangsinformation bildende erste Spirale einen vollständigen Datensatz der k-Matrix bildet, wobei die Abtastung im Bereich des Zentrums der k-Matrix mit voller bzw. überhöhter Dichte durchgeführt wird.

Durch eine überhöhte Abtastung können störende Phasenvariationen über das gesamte Bild vermieden werden.

Erfindungsgemäß werden die Phasenkorrekturen mit z.B. Margosian- und/oder Pocs-Algorithmen durchgeführt.

Weiterhin wird erfindungsgemäß ein Kernspintomographiegerät beansprucht welches zur Durchführung des Verfahrens gemäß der Ansprüche 1 bis 2 geeignet ist.

Zuletzt wird ein Computersoftwareprodukt beansprucht, dadurch gekennzeichnet, dass es ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 2 implementiert, wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät verbundenen Recheneinrichtung läuft.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.

1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,

2 zeigt schematisch zwei ineinander geschachtelte k-Raum-Trajektorien bei konventioneller Spiral-Kodierung nach dem Stand der Technik,

3 zeigt schematisch eine unterabtastende k-Raum-Trajektorie bei erfindungsgemäßer Spiral-Kodierung,

4 zeigt schematisch die Gewinnung einer unterabtastenden zweiten k-Raum-Trajektorie aus einer unterabtastenden ersten k-Raum-Trajektorie durch Punktspiegelung,

5 zeigt schematisch eine unterabtastende k-Raum-Trajektorie mit Voll- bzw. Überabtastung im Bereich des Zentrums der k-Matrix.

1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes nach dem Stand der Technik zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Magnettomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.

In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.

Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 23 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer vorzugsweise linearen Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.

Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.

Wie im Stand der Technik erfolgt auch im Rahmen des vorliegenden erfindungsgemäßen Verfahrens zunächst eine Eingabe der Messparameter durch den Anwender (im Allgemeinen der Arzt) und zwar über eine Benutzerschnittstelle die üblicherweise in Form eines Eingabefensters (Pop-Up-Window) am Bildschirm des Terminals 21 präsentiert wird. Auf Basis der eingegebenen Parameter wird das Meßsystem des Kernspintomographiegerätes derart konfiguriert, dass dieses in der Lage ist, im Sendekanal 9 über den Anlagenrechner 20 und die Sequenzsteuerung 19 eine Fast-Spiral-Scanning-Sequenz zu generieren. Eine derartige konventionelle Sequenz würde im k-Raum gemäß 2 eine Matrix spiralförmig abtasten, wobei die Abtastung auf Basis einer oder mehrerer ineinander geschachtelter bzw. zueinander versetzter Spiraltrajektorien erfolgt (in 2 sind beispielsweise zwei Spiraltrajektorien in Form einer gestrichelten und einer durchgezogenen Spirallinie dargestellt).

Um die k-Raumdaten durch eine Fouriertransformation in ein MRT-Bild zu transformieren, muss der gesamte Spiraldatensatz auf ein kartesisches Gitter projiziert werden (ein solches ist in den 2, 3 und 5 hinterlegt dargestellt). Die Gitterkonstante des Gitterrasters wird dabei durch den Abstand der Spirallinien zueinander sowie die Größe des k-Raums bestimmt. Durch ein Näherungsverfahren (Interpolationsverfahren) werden die Werte der Gitterkreuzungspunkte aufgrund der nächstgelegenen Punkte im Spiraldatensatz interpoliert.

Die Rekonstruktion mittels Fouriertransformation im Ortsraum würde zwar ein anatomisches Bild ergeben, welches aber das eingangs erwähnte bei Spiralkodierung übliche "blurring" aufweisen würde.

