DE19543891C1 - Verfahren zur Bildgewinnung mittels der magnetischen Resonanz - Google Patents

Description

Trotz der erheblichen Fortschritte bei der Verkürzung der Da­ tenakquisitionszeit für die MR-Bildgebung ist dieses Verfah­ ren bei Echtzeitaufnahmen bewegter Vorgänge nach wie vor be­ schränkt, insbesondere, wenn gleichzeitig noch eine gute Ortsauflösung gefordert wird. In manchen Fällen ist es aber von vorneherein bekannt, daß Bewegungen im wesentlichen nur in eng beschränkten Bereichen des Objekts zu erwarten sind bzw. nur in diesem Bereich interessieren. Dies gilt z. B. bei der interventionellen Kernspintomographie.

Mit bestimmten Magnetsystemen für Kernspintomographiegeräte, wie sie z. B. von der Firma Siemens unter der Bezeichnung "MAGNETOM OPEN®" vertrieben werden, ist eine verhältnismäßig gute Zugänglichkeit zum Patienten während der Untersuchung gegeben. Damit eröffnet sich die Möglichkeit, während der MR- Bildgebung am Patienten mit interventionellen Instrumenten zu arbeiten. Typische Anwendungen sind z. B. Chirurgie und Bio­ psie, wobei die jeweilige Position des Instrumentes auf einem Bildschirm beobachtet werden kann. Es versteht sich von selbst, daß hierbei zeitlich und örtlich exakte Informationen über die jeweilige Position des Instrumentes im Körper erfor­ derlich sind. Eine Echtzeitüberwachung der Instrumentenposi­ tion bei der erforderlichen räumlichen Auflösung und einem ausreichend großen Kontrast-Rausch-Verhältnis stellt jedoch extreme Anforderungen an die Geschwindigkeit der Datenerfas­ sung und Verarbeitung, wenn jeweils der gesamte Rohdatensatz aktualisiert werden soll.

Aus dem Artikel "Keyhole Imaging Offers Short Cut to Fast MR- Scans" in Diagnostic Imaging, February 1993, Seite 36, ist es bekannt, die Zeitauflösung bei der MR-Bildgebung dadurch zu verbessern, daß bei den einzelnen Sequenzrepetitionen nicht jedes Mal der vollständige Rohdatensatz gewonnen wird. Viel­ mehr erfolgt im Rahmen dieser sogenannten Keyhole-Technik nur ein schnelles Update der mittleren k-Raumzeilen. Es wird eine herkömmliche Fourier-Transformationstechnik verwendet, bei der diese mittleren k-Raumzeilen maßgeblich das Signal- Rausch-Verhältnis bestimmen. Ähnliche Techniken zur zeitauf­ gelösten MR-Bildgebung sind aus der US-Patentschrift 5,168,226 und aus der deutschen Patentschrift DE 43 27 325 bekannt. Dabei werden bei der Gewinnung mehrerer Rohdatenma­ trizen zu unterschiedlichen Zeitpunkten eines Bewegungsab­ laufs Signale für zwei zeitlich aufeinanderfolgende Rohdaten­ matrizen verwendet, d. h., für jedes gewonnene Bild wird nur ein Teil der Rohdatenzeilen aktualisiert. Der Zeitvorteil ist zur Zahl der nicht aktualisierten Rohdatenzeilen proportio­ nal. Die obengenannten Techniken haben den Nachteil, daß ent­ sprechend den nicht aktualisierten Rohdaten die Auflösung bei der Darstellung bewegter Objekte sinkt.

Aus den Artikeln L.P. Panych et al. "A Dynamically Adaptive Imaging Algorithm for Wavelet-Encoded MRI" in Magnetic Reso­ nance in Medicine 32, Seiten 738 bis 748 (1994) und L. P. Panych et al. "Implementation of Wavelet-encoded MR Imaging" in Journal of Magnetic Resonance Imaging, 1993, 3, Seiten 649 bis 655, ist es bekannt, Wavelet-Transformationen als Alter­ native zur Phasencodierung und zur herkömmlichen Fourier- Transformation einzusetzen. Im Unterschied zur herkömmlichen Fourier-Transformation sind Wavelet-Funktionen räumlich loka­ lisiert, d. h., es werden Wavelet-Profile an unterschiedlichen Orten über das Betrachtungsfenster generiert. Die diskrete Fourier-Transformation dagegen deckt stets das gesamte Be­ trachtungsfeld ab. Sie führt ein periodisches Signal vom Ortsraum in den Frequenzraum über, sie liefert aber keine In­ formation darüber, zu welchem Zeitpunkt und an welchem Ort eine bestimmte Frequenz aufgetreten ist.

