DE112019005169T5

DE112019005169T5 - Magnetresonanztomographie mit bewegungskompensierter bildrekonstruktion

Info

Publication number: DE112019005169T5
Application number: DE112019005169.5T
Authority: DE
Inventors: Tim Nielsen; Jan Hendrik Wuelbern
Original assignee: Koninklijke Philips NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2018-10-16
Filing date: 2019-10-14
Publication date: 2021-07-29
Also published as: EP3640662A1; US20210356547A1; CN112912749B; CN112912749A; US11543482B2; WO2020078907A1

Abstract

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Objekts (10). Es ist Gegenstand der Erfindung, eine MR-Bildgebung bei Bewegung des abzubildenden Objekts zu ermöglichen, bei der das erfasste MR-Signal voll ausgenutzt und ein hochwertiges MR-Bild im Wesentlichen frei von Bewegungsartefakten erhalten wird. Das Verfahren der Erfindung umfasst die folgenden Schritte: Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt (10) einer Bildgebungssequenz ausgesetzt wird, die HF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst; Erfassen der MR-Signale als Signaldaten über einen bestimmten Zeitraum (T); Unterteilung des Zeitraums in eine Anzahl von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn); Ableiten einer geometrischen Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) im Bildraum für jedes Paar von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn), deren geometrische Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) die zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares auftretende Bewegung wiedergibt; und Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den Signaldaten, wobei eine Bewegungskompensation gemäß den abgeleiteten geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) angewendet wird. Darüber hinaus bezieht sich die Erfindung auf eine MR-Vorrichtung (1) und ein Computerprogramm für eine MR-Vorrichtung (1).

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanz-Bildgebung (MR-Bildgebung). Sie betrifft ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Objekts, das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung platziert ist. Die Erfindung bezieht sich außerdem auf eine MR-Vorrichtung und ein Computerprogramm, das auf einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden soll.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
MR-Bildgebungsverfahren, die die Wechselwirkung zwischen Magnetfeldern und Kernspins nutzen, um zweidimensionale oder dreidimensionale Bilder zu erzeugen, werden heutzutage weithin verwendet, insbesondere im Bereich der medizinischen Diagnostik, da sie für die Bildgebung von Weichgewebe anderen Bildgebungsverfahren in vielerlei Hinsicht überlegen sind, keine ionisierende Strahlung benötigen und in der Regel nicht invasiv sind.
Gemäß dem MR-Verfahren ist im Allgemeinen der Körper des zu untersuchenden Patienten in einem starken, gleichmäßigen Magnetfeld B₀ angeordnet, dessen Richtung gleichzeitig eine Achse (normalerweise die z-Achse) des Koordinatensystems definiert, auf das die Messung bezogen ist. Das Magnetfeld B₀ erzeugt unterschiedliche Energiestufen für die einzelnen Kernspins in Abhängigkeit von der Magnetfeldstärke, die durch Anlegen eines elektromagnetischen Wechselfeldes (HF-Feld) mit definierter Frequenz (so genannte Larmorfrequenz oder MR-Frequenz) angeregt werden kann (Spinresonanz). Aus makroskopischer Sicht erzeugt die Verteilung der einzelnen Kernspins eine Gesamtmagnetisierung, die aus dem Gleichgewichtszustand abgelenkt werden kann, indem ein elektromagnetischer Impuls mit geeigneter Frequenz (HF-Impuls) angelegt wird, während sich das entsprechende Magnetfeld B₁ dieses HF-Impulses senkrecht zur z-Achse erstreckt, sodass die Magnetisierung eine Kreiselbewegung um die z-Achse ausführt. Die Kreiselbewegung beschreibt eine Oberfläche eines Kegels, dessen Öffnungswinkel als Kippwinkel bezeichnet wird. Die Größe des Kippwinkels hängt von der Stärke und der Dauer des angelegten elektromagnetischen Impulses ab. Bei einem so genannten 90°-Impuls wird die Magnetisierung von der z-Achse in die Querebene (Kippwinkel 90°) abgelenkt.
Nach Beendigung des HF-Impulses relaxiert die Magnetisierung wieder in den ursprünglichen Gleichgewichtszustand zurück, in dem die Magnetisierung mit einer ersten Zeitkonstante T₁ (Spin-Gitter- oder longitudinale Relaxationszeit) erneut in der z-Richtung aufgebaut wird, und die Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Richtung relaxiert mit einer zweiten und kürzeren Zeitkonstante T₂ (Spin-Spin- oder transversale Relaxationszeit). Die transversale Magnetisierung und ihre Variation können mittels HF-Empfangsspulen ermittelt werden, die im Untersuchungsvolumen der MR-Vorrichtung derart angeordnet und ausgerichtet sind, dass die Variation der Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Achse gemessen wird. Das Abklingen der transversalen Magnetisierung geht mit einer Dephasierung einher, die nach einer durch lokale Magnetfeld-Inhomogenitäten verursachten HF-Anregung auftritt, die einen Übergang von einem geordneten Zustand mit derselben Signalphase zu einem Zustand ermöglicht, in dem alle Phasenwinkel gleichmäßig verteilt sind. Die Dephasierung kann mittels eines refokussierenden HF-Impulses (z. B. eines 180°-Impulses) kompensiert werden. Dadurch entsteht in den Empfangsspulen ein Echosignal (Spinecho).
Um eine räumliche Auflösung im Körper zu realisieren, werden dem einheitlichen Magnetfeld B₀ zeitveränderliche Magnetfeldgradienten überlagert, die sich entlang der drei Hauptachsen erstrecken, was zu einer linearen räumlichen Abhängigkeit der Spinresonanzfrequenz führt. Das in den Empfangsspulen aufgenommene Signal enthält dann Komponenten unterschiedlicher Frequenzen, die mit verschiedenen Stellen im Körper in Verbindung gebracht werden können. Die über die Empfangsspulen erhaltenen Signaldaten entsprechen dem räumlichen Frequenzbereich und werden k-Raumdaten genannt. Die k-Raumdaten schließen in der Regel mehrere von unterschiedlicher Phasenkodierung erfasste Linien ein. Jede Linie wird digitalisiert, indem eine Anzahl von Abtastungen gesammelt wird. Ein Satz k-Raumdaten wird mittels Fourier-Transformation in ein MR-Bild umgewandelt.
