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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erstellen eines angiographischen
Bildes mithilfe von Magnet-Resonanz-Technik sowie ein Magnet-Resonanz-Gerät zur Durchführung eines
derartigen Verfahrens.
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Die
Magnet-Resonanz-Technik wird in den letzten Jahren zunehmend zur
Erzeugung angiographischer Bilder eingesetzt, da sie gegenüber anderer medizinischer
Bildgebungsverfahren, wie beispielsweise die Durchleuchtung mit
Röntgenstrahlen
oder die Computertomographie, unter anderem den Vorteil aufweist,
dass Patient und medizinisches Personal keiner Strahlenbelastung
ausgesetzt sind.
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Die
Magnet-Resonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR
für Magnet-Resonanz) ist
dabei eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes
erzeugt werden können.
Hierzu wird das Untersuchungsobjekt in einem MR-Gerät in einem
vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld (Feldstärken von
0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr) positioniert, so dass sich dessen
Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zum Auslösen von
Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse in das Untersuchungsobjekt
eingestrahlt, die ausgelösten
Kernspinresonanzen gemessen und auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert.
Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell
geschaltete magnetische Gradientenfelder überlagert. Die aufgezeichneten
Messdaten werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte in einer k-Raum-Matrix
abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist mittels
einer mehrdimensionalen Fouriertransformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar.
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Die
Magnet-Resonanz-Technik kann dabei auch zur Erstellung einer so
genannten Magnet-Resonanz-Angiographie (im Folgenden auch als MRA bezeichnet)
eingesetzt werden, d. h. zur Erstellung einer Angiographie mithilfe
einer speziellen dafür
geeigneten Pulssequenz. Bekannte MRA-Techniken sind beispielsweise
die Time-Of-Flight Angiographie (im Folgenden steht die Abkürzung TOF
für „Time-Of-Flight") bzw. die Phasenkontrast-Angiographie.
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Eine
andere Möglichkeit,
mithilfe der Magnet-Resonanz-Technik eine Angiographie zu erstellen,
ist die Verwendung eines Kontrastmittels – beispielsweise auf Gadolinium-Basis.
Das Kontrastmittel wird dabei in ein Gefäßsystem eines Patienten injiziert,
so dass es nach nachfolgender Ausbreitung die Strukturen des Gefäßsystems
gegenüber
umliegendem Gewebe hervorhebt.
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Es
ist die Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Erstellung eines
angiographischen Bildes mithilfe von MR-Technik anzugeben, das eine
hohe Auflösung
der Darstellung des Gefäßsystems,
insbesondere von Arterien, erlaubt bei gleichzeitig gutem Kontrast-Rausch-Verhältnis und
Kontrastverhalten. Weiterhin ist es die Aufgabe der Erfindung, ein
Magnet-Resonanz-Gerät anzugeben,
mit dem ein derartiges angiographisches Bild aufgezeichnet werden kann.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch
ein Verfahren nach Anspruch 1 sowie durch ein Magnet-Resonanz-Gerät nach Anspruch
11.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
zum Erstellen eines angiographischen Bildes eines zu untersuchenden
Gefäßsystems
eines Körpers
mithilfe von Magnet-Resonanz-Technik weist folgende Schritte auf:
- – Aufzeichnen
eines ersten Datensatzes des zu untersuchenden Bereichs unter Verwendung
einer kontrastmittelfreien Magnet-Resonanz-Angiographie-Technik,
- – Aufzeichnen
eines zweiten Datensatzes des zu untersuchenden Bereichs unter Verwendung
einer kontrastmittelunterstützten
Magnet-Resonanz-Angiographie-Technik, und
- – Erzeugen
eines angiographischen Bildes des zu untersuchenden Bereichs, indem
sowohl erste Messdaten des ersten Datensatzes als auch zweite Messdaten
des zweiten Datensatzes verwendet werden.
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Der
Erfindung liegt folglich die Idee zu Grunde, zwei verschiedene Techniken
zu kombinieren, um aus den Messdaten, die jeweils mit einer der Techniken
aufgenommen worden sind, ein Bild zu erhalten, bei dem die beiden
Messdaten kombiniert sind. D. h., dass aufgezeichnete k-Raum-Daten
des ersten Datensatzes und das aufgezeichnete k-Raum-Daten des zweiten
Datensatzes kombiniert werden, um ein angiographisches Bild zu erzeugen.