In dem obengenannten Artikel "A Dynamically Adaptive Imaging Algorithm for Wavelet-encoded MRI" wird die räumlich selek­ tive Eigenschaft der Wavelet-Transformation dazu verwendet, Bewegungen im Betrachtungsfenster zu erfassen und nur die Rohdaten für die Bereiche, in denen tatsächlich eine Bewegung auftritt, zu aktualisieren. Dabei wird von einer Bewegungs­ richtung in Richtung der Wavelet-Codierung ausgegangen.

Bei der Einführung interventioneller Instrumente in einen Körper ist die Bewegungsrichtung meist von vorneherein be­ kannt. Vielfach muß nur festgestellt werden, wie weit das interventionelle Instrument schon in den Körper eingeführt wurde, z. B., um bestimmte Organe für die Chirurgie oder Bio­ psie zu treffen und eine Beschädigung anderer Organe beim Einführen des interventionellen Instrumentes zu vermeiden.

In der älteren deutschen Patentanmeldung 195 28 436 wurde daher vorgeschlagen, die Rohdatensätze in Richtung der Bewegungsbahn mit einer Frequenzcodierung und in einer dazu senkrechten Richtung mit einer Wavelet-Codierung zu versehen und nur dem Bereich der Bewegungsbahn zugeordnete Wavelet- Codierungen zu aktualisieren.

Da die Bewegungsbahn relativ gut bekannt ist, muß nur ein kleiner Teil der Kernresonanzsignale aktualisiert werden, so daß die Datenerfassungszeit entsprechend sinkt und die Zeit­ auflösung zunimmt. Dabei wird aber im Unterschied zu dem obengenannten Verfahren nach Panych hier stets der Datensatz für den gesamten Bereich der Bewegungsbahn aktualisiert, so daß das gesamte Instrument innerhalb des Untersuchungsobjek­ tes wegen der Mittelung über mehrere Messungen mit guter Ortsauflösung dargestellt wird. Beim Verfahren nach Panych werden jedoch nur Datensätze für die Regionen aktualisiert, wo eine Änderung auftritt. Im vorliegenden Fall wäre dies also nur im Bereich der Spitze des Instruments der Fall.

Gegenüber der bekannten Keyhole-Technik oder der Verwendung von Datenzeilen für mehrere zeitlich aufeinanderfolgende Bil­ der wird hier die räumliche Lokalisation der Wavelet-Funktion ausgenutzt.

Den obengenannten Techniken ist gemeinsam, daß die Kernreso­ nanzsignale als Spinechos, d. h. nach einer Refokussierung durch einen 180°-Hochfrequenzpuls, ausgelesen werden. Dies rührt daher, daß die erforderliche Schichtselektion durch schichtselektive Refokussierung erreicht wird. Die bei der üblichen Phasen- und Frequenzcodierung angewandte Schichtse­ lektion durch Einschalten eines konstanten Gradienten während der Anregung läßt sich auf die Wavelet-Codierung nicht anwen­ den.

Spinechosequenzen sind jedoch relativ langsam. Der Zeitvor­ teil, den man durch Aktualisierung eines Teilbereiches der Rohdatenmatrix unter Ausnutzung der Ortsselektivität der Wavelet-Codierung erzielt, geht daher zum Teil wieder verlo­ ren.

In der Literaturstelle "IEEE Engineering in Medicine and Bio­ logy", Sept./Oct. 1995, S. 621-638, werden ebenfalls Möglich­ keiten der Wavelet-Codierung erläutert. Dabei wird in einer ersten Richtung eine Ortsauflösung durch eine (schichtselek­ tive) Waveletcodierung, in einer zweiten Richtung eine Orts­ auflösung durch eine Phasencodierung und in einer dritten Richtung durch eine Frequenzcodierung erreicht. Dadurch kann man zwar dreidimensionale Bilddatensätze erzeugen, die Daten­ akquisitionszeit wird jedoch wegen der Vielzahl der erforder­ lichen Phasencodierschritte relativ lang.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, schnellere Pulssequenzen mit Anwendung der Wavelet-Codierung zu finden. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch Anspruch 1 gelöst. Hier wird eine Gradientenechosequenz angewandt, die bekanntlich mit wesent­ lich kürzeren Repetitionszeiten durchgeführt werden kann als Spinechosequenzen.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter­ ansprüchen angegeben.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 13 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 schematisch den Aufbau eines offenen Mag­ netsystems bekannter Bauart,