Die Bewegung während der Erfassung von MR-Signalen ist eine Quelle für verschiedene Bildartefakte. Eine Möglichkeit zur Reduzierung von Bewegungsartefakten besteht darin, die Erfassung so zu modifizieren, dass die Daten durch Gating oder Triggering oder durch die Aufforderung an den Patienten, den Atem anzuhalten, im gleichen Bewegungszustand erfasst werden. Diese Verfahren haben alle den Nachteil, dass sie die Effizienz des Abtastens verringern und die Mitarbeit des Patienten erfordern.
Eine weitere Möglichkeit zur Reduzierung von Bewegungsartefakten ist die Verwendung spezieller Rekonstruktionsalgorithmen, die die Bewegung als Teil des Rekonstruktionsmodells berücksichtigen.
Darüber hinaus wurden Gating-Techniken entwickelt, die nur MR-Signaldaten akzeptieren, die innerhalb eines bestimmten vordefinierten respiratorischen Gating-Fensters erfasst wurden. Es wurde ein Multi-Gating-Fenster-Ansatz (PAWS, siehe US 7.039.451 B1 ) vorgeschlagen, der statt eines vordefinierten Gating-Fensters eine Anzahl einzelner Bewegungszustände (Bins) verwendet. Jeder der Bewegungszustände entspricht einem aus einer Vielzahl von angrenzenden Bereichen bewegungsinduzierter Verschiebungen des zu untersuchenden Körpers. Das endgültige MR-Bild in PAWS wird aus den MR-Signaldaten rekonstruiert, denen der Bewegungszustand zugeordnet wird, für den zuerst ein vollständiger Satz von MR-Signalproben erfasst wird. Das Bewegungs-Binning kann durch ein oder mehrere Navigatorsignale gesteuert werden, die auf viele verschiedene Arten abgeleitet werden können, z. B. von einem zentralen k-Raum-Navigator, einem Pencil-Beam-Navigator, von einem EKG-Signal, von einem Atemgürtel, einer Kamera, usw.
Ein Nachteil des zuvor beschriebenen Binning-Ansatzes ist, dass die Zuordnung von MR-Signaldaten zu einem bestimmten Bewegungszustand eine schwierige Signalverarbeitungsaufgabe ist. Außerdem scheitert die Einteilung der Daten in verschiedene Bewegungszustände in der Praxis häufig daran, dass die tatsächliche Bewegung nicht dem Modell der quasi-periodischen Bewegung entspricht. Störende Faktoren sind z. B. Drift, zufällige grobe Bewegungen und Übergänge zwischen verschiedenen Atemmustern, die von den Signalen des Navigators möglicherweise nicht gut erfasst werden.
Ein weiterer Nachteil des Binning-Ansatzes ist, dass einige Bins immer mehr Daten enthalten als andere. D. h., das Signal-Rausch-Verhältnis/Artefakt-Level der Bilder aus verschiedenen Bins kann stark variieren. Somit sind häufig viele Bins so wenig gefüllt, dass für diese Bins überhaupt kein brauchbares Bild rekonstruiert werden kann. Daher wird ein erheblicher Teil der MR-Signaldaten bei der Rekonstruktion im Wesentlichen verworfen, was das Verfahren ineffektiv macht. Aufgrund dieser Problematik ist es praktisch unmöglich, einen kontinuierlichen Zeitverlauf der Kontrastmitteldynamik in DCE („Dynamic Contrast Enhancement“)-Abtastungen vollständig abzubilden.
Der Artikel „An optimal radial profile order based on the golden ratio for time-resolved MRI“ („Eine optimale radiale Profilordnung basierend auf dem Goldenen Schnitt für zeitaufgelöste MRI") in IEEE Trans.Med.Im. 26 (2007) 68-76 von S.Winkelmann et al. erwähnt, stark unterabgetastete Datensätze für die Bewegungsanalyse zu rekonstruieren und bewegungskorrigierte Daten retrospektiv hinzuzufügen, um ein morphologisches Bild mit höherer räumlicher Auflösung zu erhalten.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Aus dem Vorstehenden wird leicht ersichtlich, dass ein Bedarf an einem MR-Bildgebungsverfahren mit verbesserter Bewegungskompensation besteht. Es ist daher eine Aufgabe der Erfindung, eine MR-Bildgebung bei Bewegung des abzubildenden Objekts zu ermöglichen, bei der das erfasste MR-Signal voll ausgenutzt und ein hochwertiges MR-Bild im Wesentlichen frei von Bewegungsartefakten erhalten wird.
Gemäß der Erfindung wird ein Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts, das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung positioniert ist, offenbart. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte:

- Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt einer Bildgebungssequenz ausgesetzt wird, die HF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst;
- Erfassen der MR-Signale als Signaldaten über einen bestimmten Zeitraum;
- Unterteilung des Zeitraums in eine Anzahl von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten;
- Ableiten einer geometrischen Transformation im Bildraum für jedes Paar von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten, wobei die geometrische Transformation die zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares auftretende Bewegung widerspiegelt; und
- Rekonstruktion eines MR-Bildes aus den Signaldaten, wobei eine Bewegungskompensation gemäß den abgeleiteten geometrischen Transformationen angewendet wird.

Die Erfindung bietet eine Lösung für den oben genannten Gegenstand, indem der Zeitraum, über den Signaldaten erfasst werden, in eine Folge von kurzen Zeitsegmenten unterteilt wird, sodass innerhalb jedes Zeitsegments keine oder nur eine vernachlässigbare Bewegung auftritt. Bewegungen werden als geometrische Transformationen bestimmt. Dies basiert auf der Annahme, dass der Unterschied der Patientenposition in benachbarten Zeitsegmenten durch eine geometrische Transformation im Bildraum (z. B. ein Verschiebungsvektorfeld) beschrieben werden kann. Diese geometrische Transformation zwischen den aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten wird gemäß der Erfindung bei der Rekonstruktion genutzt, indem die verschiedenen Bewegungszustände, die über die gesamte Dauer des Scans auftreten, aneinander angeglichen werden.