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Es
wurde dabei erkannt, dass die Verwendung einer kontrastmittelfreien
MRA-Technik alleine, wie beispielsweise einer Time-Of-Flight Angiographie-Technik,
nur einen vergleichsweise niedrig aufgelösten Bilddatensatz bei gutem
Kontrast-Rausch-Verhältnis bereitstellen
kann. Weiterhin wurde erkannt, dass bei einer kontrastmittelunterstützten MRA-Technik
oftmals nur ein kurzes Zeitfenster zur Verfügung stellt, um Daten über einen
gewünschten
Abschnitt des Gefäßsystems – wie beispielsweise
das arterielle Gefäßsystem – aufzuzeichnen,
so dass auch hier das Bereitstellen eines hoch aufgelösten Bilddatensatzes
nur bedingt möglich
ist, der beispielsweise das arterielle Gefäßsystem in guter Qualität zur Darstellung
bringt.
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Erst
durch eine Kombination beider Techniken können hoch aufgelöste angiographische
Bilder mit einem verbesserten Kontrast-Rausch-Verhältnis und
Kontrastverhalten gewonnen werden. Dies gelingt durch die Verwendung
sowohl der ersten Messdaten des ersten Datensatzes als auch der
zweiten Messdaten des zweiten Datensatzes zur Rekonstruktion des
Bildes. Periphere k-Raum-Bereiche – also Bereiche, die hohe Ortsfre quenzen
kodieren – können dabei
mit einer Technik aufgezeichnet werden und zentrale k-Raum-Bereiche – die das
Kontrastverhalten charakterisieren – können mit der anderen Technik
aufgezeichnet werden. Durch die Kombination beider Messdaten weist
ein angiographisches Bild die Auflösung der einen Technik auf, wobei
der Bildkontrast und das Kontrast-Rausch-Verhältnis
vornehmlich durch die andere Technik bestimmt werden.
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In
vorteilhafter Weise wird aus den ersten Messdaten des ersten Datensatzes
und aus den zweiten Messdaten des zweiten Datensatzes im k-Raum
ein Hybrid-Datensatz erstellt. Anschließend kann das angiographische
Bild aus dem Hybrid-Datensatz erzeugt werden, indem eine Fourier-Transformation
angewendet wird.
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Die
Kombination der ersten Messdaten und der zweiten Messdaten findet
hier folglich im k-Raum statt. Hierdurch ist es auf einfache Weise
möglich, Kontrastverhalten
und hohe Ortsfrequenzen auf die jeweiligen Aufnahmetechniken abzustimmen,
da hohe Ortsfrequenzen vornehmlich durch periphere k-Raum-Bereiche bestimmt
werden, während
das Kontrastverhalten, d. h. der Bildkontrast, durch zentrale k-Raum-Bereiche
bestimmt wird.
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In
einer ersten Ausführungsform
wird der Hybrid-Datensatz im k-Raum derart erstellt, dass
- – ein
zentraler k-Raum-Bereich des Hybrid-Datensatzes mit ersten Messdaten
des ersten Datensatzes belegt ist und
- – ein
peripherer k-Raum-Bereich des Hybrid-Datensatzes mit zweiten Messdaten
des zweiten Datensatzes belegt ist.
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Eine
kontrastmittelfreie Angiographie-Technik ermöglicht die Aufzeichnung eines
ersten Datensatzes, der üblicherweise
nur eine vergleichsweise geringe Auflösung bei gutem Kontrast-Rausch-Verhältnis bzw.
Kontrastverhalten aufweist. Diese Eigenschaften des ersten Datensatzes
entsprechen im k-Raum einem ersten zentralen k-Raum-Bereich, der mit
den ersten Mess daten des ersten Datensatzes belegt ist. Im Hybrid-Datensatz
wird der entsprechende k-Raum-Bereich mit diesen ersten Messdaten
belegt.
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Die
kontrastmittelunterstützte
Angiographie-Technik hingegen ermöglicht die Aufzeichnung eines
zweiten Datensatzes, der eine vergleichsweise hohe Auflösung aufweist,
bei dem jedoch üblicherweise
sowohl Arterien als auch Venen mit guten Kontrast dargestellt werden.
Von dem zweiten Datensatz werden nun Messdaten in einem peripheren k-Raum-Bereich
verwendet, um den entsprechenden k-Raum-Bereich im Hybrid-Datensatz
zu belegen.