Fig. 2 Wavelets mit drei unterschiedlichen Dila­ tationen a,

Fig. 3 die Translation der Wavelet-Funktionen über das Objekt,

Fig. 4 bis 8 ein Ausführungsbeispiel für eine Pulsse­ quenz mit Wavelet-Codierung und Gradien­ tenechos,

Fig. 9 die Anwendung eines Phasencodiergradienten in der zweiten Richtung,

Fig. 10 die Orts- und Zeitabhängigkeit des Gra­ dienten in der zweiten Richtung,

Fig. 11 schematisch eine Rohdatenmatrix,

Fig. 12 einen Objektbereich 19,

Fig. 13 einen Objektbereich 19 mit einem Bereich 16 einer Bewegungsbahn.

In Fig. 1 ist schematisch ein bekannter Polschuhmagnet eines Kernspintomographiegerätes mit einem C-förmigen Joch darge­ stellt, wie er z. B. in dem US-Patent 5,200,701 beschrieben ist. Der magnetische Antrieb erfolgt im Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 durch normal leitende Magnetspulen 5. Im Bereich von Polschuhen 1, 2 sind jeweils Gradientenspulensätze 7 und Hochfrequenzantennen 4 angebracht. Die Hochfrequenzantennen 4 dienen im Ausführungsbeispiel sowohl zum Senden als auch zum Empfangen von Signalen. Im Magneten ist ein Untersuchungsob­ jekt 6 positioniert.

Die Magnetspulen 5 werden von einer Magnetstromversorgung 8 gespeist und die Gradientenspulensätze 7 von einer Gradien­ tenstromversorgung 9. Die Antennen 4 sind mit einer Hochfre­ quenzeinheit 10 verbunden. Aus den von der Hochfrequenzein­ heit 10 gewonnenen Signalen wird durch einen Bildrechner 12 ein Bild rekonstruiert, das auf einem Monitor 13 abgebildet wird. Die Magnetstromversorgung 8, die Gradientenstromver­ sorgung 9, die Hochfrequenzeinheit 10 und der Bildrechner 12 werden von einem Steuerrechner 11 gesteuert.

Die Grundlagen der Wavelet-Transformation sind in den ein­ gangs genannten Literaturstellen im Detail erläutert und sol­ len hier nur in den Grundzügen dargestellt werden. Die inte­ grale Wavelet-Transformation F_g(a,b) einer realwertigen, energiebeschränkten Funktion f(x) ist gegeben durch:

Eine Wavelet-Funktion g(a,b) entsteht durch Dilatation und Translation einer Basis-Wavelet-Funktion, d. h., im Gegensatz zur Fourier-Transformation bildet die Wavelet-Transformation auf zwei Parameter ab. Dabei beeinflußt die Dilatation a die Breite einer Wavelet-Funktion g(a,b) und die Translation b ihre Lage im Objektraum. Es sind eine Reihe von Funktionen bekannt, die als Basis-Wavelet-Funktionen verwendet werden können. In einem Ausführungsbeispiel wurden Battle-Lemarie Wavelets verwendet. Die entstehende Wavelet-Funktion ist in den Fig. 2 und 3 schematisch dargestellt. Dabei bezeichnet der Index j die Dilatation, der Index k die Translation der Basis-Wavelet-Funktion. In Fig. 2 ist die Dilatation der Basis-Wavelet-Funktion Ψ_j,k für drei unterschiedliche Dila­ tationen a dargestellt. Bei jeder Dilatation werden gemäß Fig. 3 die Wavelets in einer Raumrichtung über das Objekt ge­ schoben. Eingezeichnet wurde nur jede sechzehnte Translation der von 0 bis 64 laufenden Translationen. Die übrigen Trans­ lationen sind durch Punkte angedeutet. Entsprechend dem Dila­ tationsparameter können beliebig breite Objektfenster erzeugt werden, aus denen dann die Rohdaten ausgelesen werden. Eine breite Fensterung (gleichbedeutend mit kleinem a) des Objekt­ bereichs entspricht einer Tiefpaßfilterung, während die Wave­ let-Funktion mit steigendem a schmaler wird und damit zuneh­ mend Hochpaßcharakter annimmt.