Als Ergebnis erhält man ein hochwertiges MR-Bild, das Beiträge aus den vollständigen Signaldaten enthält.
Das erfindungsgemäße Verfahren liefert zusätzlich zum MR-Bild geometrische Transformationen, die die während des Scans aufgetretene Bewegung widerspiegeln. Dadurch kann das MR-Bild in alle Bewegungszustände der verschiedenen Zeitsegmente transformiert werden.
Außerdem kann die Rekonstruktion durch entsprechende Anwendung der ermittelten geometrischen Transformationen im Rekonstruktionsverfahren so erfolgen, dass für jedes der Zeitsegmente ein MR-Bild rekonstruiert wird. Somit kann für jedes Zeitsegment und damit für jeden Bewegungszustand ein qualitativ hochwertiges MR-Bild rekonstruiert werden. Folglich kann das Verfahren der Erfindung zur Rekonstruktion einer dynamischen Serie von MR-Bildern verwendet werden.
Während die vorstehend erwähnten Binning-Verfahren (z. B. PAWS) die Anwendung auf sich wiederholende Bewegungen (Atmung oder Herz) beschränken, ist der Ansatz der Erfindung im Allgemeinen auf alle Arten von Bewegungen anwendbar, unabhängig von den räumlichen oder zeitlichen Eigenschaften.
Die vorliegende Erfindung erfasst Datenabschnitte, die typischerweise aus verschiedenen Teilen des k-Raums abgetastet werden, von Magnetresonanzsignalen für aufeinanderfolgende Zeitsegmente. Innerhalb jedes einzelnen Zeitsegments kann die Bewegung vernachlässigt werden und die Bewegung zwischen aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten wird durch eine geometrische Transformation dargestellt. Für jeden Zeitpunkt eines einzelnen Zeitsegments kann eine geometrische Transformation aus jedem der (anderen) Zeitsegmente gebildet werden, indem geometrische Transformationen zwischen mehreren Paaren aufeinanderfolgender Zeitsegmente zusammengesetzt werden. Für jeden Zeitpunkt können bewegungskorrigierte Datenabschnitte aus den erfassten Datenabschnitten gebildet werden; die Korrekturen folgen direkt aus den anwendbaren zusammengesetzten geometrischen Transformationen auf den betreffenden Zeitpunkt aus den Datenanteilen anderer Zeitpunkte. Schließlich kann für jeden Zeitpunkt ein räumlich hochauflösendes Magnetresonanzbild aus den korrekt korrigierten Datenanteilen für diesen Zeitpunkt rekonstruiert werden. So entsteht eine dynamische Serie von räumlich hochauflösenden Magnetresonanzbildern in Diagnosequalität über den gesamten Zeitraum, der durch die kollektiv aufeinanderfolgenden Zeitsegmente gebildet wird. Somit entspricht für jeden Zeitpunkt ein räumlich hochauflösendes Magnetresonanzbild einem Bild, das aus dem zu diesem Zeitpunkt erfassten Datenteil und korrigierten Datenteilen anderer Zeitsegmente rekonstruiert wird. In einzelnen Zeitsegmenten wird nur ein Teil des k-Raums abgetastet, während das räumlich hochauflösende Magnetresonanzbild aus einer vollständigen k-Raum-Abtastung aus der Sammlung der bewegungskorrigierten Daten der jeweiligen Zeitsegmente rekonstruiert wird. Das heißt, das räumlich hochauflösende Magnetresonanzbild wird von Zwischenbildbewegungen korrigiert, die innerhalb der Abtastung der k-Raum-Daten auftreten, aus denen das räumlich hochauflösende Magnetresonanzbild rekonstruiert wird.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird für jedes Zeitsegment ein niedrig aufgelöstes MR-Bild aus den dem jeweiligen Zeitsegment zugeordneten Signaldaten rekonstruiert, und die geometrischen Transformationen werden als Verschiebungsvektorfeld abgeleitet, indem die niedrig aufgelösten MR-Bilder des jeweiligen Paares miteinander registriert werden. Vorzugsweise wird eine radiale oder spiralförmige Aufnahmestrategie verwendet, sodass für jedes Zeitsegment Signaldaten aus dem zentralen k-Raum zur Verfügung stehen und somit die Rekonstruktion eines niedrig aufgelösten MR-Bildes möglich ist.
In einer bevorzugten Ausführungsform wird ein iteratives Rekonstruktionsverfahren zur Rekonstruktion des MR-Bildes angewendet, vorzugsweise in Kombination mit paralleler Bildgebung. Bei parallelen Bildgebungsverfahren wird ein Satz von HF-Spulen mit unterschiedlichen räumlichen Empfindlichkeitsprofilen für die MR-Signalerfassung verwendet. Die parallele Bildgebung ermöglicht eine Reduzierung der Phasencodierungsschritte und verkürzt somit die Scanzeit. Im Allgemeinen besteht das Wesen der parallelen Bildrekonstruktion darin, ein lineares Gleichungssystem zu lösen, welches das Codierungsschema darstellt, oder genauer gesagt, die verallgemeinerte Codierungsmatrix zu inversieren, die durch die angelegte Magnetfeldgradientenmodulation und die Spulenempfindlichkeitsprofile bestimmt wird. Die Dimension der Codierungsmatrix ist ziemlich groß, und eine einfache Inversion ist numerisch nicht möglich. Eine effiziente Methode ist die iterative Rekonstruktion, wie sie z. B. von Pruessmann et al. vorgeschlagen wurde (Magn. Reson. Med., 2001, vol. 46, pp. 638-651). Bei dieser Technik wird das große lineare Gleichungssystem, das der Bildrekonstruktion zugrunde liegt, als Least-Squares-Minimierungsproblem (optional unter Verwendung eines geeigneten Regularisierungsschemas) mit einem konjugierten Gradienteniterationsansatz gelöst. Die Erfindung schlägt vor, dieses bekannte iterative Rekonstruktionsschema anzupassen. Die Rekonstruktion verfeinert iterativ das rekonstruierte MR-Bild, wobei sequentiell für jedes Zeitsegment die dem jeweiligen Zeitsegment zugeordnete geometrische Transformation angewendet und das MR-Bild in Übereinstimmung mit den dem jeweiligen Zeitsegment zugeordneten Signaldaten gebracht wird. Indem alle Zeitsegmente auf diese Weise durchlaufen werden, werden die kompletten Signaldaten für die iterative Rekonstruktion des MR-Bildes mit intrinsischer Kompensation der während der Aufnahme auftretenden Bewegungen verwendet.
In einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird eine Inkonsistenz der jedem Zeitsegment zugeordneten MR-Signale ermittelt, wobei der Zeitabschnitt in eine größere Anzahl kürzerer Zeitsegmente unterteilt wird, wenn eine Inkonsistenz erkannt wird.
Darüber hinaus kann der Zeitraum in eine größere Anzahl kürzerer Zeitsegmente unterteilt werden, wenn mindestens eine der abgeleiteten geometrischen Transformationen eine zu schnelle oder zu starke Bewegung zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares anzeigt. Andererseits kann der Zeitraum in eine kleinere Anzahl längerer Zeitsegmente unterteilt werden, wenn die abgeleiteten geometrischen Transformationen darauf hindeuten, dass zwischen aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten keine oder nur eine unbedeutende Bewegung auftritt. Auf diese Weise kann die geometrische Transformationsinformation, optional kombiniert mit der Datenkonsistenzanalyse, vorteilhaft zur Verfeinerung der anfänglichen Unterteilung in Zeitsegmente verwendet werden. Abhängig von der bei der MR-Signalerfassung auftretenden Bewegung, die durch die jeweils abgeleiteten geometrischen Transformationen angezeigt wird, kann der Zeitraum der Erfassung in feinere oder gröbere Zeitsegmente unterteilt werden.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die MR-Signale gemäß einem Stack-of-Stars-Schema erfasst. Bei dem bekannten sogenannten dreidimensionalen (3D) Stack-of-Stars-Erfassungsschema (siehe z. B. WO 2013/159044 A1 ) wird eine Anzahl von räumlich nicht-selektiven oder schichtselektiven HF-Anregungen angewendet, denen jeweils die Erfassung eines oder mehrerer MR-Signale (z. B. Gradienten-Echosignale) folgt, wobei jedes MR-Signal ein k-Raumprofil darstellt. Die MR-Signale werden als radiale k-Raumprofile aus einer Anzahl paralleler k-Raum-Ebenen erfasst. Die Schichten sind an verschiedenen Positionen entlang einer Richtung angeordnet, die senkrecht zu den Richtungen der radialen k-Raumprofile steht. In dieser Richtung (typischerweise der k_z-Richtung) wird eine standardmäßige kartesische Phasenkodierung durchgeführt, während die MR-Signale innerhalb jeder einzelnen Schicht entlang radialer „Speichen“, die um das Zentrum (k_x=k_y=0) gedreht sind, erfasst werden. Daraus ergibt sich eine zylindrische k-Raumabdeckung, die aus gestapelten Scheiben („Stack-of-Stars“) besteht. Technisch wird dies durch die gleichzeitige Erzeugung von Magnetfeldgradienten in den In-Ebenen-Richtungen der k-Raum-Ebenen und die Modulation ihrer Amplituden realisiert. Für die Auswahl der zeitlichen Reihenfolge der k-Raumprofil-Erfassungsschritte können verschiedene Schemata verwendet werden. Zum Beispiel können alle Phasenkodierungsschritte entlang der Schichtrichtung sequentiell erfasst werden, bevor k-Raumprofile in verschiedenen Winkelpositionen (Drehwinkel) erfasst werden. Dadurch wird sichergestellt, dass die Zeiträume der kartesischen Abtastung kurz gehalten werden, was zu einer hohen Datenkonsistenz innerhalb des Stapels von Schichten führt und die allgemeine Bewegungsrobustheit der radialen Abtastung für den Stack-of-Stars-Ansatz bewahrt. Die Schritte der kartesischen Phasencodierung können von der zentralen Schicht zur k-Raum-Peripherie (zentrisch nach außen) oder in linearer Reihenfolge von -k_z,ma bis +k_z,max durchgeführt werden. Optional kann das kartesische Phasencodierungsschema so ausgewählt werden, dass ein zentrales dreidimensionales Volumen des k-Raums häufiger abgetastet wird als periphere k-Raum-Abschnitte. Für die Winkelordnung kann die bildgebende Sequenz entweder eine äquidistante Winkelabtastung mit mehreren Verschachtelungen oder das sogenannte goldene Winkelschema verwenden. Beim äquidistanten Schema wird der Winkelabstand, d. h. die Erhöhung des Drehwinkels der radialen k-Raumprofile nach ΔΦ = 180° / n_total berechnet, wobei n_total die Gesamtzahl der Speichen ist. Es kann vorteilhaft sein, die Speichen mit mehreren Verschachtelungen (oder „Drehungen“) zu erfassen, da die Verschachtelung die zeitlichen Kohärenzen im k-Raum reduziert. Dadurch werden Bewegungsinkonsistenzen im k-Raum verteilt und Artefakte werden abgeschwächt. Im goldenen Winkelschema wird der Drehwinkel der k-Raumprofile jedes Mal um ΔΦ = 111,25° erhöht, was 180° multipliziert mit dem goldenen Verhältnis entspricht. Daher fügen anschließend abgetastete Speichen immer komplementäre Informationen hinzu, während sie die größten Lücken innerhalb des zuvor abgetasteten Satzes von Speichen ausfüllen. Infolgedessen deckt jeder sequenzielle Satz von erfassten Speichen den k-Raum annähernd gleichmäßig ab. Dies erleichtert, insbesondere in Kombination mit einer kartesischen Phasencodierung in k_z-Richtung, die auch das zentrale Volumen des k-Raums zeitlich enger abtastet als die peripheren Abschnitte, die erfindungsgemäße Rekonstruktion von niedrig aufgelösten MR-Bildern für jeden Zeitabschnitt zur Ableitung der geometrischen Transformation für jedes Paar aufeinanderfolgender Zeitabschnitte.