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Auf
diese Weise können
die ersten Messdaten des ersten Datensatzes mit Messdaten des zweiten
Messdatensatzes im Hybrid-Datensatz
vervollständigt
werden. Hierdurch wird eine hohe Auflösung bei einem rekonstruierten
Bild ermöglicht,
bei dem das Kontrastverhalten, d. h. der Bildkontrast, vornehmlich
durch die kontrastmittelfreie Angiographie-Technik bestimmt wird.
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In
einer anderen Ausführungsform
wird der Hybrid-Datensatz im k-Raum erstellt, indem die ersten Messdaten
des ersten Datensatzes und die zweiten Messdaten des zweiten Datensatzes
gewichtet addiert werden. Die Gewichtung erfolgt dabei derart, dass
in einem zentralen k-Raum-Bereich die ersten Messdaten des ersten
Datensatzes stärker
gewichtet sind als die zweiten Messdaten des zweiten Datensatzes
und in einem peripheren k-Raum-Bereich
die zweiten Messdaten des zweiten Datensatzes stärker gewichtet sind als die
ersten Messdaten des ersten Datensatzes.
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Mithilfe
der Gewichtung lässt
sich ein fließender Übergang
zwischen den ersten Messdaten und den zweiten Messdaten erreichen,
so dass ein stetiges Verhalten der Messdaten im k-Raum gewährleistet
ist. Hierdurch lässt
sich eine bessere Bildqualität erreichen.
Darüber
hinaus kann die gewichtete Addition auf einfache Weise flexibel
angepasst werden, indem beispielsweise die Parameter geändert werden,
die die gewichtete Addition charakterisieren. Hierdurch kann das
Verfahren auf einfache Weise abgeändert werden, um einen Bildkontrast
bzw. eine Auflösung
im rekonstruierten Bild zu variieren und den Bedürfnissen entsprechend anzupassen.
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Der
Fall, dass ein zentraler k-Raum-Bereich des Hybrid-Datensatzes mit den
ersten Messdaten des ersten Datensatzes belegt wird, und dass ein
peripherer k-Raum-Bereich mit den zweiten Messdaten des zweiten
Datensatzes belegt wird, ist lediglich ein Spezialfall einer gewichteten
Addition. Im zentralen k-Raum-Bereich liegt die Gewichtung vollständig auf der
Seite der ersten Messdaten, während
im peripheren k-Raum-Bereich
die Gewichtung vollständig
auf der Seite der zweiten Messdaten liegt.
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In
einer weiteren Ausführungsform
werden der erste Datensatz und der zweite Datensatz derart aufgezeichnet,
dass die beiden Datensätze
im Bildraum dieselben Dimensionen aufweisen. Auf diese Weise können die
beiden Datensätze
im k-Raum auf einfache Weise zu einem Hybrid-Datensatz kombiniert
werden.
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Vorteilhafterweise
wird bei der Aufzeichnung der ersten Messdaten ein erster k-Raum-Bereich
abgetastet, der innerhalb eines zweiten k-Raum Bereiches liegt,
der durch die zweiten Messdaten abgetastet wird. Hierdurch wird
bereits die Aufzeichnung der Messdaten der später folgenden Kombination angepasst,
bei der ein peripherer k-Raum-Bereich mit den zweiten Messdaten
belegt wird und bei der ein zentraler k-Raum-Bereich mit den ersten Messdaten und/oder
mit einer gewichteten Addition der ersten Messdaten und der zweiten
Messdaten belegt wird.
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In
einer weiteren Ausführungsform
weist der zweite Datensatz im Bildraum eine höhere räumliche Auflösung auf
als der erste Datensatz. Auf diese Weise kann auf einfache Weise
gewährleistet
werden, dass die hohen Ortsfrequenzen durch den zweiten Datensatzes
bereitgestellt werden können.
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In
einer weiteren Ausführungsvariante
ist die kontrastmittelfreie Magnet-Resonanz-Angiographie-Technik
eine Time-Of-Flight
Angiographie-Technik ist, die insbesondere derart ausgebildet ist,
dass durch die aufgezeichneten Messdaten ein arterieller Bereich
des Gefäßsystems
dargestellt wird.