In den Fig. 4 bis 8 ist die Anwendung der Wavelet-Codie­ rung in einer Gradientenecho-Pulssequenz dargestellt. Zur Wavelet-Codierung der Signale wird zunächst ein Hochfrequenz­ puls RF1 unter der Wirkung eines Gradienten Gx eingestrahlt. Dabei legt das Frequenzspektrum des Hochfrequenzpulses RF1 in Verbindung mit dem Gradienten Gx Dilatation und Translation der Wavelet-Funktion fest. Dabei kann gezielt ein Streifen­ profil senkrecht zur Richtung des Gradienten Gx gewählt wer­ den. Für kleine Flipwinkel des Hochfrequenzpulses RF1 sind die Einhüllende dieses Hochfrequenzpulses und das hier gefor­ derte Streifenprofil ein Fouriertransformiertenpaar. Die Di­ latation a und die Stärke des Gradienten Gx verhalten sich proportional zueinander. Durch ein Verstärken des Gradienten Gx wird daher a vergrößert und damit die Streifenbreite ver­ ringert. Die jeweils geforderte Translation b kann durch Ver­ schiebung der Mittenfrequenz des Hochfrequenzpulses RF1 oder durch einen Offset des Gradienten Gx erreicht werden. An­ schließend wird der Gradient Gx invertiert, um die durch den positiven Teilpuls verursachte Dephasierung rückgängig zu machen. Gleichzeitig wird durch einen ersten Gradientenpuls Gz in negativer z-Richtung eine Vorphasierung erzielt.

Im Unterschied zu bekannten Wavelet-basierten Verfahren wird im Ausführungsbeispiel bereits bei der Anregung eine Schicht­ selektion durchgeführt und nicht erst bei einer nachfolgenden Refokussierung. Hierzu wird während der Einstrahlung des Hochfrequenzpulses RF1 zusätzlich zum Gradienten Gx in der ersten Richtung noch ein zweiter Gradient Gy in einer zwei­ ten, dazu senkrecht stehenden Richtung eingestrahlt. Die Stärke dieses Gradienten oszilliert um eine Nullinie. Im vor­ liegenden Ausführungsbeispiel weist der Gradient Gy eine Si­ nusform auf, da die hier erforderlichen hohen Gradientenamp­ lituden und Schwingungsfrequenzen am einfachsten durch einen Resonanzkreis zu erreichen sind, bei dem die Gradientenspule als Induktivität wirkt. Die Wirkung dieses Gradienten wird nachfolgend anhand von Fig. 10 veranschaulicht. Fig. 10 zeigt den Magnetfeldverlauf B in y-Richtung für sechs ver­ schiedene Zeitpunkte, in denen der Gradient Gy sechs unter­ schiedliche Stärken aufweist. Mit dem zeitabhängigen Gra­ dienten wird damit dem homogenen Grundmagnetfeld eine Orts- und Zeitabhängigkeit in der zweiten Richtung aufgeprägt.

Bekanntlich kommt es zu einer Anregung der Kernspins nur dann, wenn eine Anregung mit deren Larmorfrequenz erfolgt. Da diese Larmorfrequenz vom jeweils örtlich und zeitlich herr­ schenden Magnetfeld abhängig ist, erfolgt im vorliegenden Fall eine zeit- und ortsabhängige Anregung der Kernspins.

Eine Anregung über die gesamte Länge des Hochfrequenzpulses RF1 erfahren die Kernspins nur in einem Bereich um den Ort des Nulldurchgangs des Magnetfeldgradienten Gy, also einer Schicht senkrecht zur y-Achse. Außerhalb dieser Schicht ist die Resonanzbedingung zwar kurzzeitig mit jedem Nulldurchgang der Schwingung des Gradienten Gy erfüllt. In diesen kurzen Zeitabschnitten kann keine nennenswerte Quermagnetisierung erzeugt werden, d. h., der Flipwinkel außerhalb der Schicht d bleibt sehr klein.