In ähnlicher Weise folgt beim ebenfalls bekannten Stack-of-Spirals-Erfassungsschema auf jede nicht-selektive oder schichtselektive HF-Anregung die Erfassung eines oder mehrerer MR-Signale, die spiralförmige k-Raumprofile darstellen. Wie bei dem Stack-of-Stars-Verfahren werden die planaren Spiralen an verschiedenen Positionen entlang einer Richtung senkrecht zu den Spiralebenen im k-Raum angeordnet, wobei die kartesische Phasencodierung in der Richtung senkrecht zu den Ebenen durchgeführt wird, während die MR-Signale innerhalb jeder einzelnen Ebene entlang spiralförmiger Bahnen erfasst werden, die ihren Ursprung im k-Raumzentrum (k_x=k_y=0) haben.
Die vorstehend beschriebenen radialen 3D-Stack-of-Stars- und Stack-of-Spirals-Schemata bieten mehrere viele Vorteile für klinische 3D- und 4D-MR-Bildgebung wie hohe intrinsische Bewegungsrobustheit und gutartige Aliasing-Artefakte.
Die MR-Signale können auch nach einem sogenannten „Koosh-Ball“-Abtastschema abgetastet werden. Diese Techniken stellen eine nahezu geräuschlose MR-Bildgebung bereit, bei der sowohl die HF-Anregung als auch die Erfassung der MR-Signale in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten durchgeführt werden. Der Magnetfeldgradient wird bei der rein frequenzcodierten, radial zentrierten K-Raum-Codierung angewendet. Die räumlich nicht-selektive Anregung muss die gesamte Frequenzbandbreite des ausgelesenen Magnetfeldgradienten gleichmäßig abdecken, was typischerweise durch Abstrahlung kurzer, harter HF-Impulse erreicht wird. Die Erfassung eines FID-Signals (Free Induction Decay) beginnt unmittelbar nach Einstrahlung des HF-Impulses. Nach der FID-Auslesung wird nur eine minimale Zeit für die Einstellung des nächsten Auslesemagnetfeldgradienten benötigt, bevor der nächste HF-Impuls angewendet werden kann, wodurch sehr kurze Wiederholzeiten (TR) möglich sind. Der die Ausleserichtung ermittelnde Magnetfeldgradientenvektor wird von Wiederholung zu Wiederholung inkrementell variiert, bis ein kugelförmiges Volumen im k-Raum im gewünschten Umfang abgetastet ist. Derartige radiale Center-Out-K-Raum-Abtasttechniken werden als „Koosh-Ball“-Abtastung bezeichnet, wobei die radialen K-Raum-„Speichen‟ und ihre Anordnung im K-Raum den Filamenten (Schnüren) des bekannten Spielzeugball-Designs ähneln. Ohne die Notwendigkeit, den Auslesemagnetfeldgradienten während des gesamten Abtastens abzuschalten, kann die MR-Bildgebung nahezu geräuschlos durchgeführt werden (siehe beispielsweise Weiger et al, Magnetic Resonance in Medicine, Bd. 70, S. 328-332, 2013).
In weiteren beispielhaften Ausführungsformen der Erfindung kann die Bildgebungssequenz, die von dem erfindungsgemäßen Verfahren verwendet wird, kann zum Beispiel eine Turbo-Feldecho-Sequenz (TFE-Sequenz) oder eine symmetrische (Turbo-) Feldecho-Sequenz oder eine Echo-Planar-Bildgebungssequenz (EPI-Sequenz) oder eine Turbo-Spin-Echo-Sequenz (TSE-Sequenz) oder GRASE-Sequenz sein.
Das Verfahren der bisher beschriebenen Erfindung kann mittels einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden, die mindestens eine Hauptmagnetspule zum Erzeugen eines gleichmäßigen, stabilen Magnetfeldes B₀ in einem Untersuchungsvolumen, eine Anzahl von Gradientenspulen zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen im Untersuchungsvolumen, mindestens eine Körper-HF-Spule zum Erzeugen von HF-Impulsen im Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Körper eines Patienten, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten und eine Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen einschließt. Das Verfahren der Erfindung kann durch ein entsprechendes Programmieren der Rekonstruktionseinheit und/oder der Steuereinheit der MR-Vorrichtung realisiert werden.
Das Verfahren der Erfindung kann an den meisten MR-Vorrichtungen, die derzeit in klinischer Verwendung sind, vorteilhaft durchgeführt werden. Zu diesem Zweck ist es lediglich erforderlich, ein Computerprogramm zu verwenden, mit dem die MR-Vorrichtung derart gesteuert wird, dass sie die oben erläuterten Verfahrensschritte der Erfindung ausführt. Das Computerprogramm kann entweder auf einem Datenträger vorhanden sein oder in einem Datennetz vorhanden sein, sodass es zur Installation in der Steuereinheit der MR-Vorrichtung heruntergeladen werden kann.
Figurenliste
Die beigefügten Zeichnungen offenbaren bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. Es versteht sich jedoch, dass die Zeichnungen nur zu Darstellungszwecken und nicht als Definition der Grenzen der Erfindung ausgelegt sind. In den Zeichnungen:

1 zeigt ein Blockdiagramm einer MR-Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens der Erfindung;
2 veranschaulicht schematisch die Unterteilung der Erfassungszeitdauer in Zeitsegmente gemäß der Erfindung;
3 zeigt das Verfahren der Erfindung als ein Flussdiagramm.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Unter Bezugnahme auf 1 wird eine MR-Vorrichtung 1 als ein Blockdiagramm gezeigt. Die Vorrichtung umfasst supraleitende oder resistive Hauptmagnetspulen 2, derart, dass ein im Wesentlichen einheitliches, zeitlich konstantes Magnetfeld B₀ entlang einer z-Achse durch ein Untersuchungsvolumen erzeugt wird. Die Vorrichtung umfasst ferner einen Satz Shimspulen 2' (1., 2. und sofern anwendbar 3. Ordnung), wobei der Stromfluss durch die einzelnen Shimspulen des Satzes 2' zum Zweck der Minimierung von B₀-Abweichungen im Untersuchungsvolumen steuerbar ist.
Ein Magnetresonanz-Erzeugungs- und Manipulationssystem wendet eine Reihe von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten an, um Kernmagnetspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz neu zu fokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich und auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und dergleichen, um eine MR-Bildgebung auszuführen.