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Diese
Angiographie-Technik ermöglicht
es, einen vergleichsweise niedrig aufgelösten Bilddatensatzes mit gutem
Kontrast-Rausch-Verhältnis zu
erhalten. Das Kontrastverhalten kann dabei so gewählt bzw.
eingestellt werden, dass der arterielle Bereich des Gefäßsystems
dargestellt wird. Durch die Ergänzung
dieser aufgezeichneten Messdaten mit den Messdaten, die mit einer
kontrastmittelunterstützten MRA-Technik
aufgezeichnet worden sind, ist es nun möglich, einen hoch aufgelösten Bilddatensatz
zu erhalten, bei dem der arterielle Abschnitt eines Gefäßsystems
gut und deutlich dargestellt ist.
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Die
TOF-Angiographie ist dabei eine bekannte MR-Technik zur Darstellung
von Gefäßsystemen.
Gefäße werden
dadurch sichtbar gemacht, dass nicht-gesättigte, völlig relaxierte Spinensembles,
die in eine Schicht oder ein Volumen einströmen, eine hohe Signalintensität erzeugen.
Im Vergleich dazu sind stationäre
Spinensembles teilweise gesättigt
und liefern daher eine relativ geringe Signalintensität. Hierdurch
werden Gefäße mit einer deutlich
größeren Signalintensität dargestellt
als um liegendes, stationäres
Gewebe. Zur Aufzeichnung der Messdaten wird bei einer TOF Angiographie üblicherweise
eine Gradienten-Echo-Sequenz mit einer kurzen Repetitionszeit TR
verwendet.
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In
einer weiteren Ausführungsform
wird die kontrastmittelunterstützte
Magnet-Resonanz-Angiographie-Technik zu einem Zeitpunkt durchgeführt, an dem
sich ein in das zu untersuchende Gefäßsystem eingebrachtes Kontrastmittel
sowohl in Arterien als auch in Venen befindet.
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Die
Ausbreitungsgeschwindigkeit des Kontrastmittels hängt in bekannter
Weise von dem zu untersuchenden Gefäßsystem und von den darin vorliegenden
Pathologien ab. Wenn das Kontrastmittel anflutet, befindet es sich
während
einer ersten Phase, der so genannten arteriellen Phase, hauptsächlich in arteriellen
Gefäßen, während venöse Gefäße noch nicht
durch das Kontrastmittel gefüllt
sind. Erst in einer zweiten Phase, der so genannten Gleichgewichts-Phase,
hat sich das Kontrastmittel soweit verteilt, dass es sich sowohl
in den Arterien als auch in den Venen des Gefäßsystems befindet. Üblicherweise
dauert die arterielle Phase einige Sekunden, bis sie von der Gleichgewichts-Phase
abgelöst
wird, die wesentlich länger
dauert, üblicherweise
etliche Minuten.
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Wenn
nun die kontrastmittelunterstützte MRA-Technik
während
der Gleichgewichts-Phase durchgeführt wird, steht ein vergleichsweise
langer Zeitraum zur Aufzeichnung von Messdaten zur Verfügung, so
dass eine hohe Auflösung
und eine Aufzeichnung von Bilddaten mit hohen Ortsfrequenzen ohne
Probleme gewährleistet
werden kann.
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In
einer weiteren Ausführungsform
werden der erste Datensatz und der zweite Datensatz in einer einzigen
Magnet-Resonanz-Untersuchung
hintereinander aufgezeichnet.
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Auf
diese Weise wird eine schnelle Durchführung der Untersuchung ermöglicht.
Ein geeigneter Einsatzbereich für
das Verfahren ist eine Untersuchung des kranialen Gefäßsystems.
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Das
erfindungsgemäße Magnet-Resonanz-Gerät weist
eine Rechnereinheit auf, die zur Durchführung eines Verfahrens nach
einem der Ansprüche
1 bis 10 ausgebildet ist.
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Ausführungsformen
der Erfindung mit vorteilhaften Weiterbildungen gemäß den Merkmalen
der abhängigen
Ansprüche
werden anhand der folgenden Zeichnung näher erläutert, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein.
Es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines Magnet-Resonanz-Gerätes,
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2 einen
schematischen Überblick über einzelne
Schritte einer Ausführungsform
des Verfahrens,
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3 eine
Darstellung des k-Raums mit dem k-Raum-Bereichen, die bei der Aufzeichnung des
ersten Datensatzes und des zweiten Datensatzes abgetastet werden,
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4 eine
Darstellung des k-Raums mit dem k-Raum-Bereichen, die bei der Erstellung des Hybrid-Datensatzes mit Messdaten
des ersten Datensatzes bzw. des zweiten Datensatzes belegt werden,
und
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5 den
Verlauf der Gewichtungsfaktoren entlang einer k-Raum-Koordinate.