Die Dicke d der Schicht, in der eine wesentliche Anregung der Kernspins erfolgt, wird durch folgende Faktoren bestimmt:

Zum einen hängt es von der Bandbreite des Anregepulses RF ab, inwieweit auch bei bestimmten lokalen Magnetfeldabweichungen vom Grundmagnetfeld noch eine Anregung auftritt. Zum anderen wird die Dicke d der selektierten Schicht durch die Frequenz und die Amplitude des oszillierenden Gradienten Gy bestimmt. Je höher die Amplitude dieses Gradienten ist, desto dünner wird der Bereich d. Auch bei höherer Frequenz der Schwingun­ gen des Gradienten Gy wird die Dicke d der Schicht schmäler. Genauere Ausführungen zum Zusammenhang zwischen der Selekti­ vität einer Anregung unter der Wirkung eines oszillierenden Gradienten sind der Publikation W.S. Hinshaw "The Sensitive Point Method", Journal of Applied Physics, Vol. 47, No. 8, August 1976, zu entnehmen. Es steht daher eine Reihe von Pa­ rametern zur Verfügung, die gewünschte Schichtdicke in y- Richtung einzustellen. Die Position kann durch die Position des Nulldurchgangs des geraden Büschels nach Fig. 10 festge­ legt werden.

In der nun folgenden Auslesephase wird ein positiver Gradien­ tenpuls Gz eingeschaltet. Damit wird die durch den negativen Gradientenpuls Gzv verursachte Dephasierung rückgängig ge­ macht. In bekannter Weise entsteht damit ein Kernresonanzsi­ gnal in Form eines Gradientenechos, das in einem Akquisi­ tionsfenster ADC unter der Wirkung des Gradienten Gz M Mal abgetastet wird. Das Gradientenechosignal ist damit in z- Richtung in herkömmlicher Weise frequenzcodiert. Das Signal wird ähnlich wie beim herkömmlichen Fourier-Transformations­ verfahren in eine Zeile einer Rohdatenmatrix RD nach Fig. 11 eingetragen.

Die Wavelet-Codierung ersetzt hier die sonst übliche Pha­ sencodierung der Kernresonanzsignale. Wie bei der Phasenco­ dierung müssen bei der Wavelet-Codierung N Messungen mit un­ terschiedlicher Wavelet-Codierung vorgenommen werden, um N voll aufgelöste Zeilen der Bildmatrix zu füllen. Wie oben bereits ausgeführt, werden diese N Messungen mit unterschied­ lichen Dilatationen und Translationen der Basis-Wavelet-Funk­ tion durchgeführt. Für die folgende Anwendung ist eine Beson­ derheit der Wavelet-Koeffizienten im Vergleich zu den Fou­ rier-Koeffizienten von Bedeutung: Die Wavelet-Koeffizienten korrelieren nämlich entsprechend ihrer Dilatation und Trans­ lation mit einem festgelegten Ausschnitt des Objektraumes.

Aus der so gewonnenen Rohdatenmatrix RD mit M × N Meßwerten kann nun nach Verfahren, wie sie in den in der Beschreibungs­ einleitung angegebenen Literaturstellen erläutert sind, ein Bild rekonstruiert werden.

Durch die Anwendung von Gradientenechos anstelle der in Zu­ sammenhang mit der Wavelet-Codierung bekannten Spinechos kann eine wesentliche Verkürzung der Datenakquisitionszeit er­ reicht werden. Insbesondere kann, wie bei dem aus der EP 0 191 431 A2 bekannten FLASH-Verfahren, die Repetitions­ zeit kürzer als die Längs- und Querrelaxationszeit der ange­ regten Kernspins gewählt werden, so daß sich ein Steady- State-Zustand einstellt. Ebenfalls wie beim FLASH-Verfahren wird dabei der Flipwinkel des Anregepulses RF1 kleiner als 90° gewählt.

Um in einer Sequenz mit schneller Repetitionsrate bei jeder Anregung dieselben Voraussetzungen herzustellen, können nach der Auslesephase verbleibende Phasenkohärenzen durch Spoiler­ gradienten GSPx, GSPy, GSPz in den Richtungen x, y und z ver­ hindert werden.