Genauer wendet ein Gradientenverstärker 3 Stromimpulse oder Wellenformen auf ausgewählte Ganzkörper-Gradientenspulen 4, 5 und 6 entlang x-, y- und z-Achsen des Untersuchungsvolumens an. Ein digitaler HF-Frequenzsender 7 sendet HF-Impulse oder -Impulspakete über einen Sende-/Empfangsschalter 8 zu einer Körper-HF-Spule 9, um die HF-Impulse in das Untersuchungsvolumen zu übertragen. Eine typische MR-Bildgebungssequenz besteht aus einem Paket von HF-Impulssegmenten mit kurzer Dauer, die zusammen mit etwaigen angelegten Magnetfeldgradienten eine ausgewählte Manipulation von Kernmagnetresonanzsignalen erzielen. Die HF-Impulse werden verwendet, um zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung zu invertieren, Resonanz neu zu fokussieren oder Resonanz zu manipulieren und einen Teil eines Körpers 10 auszuwählen, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist. Die MR-Signale werden auch von der Körper-HF-Spule 9 aufgenommen.
Zur Erzeugung von MR-Bildern begrenzter Regionen des Körpers 10 oder für Abtastbeschleunigung mittels paralleler Bildgebung wird ein Satz von lokalen Array-HF-Spulen 11, 12, 13 angrenzend an den zur Bildgebung ausgewählten Bereich platziert. Die Array-Spulen 11, 12, 13 können verwendet werden, um durch Körper-Spulen-HF-Übertragungen induzierte MR-Signale zu empfangen.
Die resultierenden MR-Signale werden durch die Körper-HF-Spule 9 und/oder durch die Array-HF-Spulen 11, 12, 13 aufgenommen und durch einen Empfänger 14 vorzugsweise einschließlich eines Vorverstärkers (nicht dargestellt) demoduliert. Der Empfänger 14 ist mit den HF-Spulen 9, 11, 12 und 13 über Sende-/Empfangsschalter 8 verbunden.
Ein Host-Computer 15 steuert die Shimspulen 2' sowie den Gradientenimpulsverstärker 3 und den Sender 7, um beliebige einer Vielzahl von MR-Bildgebungssequenzen zu erzeugen, wie z. B. Echo-Planar-Bildgebung (EPI), Echo-Volumen-Bildgebung, Gradienten- und Spin-Echo-Bildgebung, schnelle Spin-Echo-Bildgebung und dergleichen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 14 eine einzige oder eine Vielzahl von MR-Datenzeilen in schneller Folge nach jedem HF-Anregungsimpuls. Ein Datenerfassungssystem 16 führt eine Analog-Digital-Wandlung der empfangenen Signale durch und wandelt jede MR-Datenzeile in ein digitales Format um, das für die weitere Verarbeitung geeignet ist. Bei modernen MR-Geräten ist das Datenerfassungssystem 16 ein separater Computer, der auf die Erfassung von Rohbilddaten spezialisiert ist.
Letztlich werden die digitalen Rohbilddaten durch einen Rekonstruktionsprozessor 17 in eine Bilddarstellung rekonstruiert, welcher eine Fourier-Transformation oder andere geeignete Rekonstruktionsalgorithmen wie SENSE oder GRAPPA anwendet. Das MR-Bild kann einen planaren Schnitt durch den Patienten, eine Anordnung von parallelen planaren Schnitten, ein dreidimensionales Volumen oder dergleichen darstellen. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher gespeichert, wo es zugänglich ist, um Schnitte, Projektionen oder andere Teile der Bilddarstellung in ein geeignetes Format zur Visualisierung umzuwandeln, beispielsweise über einen Videomonitor 18, der eine menschenlesbare Anzeige des resultierenden MR-Bildes bereitstellt.
Der Host-Computer 15 ist so programmiert, dass er das vorstehend und im Folgenden beschriebene Verfahren der Erfindung ausführt.
Gemäß der Erfindung werden die MR-Signale in Schritt 19 (siehe 3) über einen vorgegebenen Zeitraum erfasst, z. B. in einem goldenen Winkel-Stack-of-Stars-Schema mit verschachtelter Profilreihenfolge, wie vorherstehend beschrieben. In Schritt 20 wird der Zeitraum in eine Anzahl von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten unterteilt. Dies ist schematisch in 2 veranschaulicht. Der Zeitraum, über den MR-Signale erfasst werden, ist in 2 mit T angegeben. Der Zeitraum T wird in eine Anzahl kürzerer Zeitsegmente S0, S1, S2, ... Sn, jeweils mit der Dauer ΔT, unterteilt. Die Dauer eines jeden Zeitsegments ΔT kann beispielsweise 0,5 s betragen. Diese ist im Falle einer normalen Atembewegung typischerweise kurz genug, sodass die Bewegung innerhalb eines Zeitsegments vernachlässigt werden kann. In Schritt 21 wird aus den Signaldaten jedes Zeitsegments ein niedrig aufgelöstes dreidimensionales MR-Bild rekonstruiert. Dies ist möglich, da aufgrund der verschachtelten Profilanordnung typischerweise ca. 10-15 radiale k-Raum-Speichen innerhalb von 0,5 s zur Verfügung stehen. Darüber hinaus schließt Schritt 21 die Ableitung einer geometrischen Transformation im Bildraum für jedes Paar von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten S0, S1, S2, ... Sn ein, welche die Bewegung zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares widerspiegelt. Die geometrische Transformation wird durch Schätzung eines Deformationsvektorfeldes DVF1, DVF2, ... DVFn für jedes Paar aufeinanderfolgender niedrig aufgelöster MR-Bilder abgeleitet. Aus den Deformationsvektorfeldern DVF1, DVF2, ... DVFn kann durch Summierung aller Deformationsvektorfelder der aufgespannten Zeitsegmente die geometrische Transformation berechnet werden, welche die Bewegung zwischen beliebigen Zeitsegmenten widerspiegelt: $DVF (i - > j) = DVFi + 1 + DVFi + 2 + \dots + DVFj$