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1 zeigt
schematisch den Aufbau eines Magnet-Resonanz-Gerätes 1 mit
seinen wesentlichen Komponenten. Um einen Körper mittels Magnet-Resonanz-Bildgebung
zu untersuchen, werden verschiedene, in ihrer zeitlichen und räumlichen
Charakteristik genauestens aufeinander abgestimmte Magnetfelder
angelegt.
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Ein
in einer hochfrequenztechnisch abgeschirmten Messkabine 3 angeordneter
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.
Ein zu untersuchender Körper
oder ein Körperteil – hier nicht
dargestellt – wird auf
einer Patientenliege 9 gelagert und im homogenen Bereich
des Hauptmagnetfeldes 7 positioniert.
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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.
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Weiterhin
verfügt
das Magnet-Resonanz-Gerät 1 über Gradientenspulen 21,
mit denen bei einer Messung magnetische 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.
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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.
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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.
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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 ist dabei so ausgebildet, dass mit
ihr das erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt werden
kann.
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2 zeigt
schematisch einen Überblick über die
Verfahrensschritte, die bei einer Ausführungsform des Verfahrens durchgeführt werden.
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Zu
Beginn des Verfahrens wird in einem ersten Schritt 51 ein
Patient für
die anschließende
Untersuchung in einem MR-Gerät
vorbereitet. Dies beinhaltet unter anderem das Legen eines intravenösen Zugangs,
damit während
der folgenden MR-Untersuchung
ein Kontrastmittel verabreicht werden kann, sowie das Positionieren
des Patienten im MR-Gerät.
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Nachdem
der Patient im MR-Gerät,
beispielsweise einem 1,5 Tesla MR-Gerät, positioniert ist, wird in
einem zweiten Schritt 53 ein erster Datensatz aufgezeichnet.
Diese Aufzeichnung erfolgt mit einer kontrastmittelfreien Angiographie-Technik
wie beispielsweise mit einer so genannten Time-Of-Flight-Angiographie-Technik.
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Wenn
beispielsweise das Gefäßsystem
des Gehirns untersucht werden soll, kann der erste Datensatz ein
3D-TOF-Datensatz sein, der in allen drei Raumrichtungen eine isotrope
Auflösung
von 1 mm × 1
mm × 1
mm hat, bei einem Field-of-View von 256 mm × 256 mm, bei z. B. 64 Partitionen
mit je 1 mm Dicke. Die Aufzeichnung des 3D-TOF-Datensatzes kann
beispielsweise innerhalb von 7 Minuten erfolgen.
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Die
TOF-Angiographie-Technik ist dabei zur alleinigen Darstellung der
Arterien optimiert. Dies kann beispielsweise mithilfe eines entsprechend
gewählten
Timings zwischen Sättigungspulsen
und nachfolgenden Daten-Akquisitions-Abschnitten erfolgen.
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Nachdem
der erste Datensatz mit Hilfe der TOF-Angiographie-Technik aufgezeichnet
worden ist, wird dem Patienten ein Kontrastmittel, z. B. auf Gadolinium-Basis
wie beispielsweise 10 ml Gadofosveset-Trisodium (erhältlich unter
dem Namen Vasovist, Schering) in einem dritten Schritt 55 verabreicht. Das
Kontrastmittel ist dabei ein so genanntes Bloodpool- Kontrastmittel, das
sich nach einer kurz dauernden arteriellen Phase im Blut verteilt
und in der darauf folgenden Gleichgewichtsphase sowohl in den Arterien
als auch Venen vorliegt. Die Gleichgewichtsphase, in der das gesamte
zu untersuchende Gefäßsystem
markiert ist, dauert üblicherweise
einige Minuten bis zu einigen Dutzend Minuten.
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In
dieser Zeit erfolgt in einem vierten Schritt 57 ein Aufzeichnen
des zweiten Datensatzes. Diesmal erfolgt das Aufzeichnen durch eine
kontrastmittelunterstützte
Angiographie-Technik,
beispielsweise durch eine FL3D-ce-Technik (für dreidimensionale "fast low-angle shot"-Technik; „ce" steht dabei für „contrast
enhanced"). Da für die Aufzeichnung
ausreichend Zeit zur Verfügung
steht, kann der aufgezeichnete 3D-ce-Datensatz in allen drei Raumrichtungen
eine isotrope Auflösung
von z. B. 0,5 mm × 0,5
mm × 0,5
mm haben, bei einem Field-of-View von 256 mm × 256 mm, bei z. B. 128 Partitionen
mit je 0,5 mm Dicke. Die Aufzeichnung des zweiten Datensatzes kann
beispielsweise innerhalb von 10 Minuten erfolgen.