Bei Anwendung der Wavelet-Codierung mit einer schnell repe­ tierten Gradientenechosequenz kommt man auf Akquisitionszei­ ten von 10 Sekunden für ein vollständiges Bild aus einer Schicht. Der besondere Vorteil der Ortsselektivität der Wave­ let-Codierung kommt dann zum Tragen, wenn jeweils nur ein kleiner Teil der Bilddatenmatrix aktualisiert wird. Damit kann man auf Akquisitionszeiten von unter einer halben Sekun­ de kommen, so daß das Verfahren für Echtzeitaufnahmen bei interventionellen MR-Untersuchungen besonders geeignet ist.

Gerade bei interventionellen Techniken ist vielfach eine Ortsauflösung in drei Dimensionen erforderlich. Das darge­ stellte Prinzip ermöglicht auch noch eine Ortsauflösung in­ nerhalb der gewählten Schicht, wenn man entsprechend Fig. 9 nach der Anregephase noch einen Phasencodiergradienten Gyp in y-Richtung einschaltet. Im Ausführungsbeispiel ist dieser Phasencodiergradient in vier Stufen schaltbar, so daß man eine dreidimensionale Rohdatenmatrix 4 · N · M erhält. Wie bei üblichen dreidimensionalen Verfahren wird eine Ortsauflösung in der dritten Dimension durch Fourier-Transformation in der so entstandenen dritten Richtung erzielt. Für ein derartiges dreidimensionales Verfahren wird man die Dicke der angeregten Schicht entsprechend den Erfordernissen breiter wählen. Die Auflösung innerhalb der Schichtdicke hängt von der Zahl der Phasencodierschritte in y-Richtung ab.

Bei kleinen Objekten, beispielsweise im Kniebereich, könnte auf die Schichtselektion bei der Anregung unter Umständen auch verzichtet werden, das heißt, der oszillierende Gradient G_y wurde wegfallen. In diesem Fall wird dann zweckmäßigerwei­ se die oben erläuterte Auflösung des Objektes in y-Richtung durch die obengenannte Phasencodierung ausgeführt.

Ein Ausführungsbeispiel für die Anwendung der Wavelet-Codie­ rung auf die Aufgabe der Bewegungsverfolgung interventionel­ ler Instrumente wird im folgenden anhand der Fig. 12 und 13 erläutert. Als interventionelles Instrument wird im Aus­ führungsbeispiel eine Biopsienadel verwendet, es kommen aber ebenso andere, z. B. chirurgische Instrumente, in Betracht, sofern die Bewegungsbahn zumindest grob festgelegt ist.

Für den Arzt kommt es darauf an, mit guter Zeit- und Ortsauf­ lösung die Position der Biopsienadel 15 im Untersuchungs­ objekt festzustellen. Dazu wird zunächst ein Referenzbild des gesamten Objektraumes 19 mit dem Untersuchungsobjekt 6 aufge­ nommen. In Fig. 12 ist dies schematisch dargestellt. Dieses Referenzbild könnte man natürlich mit der beschriebenen Wave­ let-Codierung, d. h. mit Wavelet-codierter Anregung der Kern­ resonanzsignale aufnehmen. Die wavelet-codierte Anregung be­ dingt jedoch gegenüber der Phasencodierung ein schlechteres Signal-Rausch-Verhältnis. Dies rührt daher, daß bei der Pha­ sencodierung immer Signale aus dem gesamten Objektbereich er­ faßt werden, bei der wavelet-codierten Anregung dagegen nur aus einzelnen Streifen. Außerdem wendet man bei der Wavelet- Codierung kleine Flipwinkel an. Es empfiehlt sich daher, für das Referenzbild zunächst die übliche Phasencodierung einzu­ setzen, da hierbei der Vorteil der Wavelet-Codierung - näm­ lich die Beschränkung auf einen Objektbereich - ohnehin nicht zum Tragen kommt. Damit der Datensatz des Referenzbildes al­ lerdings später kompatibel mit aktualisierten, Wavelet-co­ dierten Datensätzen ist, wird die gewonnene digitale Rohda­ tenmatrix zur Nachverarbeitung in Phasencodierrichtung invers fouriertransformiert und anschließend Wavelet-codiert. Damit wird das Bild entsprechend den Faktoren a und b der Wavelet- Codierung in N Streifen aufgeteilt. Nach der vollständigen Rekonstruktion (inverse Fourier-Transformation in Richtung des Auslesegradienten und inverse Wavelet-Codierung in Wave­ let-Codierrichtung) liegt ein Wavelet-codiertes Bild vor, dessen Signal-Rausch-Verhältnis im wesentlichen einem übli­ chen Spinechobild entspricht.