In Schritt 22 wird die Inkonsistenz der Signaldaten für alle Zeitsegmente berechnet. Besteht ein Zusammenhang zwischen einer hohen Inkonsistenz innerhalb eines bestimmten Zeitsegments Si und einer großen Amplitude des zugehörigen Deformationsvektorfelds DVFi, so ist der wahrscheinliche Grund hierfür eine schnelle Bewegung. In diesem Fall wird die Unterteilung in Zeitsegmente in Schritt 20 mit einer kürzeren Dauer ΔT wiederholt. Alternativ wird das jeweilige Zeitsegment Si in mehrere kürzere Zeitsegmente aufgeteilt. Die geometrischen Transformationen zwischen den kürzeren Zeitsegmenten können durch die Interpolation zwischen den Deformationsvektorfeldern DVF1, DVF2, ... DVFn der ursprünglichen Unterteilung erhalten werden. Auf diese Weise wird die Dauer des Zeitsegments Si verkürzt und die Inkonsistenz innerhalb des Zeitsegments Si reduziert. Umgekehrt können Zeitsegmente Si zusammengefasst werden, wenn die Datenkonsistenz hoch und die Amplituden des Deformationsvektorfeldes klein sind. Dies impliziert eine vernachlässigbare Bewegung, und die Kombination von Zeitsegmenten erhöht die Menge der verfügbaren Daten für die iterative Rekonstruktion und erhöht auch die Konvergenzgeschwindigkeit. In Schritt 23 wird ein MR-Bild durch ein iteratives Rekonstruktionsverfahren aus den Signaldaten rekonstruiert, wobei eine Bewegungskompensation gemäß den abgeleiteten geometrischen Transformationen angewendet wird. Die iterative Rekonstruktion wird mit einem MR-Bild initialisiert, das konventionell aus dem vollständigen Satz von MR-Signaldaten rekonstruiert wird, die über den Zeitraum T erfasst wurden. Dieses MR-Bild wird wahrscheinlich eine geringe Qualität aufweisen, da es durch Bewegung unscharf ist. Dieses anfängliche MR-Bild wird dann iterativ verfeinert. Dazu wird im nächsten Schritt ein Index eines Zeitsegments S0, S1, S2, ... Sn ausgewählt. Für die Wahl der Abarbeitungsreihenfolge der Zeitsegmente können unterschiedliche Strategien verwendet werden. Im Falle eines Abtastens mit Kontrastmittelapplikation wird eine lineare Anordnung bevorzugt, da diese die zeitliche Kontinuität in der Kontrastmittelkonzentrationsänderung berücksichtigt. Im Fall eines frei atmenden Abtastens ohne Kontrastmittel kann es von Vorteil sein, die Verarbeitungssequenz nach der Ähnlichkeit der den Zeitsegmenten zugeordneten niedrig aufgelösten MR-Bilder zu wählen. Die Ähnlichkeit kann unter Verwendung der abgeleiteten Deformationsvektorfelder DVF1, DVF2, ... DVFn quantifiziert werden. Das MR-Bild wird dann gemäß der geometrischen Transformation transformiert, die dem Bewegungszustand des jeweils ausgewählten Index entspricht. Das MR-Bild wird dann aktualisiert und in Übereinstimmung mit den Signaldaten gebracht, die dem Zeitsegment des ausgewählten Index zugeordnet sind, beispielsweise durch Anwendung einer Anzahl von Iterationen eines iterativen Standard-SENSE-Algorithmus. Nachdem die Indizes aller Zeitsegmente auf diese Weise iteriert wurden, wird ein MR-Bild hoher Qualität erhalten, das Beiträge aus dem gesamten Satz von Signaldaten enthält. Das Verfahren liefert neben dem MR-Bild auch Bewegungstransformationen, die es erlauben, das MR-Bild in alle Bewegungszustände der verschiedenen Zeitsegmente zu transformieren. Außerdem kann der Rekonstruktionsprozess nach dem ersten Durchgang durch alle Zeitsegmente wiederholt werden, wobei die geometrischen Transformationen in jeder Iteration so angewendet werden, dass für jedes Zeitsegment und somit für jeden Bewegungszustand ein hochwertiges MR-Bild rekonstruiert wird.
Optional kann die Annahme, dass die Bewegung innerhalb jedes Zeitsegments vernachlässigbar ist, quantifiziert und getestet werden, indem die Inkonsistenz aller Signaldaten innerhalb eines Zeitsegments berechnet wird. Wenn die Inkonsistenz niedrig ist, gilt die Annahme, dass die Bewegung während des jeweiligen Zeitsegments vernachlässigt werden kann, wenn sie dagegen hoch ist, kann das jeweilige Zeitsegment von der Rekonstruktion ausgeschlossen werden. Diese Situation kann ausnahmsweise auftreten, beispielsweise im Falle von zufälligen groben Bewegungen, Verschlucken, Husten usw.