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Der
erste Datensatz und der zweite Datensatz weisen folglich in Bildraum
dieselbe Dimension auf, wobei die Auflösung des zweiten Datensatzes
in jeder räumlichen
Dimension doppelt so hoch ist wie die Auflösung des ersten Datensatzes.
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Die
beiden Datensätze
werden in einem fünften
Schritt 59 im k-Raum miteinander zu einem Hybrid-Datensatz
kombiniert. Einzelheiten zur Kombination werden anhand der nachfolgenden 3 bis 5 erläutert. Bei
der Kombination wird ein zentraler k-Raum-Bereich des Hybrid-Datensatzes
mit ersten Messdaten des ersten Datensatzes belegt. Ein peripherer
k-Raum-Bereich des
Hybrid-Datensatzes kann hingegen mit den zweiten Messdaten des zweiten
Datensatzes belegt werden.
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In
einer anderen Ausführungsform
kann der Hybrid-Datensatz derart erstellt werden, dass die ersten
Messdaten und die zweiten Messdaten gewichtet miteinander addiert
werden. Hierbei liegt die Gewichtung im zentralen k-Raum-Bereich
auf der Seite der ersten Messdaten, während in einem peripheren k-Raum-Bereich die
Gewichtung auf der Seite der zweiten Messdaten liegt.
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Der
durch die Kombination entstehende neue Hybrid-Datensatz hat folglich
die gleiche räumliche
Dimension im Bildraum wie der erste Datensatz bzw. der zweite Datensatz,
weist jedoch die höhere räumliche
Auflösung
des zweiten Datensatzes auf. Während
bei einem Bild, das aus dem zweiten Datensatz alleine rekonstruiert
würde,
Arterien nicht getrennt von Venen dargestellt werden können, ist
dies in einem rekonstruierten Bild, das aus den kombinierten Datensatz
rekonstruiert wird, nun möglich.
Dies beruht darauf, dass ein zentraler k-Raum-Bereich mit den ersten Messdaten des
ersten Datensatzes belegt ist und dass der erste Datensatz so beschaffen ist,
dass im zugehörigen
Bildkontrast Arterien mit einem guten Signal-Rausch-Verhältnis dargestellt werden.
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Durch
die Kombination der beiden Datensätze entsteht folglich ein Hybrid-Datensatz,
mit einem Kontrast bestimmenden Anteil des ersten Datensatzes und
mit einem Beitrag der höheren
Ortsfrequenzen des zweiten Datensatzes.
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In
einem anschließenden
sechsten Schritt 61 wird aus dem Hybrid-Datensatz ein angiographisches
Bild rekonstruiert, indem eine Fourier-Transformation durchgeführt wird.
Aus dem so erhaltenen Bilddatensatz lassen sich beispielsweise MIP-Darstellungen generieren
(MIP für „maximal
intensity projection").
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Untersuchungen
an MR-Angiographien von zerebralen Arterien haben dabei gezeigt,
dass das aus dem Hybrid-Datensatz rekonstruierte Bild eine Voxel-Auflösung aufweist,
die gegenüber
einem aus dem 3D-TOF-Datensatz rekonstruierten Bild eine achtfach
höhere
Auflösung
aufweist. Ein aus dem 3D-TOF-Datensatz
rekonstruiertes Bild einen arteriellen Kontrast mit einer Kontrast-Rausch-Ratio
von ca. 29,7 auf. Dieses Kontrastverhalten bleibt weitgehend auch
in dem aus dem Hybrid- Datensatz
rekonstruierten Bild erhalten, das eine Kontrast-Rausch-Ratio von ca. 25,0 aufweist.
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Der
hoch aufgelöste
Datensatz kann in einer anderen Ausführungsvariante als Maske für die Darstellung
der Venen genutzt werden. Hierdurch können durch den Einsatz der
Maske die Venen ebenfalls separat und hoch aufgelöst dargestellt
werden.