Um das "blurring" zu unterdrücken soll es erfindungsgemäß möglich sein, eine Spiral-Sequenz – entweder über eine weitere Benutzer-Eingabe oder automatisch – derart zu modifizieren, dass nur ein reduzierter Teil der der Ausgangssequenz zugrunde liegenden k-Matrix spiralförmig abgetastet bzw. durchlaufen wird – man spricht in diesem Zusammenhang auch von "Unterabtastung". Eine solche reduzierte Spiralabtastung ist in 3 dargestellt. Die Reduktion erfolgt erfindungsgemäß dadurch, dass der Abstand der Spirallinien zueinander z.B. verbreitert wird bzw. eine oder mehrere Spiralen ausgelassen werden. In 3 ist beispielsweise nur die durchgezogene Spirale aus 2 dargestellt; die gestrichelte Spirale aus 2 wurde ausgelassen. Auf diese Weise wird beispielsweise die Abtastdauer um einen Faktor von ungefähr 2 verkürzt.

Die vorliegende Erfindung macht es sich zunutze, dass das Abtastverhalten bei einer Spiralkodierung dem einer radialsymmetrischen Abtastung ähnlich ist. Das erfinderische Prinzip basiert auf der Tatsache, dass symmetrisch zum k-Raum Zentrum gespiegelte Punkte identische Information besitzen, d.h. am Zentrum Z der k-Matrix gespiegelte Punkte sind zueinander komplex konjugiert. Betrachtet man beispielsweise eine Spiralabtastung mit zwei ineinander verschachtelten Spiral-Trajektorien (engl.: 2-interleave-spiral-experiment), so können die Messwerte der einen Spirale (des einen Spiralarms) rein rechnerisch durch komplexe Konjugation gewonnen werden. In anderen Worten: das entsprechende Bild kann allein aus den Daten des ersten oder aber aus den Daten des zweiten Spiralarmes vollständig rekonstruiert werden. In 4 ist das Rekonstruktionsverfahren anhand von vier Punkten A, B, C und D veranschaulicht. Die Punkte werden am Zentrum Z gespiegelt und auf die Punkte A', B', C' und D' abgebildet. Die Spiegelung bzw. Abbildung aller Punkte der durchgezogenen Spiraltrajektorie liefert letztlich eine zweite Spiraltrajektorie (gestrichelt gezeichnet) durch die in Kombination mit der ersten Spiraltrajektorie ein vollständiger Datensatz erhalten wird.

Allerdings treten bei Spiralabtastungen generell in der Realität Phasenvariationen über die gesamte k-Matrix auf, die sich mathematisch in einem Abweichen von dem komplexkonjugierten Verhalten artikulieren und zu weiteren Artefakten über das gesamte rekonstruierte Bild hinweg führen. Dieser Problematik kann erfindungsgemäß dadurch abgeholfen werden, dass bei erfindungsgemäßer spiralförmiger Unterabtastung die Unterabtastung im Bereich des Zentrums der k-Matrix unterbleibt und eine vollständige Abtastung – wenn nicht sogar eine Überabtastung – erfolgt. Eine solche "inhomogene" Spirale (engl.: variable density spiral) ist in 5 dargestellt. Eine variable-density-Spiral-Trajektorie ermöglicht bekannte Phasenkorrektur-Verfahren, wie beispielsweise die in der partiellen-Fourier-Technik (engl. partial fourier technique) eingesetzten Margosian- oder Pocs-Algorithmen anhand eines niedrig aufgelösten Bildes. Vorteilhafterweise verursacht eine solche variable-density-Spiral-Trajektorie typischerweise eine nur unwesentlich längere Auslesezeit und kann daher problemlos implementiert werden.

Zusammengefasst besteht das erfindungsgemäße Verfahren darin, den Auslesezug vorteilhaft zu verkürzen um damit die Bildqualität in der Spiral-Abtastung deutlich zu verbessern. Gleichzeitig bewirkt das erfindungsgemäße Verfahren eine signifikante Erhöhung der zeitlichen Auflösung. Das erfindungsgemäße Verfahren stellt keine erhöhten Anforderungen an die Hardware. Die Erhöhung an Rechenaufwand und der damit verbundenen Steigerung der Rechnerleistung ist unerheblich.