Eine weitere Option besteht darin, die Auflösung des rekonstruierten MR-Bildes während des iterativen Rekonstruktionsprozesses mit zunehmender Iterationszahl schrittweise von grob nach fein zu erhöhen. Es können viele Iterationen erforderlich sein, um vom anfänglichen unscharfen MR-Bild zum endgültigen MR-Bild mit hoher Qualität zu gelangen. In dieser Situation kann Rechenzeit gespeichert werden, indem die anfänglichen Iterationen auf einem MR-Bild mit geringerer Auflösung (weniger Voxel) durchgeführt werden. Eine kleine Anzahl von Voxeln kann ausreichen, um die gesamte Information des unscharfen anfänglichen Bildes darzustellen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 7039451 B1 [0008]
WO 2013/159044 A1 [0024]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

(_„Eine optimale radiale Profilordnung basierend auf dem Goldenen Schnitt für zeitaufgelöste MRI“) in IEEE Trans.Med.Im. 26 (2007) 68-76 von S.Winkelmann et al. [0011]
Magn. Reson. Med., 2001, vol. 46, pp. 638-651 [0021]
Weiger et al, Magnetic Resonance in Medicine, Bd. 70, S. 328-332, 2013 [0027]

Claims

Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts (10), das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung (1) positioniert ist, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: - Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt (10) einer Bildgebungssequenz ausgesetzt wird, die HF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst; - Erfassen der MR-Signale als Signaldaten über einen bestimmten Zeitraum (T); - Unterteilen des Zeitraums in eine Anzahl von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn), sodass innerhalb jedes Zeitsegments keine oder nur eine vernachlässigbare Bewegung stattfindet; - Ableiten von geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) im Bildraum für jedes Paar von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn), deren geometrische Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) die zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares auftretende Bewegung wiedergibt; und - Rekonstruieren jeweiliger MR-Bilder für die jeweiligen Zeitpunkte der einzelnen Zeitsegmente aus den Signaldaten mehrerer Zeitsegmente, wobei eine Bewegungskompensation für jeden Zeitpunkt nach den abgeleiteten jeweiligen geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) zwischen den einzelnen Zeitsegmenten und dem Zeitpunkt angewendet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei für jedes Zeitsegment (S0, S1, S2, ... Sn) aus den dem jeweiligen Zeitsegment (S0, S1, S2, ... Sn) zugeordneten Signaldaten ein niedrig aufgelöstes MR-Bild rekonstruiert wird.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei jede der geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) als ein Verschiebungsvektorfeld abgeleitet wird, indem die niedrig aufgelösten MR-Bilder des jeweiligen Paares miteinander registriert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-3, wobei ein Bewegungszustand einem Zeitsegment (S0, S1, S2, ... Sn) zugeordnet wird und für jeden Bewegungszustand ein MR-Bild rekonstruiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-4, wobei eine iterative Rekonstruktionstechnik zum Rekonstruieren des MR-Bildes angewendet wird.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei die Rekonstruktion das rekonstruierte MR-Bild iterativ verfeinert, wobei für jedes Zeitsegment (S0, S1, S2, ... Sn) die dem jeweiligen Zeitsegment (S0, S1, S2, ... Sn) zugeordnete geometrische Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) angewendet wird und das MR-Bild in Übereinstimmung mit den dem jeweiligen Zeitsegment (S0, S1, S2, ... Sn) zugeordneten Signaldaten gebracht wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-6, ferner umfassend das Ermitteln einer Inkonsistenz der jedem Zeitsegment (S0, S1, S2, ... Sn) zugeordneten MR-Signale, wobei der Zeitraum (T) in eine größere Anzahl kürzerer Zeitsegmente unterteilt wird, wenn eine Inkonsistenz erkannt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-7, wobei der Zeitraum in eine größere Anzahl kürzerer Zeitsegmente (S0, S1, S2, ... Sn) unterteilt wird, wenn mindestens eine der abgeleiteten geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) eine zu schnelle oder zu starke Bewegung angibt, die zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares stattfindet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-8, wobei der Zeitraum (T) in eine kleinere Anzahl längerer Zeitsegmente (S0, S1, S2, ... Sn) unterteilt wird, wenn die abgeleiteten geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) angeben, dass zwischen aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten keine oder nur eine unbedeutende Bewegung auftritt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-9, wobei die MR-Signale nach einem Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Schema oder gemäß einem Koosh-Ball-Scanning-Schema erfasst werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-10, ferner umfassend das Rekonstruieren einer dynamischen Serie von MR-Bildern.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-11, wobei die MR-Signale durch parallele Bildgebung unter Verwendung einer Anzahl von HF-Empfangsspulen (11, 12, 13), die unterschiedliche räumliche Empfindlichkeitsprofile aufweisen, erfasst werden.
Verfahren nach den Ansprüchen 6 und 12, wobei das MR-Bild durch iterative SENSE-Rekonstruktion rekonstruiert wird.
MR-Vorrichtung, einschließlich mindestens einer Hauptmagnetspule (2) zum Erzeugen eines gleichmäßigen, stabilen Hauptmagnetfeldes B₀ in einem Untersuchungsvolumen, einer Anzahl von Gradientenspulen (4, 5, 6) zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in unterschiedlichen räumlichen Richtungen im Untersuchungsvolumen, mindestens einer HF-Spule (9) zum Erzeugen von HF-Impulsen im Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Objekt (10), das im Untersuchungsvolumen positioniert ist, einer Steuereinheit (15) zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten und einer Rekonstruktionseinheit (17) zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen, wobei die MR-Vorrichtung (1) ausgebildet ist, um die folgenden Schritte auszuführen: - Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt (10) einer Bildgebungssequenz ausgesetzt wird, die HF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst; - Erfassen der MR-Signale als Signaldaten über einen bestimmten Zeitraum (T); c) Unterteilen des Zeitraums in eine Anzahl von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn), sodass innerhalb jedes Zeitsegments keine oder nur eine vernachlässigbare Bewegung stattfindet; - Ableiten einer geometrischen Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) im Bildraum für jedes Paar von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn), deren geometrische Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) die zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares auftretende Bewegung wiedergibt; und - Rekonstruieren jeweiliger MR-Bilder für die jeweiligen Zeitpunkte der einzelnen Zeitsegmente aus den Signaldaten, wobei eine Bewegungskompensation für jeden Zeitpunkt nach den abgeleiteten jeweiligen geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) zwischen den einzelnen Zeitsegmenten und dem Zeitpunkt angewendet wird.
Computerprogramm zum Ausführen auf einer MR-Vorrichtung, wobei das Computerprogramm Anweisungen umfasst zum: - Erzeugen einer Bildgebungssequenz, die HF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst; - Erfassen von MR-Signalen als Signaldaten über einen bestimmten Zeitraum (T); - Unterteilen des Zeitraums in eine Anzahl von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn), sodass innerhalb jedes Zeitsegments keine oder nur eine vernachlässigbare Bewegung stattfindet; Ableiten einer geometrischen Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) im Bildraum für jedes Paar von aufeinanderfolgenden Zeitsegmenten (S0, S1, S2, ... Sn), deren geometrische Transformation (DVF1, DVF2, ... DVFn) die zwischen den beiden Zeitsegmenten des jeweiligen Paares auftretende Bewegung wiedergibt; und Rekonstruieren jeweiliger MR-Bilder für die jeweiligen Zeitpunkte der einzelnen Zeitsegmente aus den Signaldaten, wobei eine Bewegungskompensation für jeden Zeitpunkt nach den abgeleiteten jeweiligen geometrischen Transformationen (DVF1, DVF2, ... DVFn) zwischen den einzelnen Zeitsegmenten und dem Zeitpunkt angewendet wird.