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Im
Folgenden werden anhand von 3 bis 5 die
räumlichen
Verhältnisse
im k-Raum näher erläutert, die
zum Verständnis
der vorliegenden Erfindung dienen. 3 bis 5 sind
dabei lediglich schematische Darstellungen, mit denen Aspekte der zu
Grunde liegenden Erfindung anhand einer Darstellung des k-Raums
erläutert
werden sollen.
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3 zeigt
einen schematisch dargestellten k-Raum 71. Der k-Raum 71 ist
dabei der Einfachheit halber zweidimensional dargestellt. Die einzelnen Punkte
stellen Koordinatenpunkte 73 im k-Raum 71 dar,
die mit aufgezeichneten Messdaten belegt werden können.
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Ein
zentraler k-Raum-Bereich 75 stellt denjenigen k-Raum-Bereich dar, der
bei der Aufzeichnung des ersten Datensatzes 79 durch die
kontrastmittelfreie Angiographie-Technik abgetastet wird. Der erweiterte
k-Raum-Bereich 77 stellt denjenigen k-Raum-Bereich dar,
der durch die Aufzeichnung des zweiten Datensatzes 81 mit
einer kontrastmittelunterstützten
Angiographie-Technik abgetastet wird.
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4 zeigt
denselben, in 3 dargestellten, schematischen
zweidimensionalen k-Raum 71. Bei der Erstellung des Hybrid-Datensatzes
werden unterschiedliche Bereiche dieses k-Raums 71 mit ersten Messdaten 83 des
ersten Datensatzes 79 oder mit zweiten Messdaten 85 des
zweiten Datensatzes 81 belegt, bzw. unterschiedliche Bereiche
des k-Raums 71 mit Daten belegt, die aus einer gewichteten
Addition der ersten Messdaten 83 und der zweiten Messdaten 85 hervorgehen.
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In
dem speziellen in 4 gezeigten Beispiel wird ein
innerer k-Raum-Bereich 87 mit den ersten Messdaten 83 des
ersten Datensatzes 79 belegt. Ein äußerer k-Raum-Bereich 89,
d. h. ein peripherer k-Raum-Bereich, wird mit den zweiten Messdaten 85 des
zweiten Datensatzes 81 belegt. Zwischen dem inneren k-Raum-Bereich 87 und
dem äußeren k-Raum-Bereich 89 ist
ein Übergangsbereich 91,
in dem die ersten Messdaten 83 des ersten Datensatzes 79 und
die zweiten Messdaten 85 des zweiten Datensatzes 81 gewichtet
addiert werden, derart, dass ein stetiger Übergang zwischen den ersten Messdaten 83 des
ersten Datensatzes 79 des inneren k-Raum-Bereich 87 zu
den zweiten Messdaten 85 des zweiten Datensatzes 81 des äußeren k-Raum-Bereichs 98 stattfindet.
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Die
gewichtete Addition kann durch die Darstellung der Gewichtungsfaktoren
in 5 besser erläutert
werden. Der Einfachheit halber wird der Gewichtungsfaktor W lediglich
entlang einer k-Raum-Achse, beispielsweise der kx-Achse, dargestellt.
Zu erkennen ist, dass ein erster Gewichtungsfaktor 93 (mit
durchgezogener Linie dargestellt), mit dem die ersten Messdaten 83 des
ersten Datensatzes 79 gewichtet werden, im Übergangsbereich 91 nach
außen
hin abnimmt. Ein zweiter Gewichtungsfaktor 95 (mit gestrichelter
Linie dargestellt), mit dem die zweiten Messdaten 85 des
zweiten Datensatzes 81 gewichtet werden, nimmt im Übergangsbereich 91 nach
außen
hin zu.
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Die
dargestellten Gewichtungsfaktoren sind jedoch nur eine Möglichkeit
von vielen und können auf
verschiedene Weise variiert werden. Beispielsweise ist es möglich, den
inneren k-Raum-Bereich und
den äußeren k-Raum-Bereich
so zu legen, dass kein Übergangsbereich
entsteht, indem die Gewichtungsfaktoren ab- oder zunehmen. Die Gewichtungsfaktoren
müssen
auch nicht im Übergangsbereich
linear verlaufen, wie hier dargestellt, sondern können einen
anderen Kurvenverlauf annehmen. Durch Skalierung des inneren k-Raum-Bereichs 87 und
des äußeren k-Raum-Bereichs 89 kann
ebenfalls das rekonstruierte Bild beeinflusst werden.