Wie bereits ausgeführt, wäre mit herkömmlichen Fourier-Trans­ formationsverfahren kaum eine ausreichende Zeitauflösung für die Bewegungsverfolgung der Biopsienadel zu erreichen. Da die Bewegungsbahn der Biopsienadel aber relativ genau bekannt ist, reicht es aus, lediglich die Datensätze, die im Bereich der bekannten Bewegungsbahn 16 der Biopsienadel 15 liegen, zu aktualisieren. In Fig. 13 ist der zu erfassende Bereich 16 der Bewegungsbahn schraffiert dargestellt, das mit der Bio­ psienadel 15 zu erreichende Ziel ist mit 18 bezeichnet. Mit der Wavelet-Codierung ist es nun, wie oben beschrieben, mög­ lich, den Bereich 16 selektiv aufzunehmen. Dabei liegt die Frequenzcodierrichtung y parallel zur Bewegungsrichtung der Biopsienadel 15, die Wavelet-Codierrichtung x orthogonal da­ zu.

Da für die Aktualisierung der Rohdaten aus dem Bereich 16 im Vergleich zum Objektraum 19 wesentlich weniger Daten erfaßt werden müssen, kann dies mit entsprechend verbesserter Zeit­ auflösung erfolgen. Wenn man beispielsweise von einem 30×30 cm großen Bild mit einer Auflösung von 128×128 Pixeln ausgeht, sind für die Aktualisierung des gesamten Bildes 128 Sequenzen nach den Fig. 4 bis 8 erforderlich. Wenn man aber den Bewegungsbereich 16 auf z. B. 20 mm beschränken kann, benötigt man bei gleicher Ortsauflösung nur 12 Sequenzen, d. h., die zur Aktualisierung erforderlichen Daten können etwa 10mal so schnell gewonnen werden. Während der Intervention müssen im ursprünglichen, das gesamte Referenzbild umfassen­ den Rohdatensatz jeweils nur 12 Zeilen aktualisiert werden. Da die mit der Wavelet-Codierung gewonnenen Datensätze aus den obengenannten Gründen eine kleinere Signalamplitude auf­ weisen als die aufgrund einer Phasencodierung gewonnenen Si­ gnale des Referenzbildes, müssen die aktualisierten Wavelet- codierten Datensätze entsprechend normiert werden.

Das aus den so gewonnenen Rohdatensätzen gewonnene Bild zeigt somit das gesamte Untersuchungsobjekt in guter räumlicher Auflösung und die Bewegung der Biopsienadel 15 auch in guter zeitlicher Auflösung. Da sich die Signale aus der Biopsiena­ del 15 zwischen den einzelnen Datensatzaktualisierungen nur bezüglich deren Spitze ändern, werden die Signale aus dem restlichen Teil der Biopsienadel ständig gemittelt. Trotz der geringen Signalintensität durch die Wavelet-Codierung wird daher die Biopsienadel 15 aufgrund der Mittelung der Signale (mit Ausnahme von Signalen aus der bewegten Spitze der Bio­ psienadel) mit gutem Signal-Rausch-Verhältnis dargestellt.

Bei den bisherigen Betrachtungen wurde davon ausgegangen, daß sich im Untersuchungsbereich nur die Biopsienadel 15 bewegt, während der Rest des Untersuchungsobjekts 6 unbewegt ist. Bei einer Bewegung des gesamten Untersuchungsobjekts 6 stimmt na­ türlich die räumliche Zuordnung zwischen dem aktualisierten Bereich 16 und dem restlichen Untersuchungsobjekt 6, das nur zu Beginn der Messung in Form eines Referenzbildes erfaßt wurde, nicht mehr. Vielfach benötigt der Arzt aber die Infor­ mation aus dem restlichen Untersuchungsobjekt nicht mehr, da er sie während des interventionellen Vorgangs noch in Erin­ nerung hat. Um die Darstellung von Fehlinformationen zu ver­ meiden, empfiehlt es sich aber, das Referenzbild auszublen­ den, sobald eine Objektbewegung aufgetreten ist und nur noch den Bereich 16 der Bewegungsbahn darzustellen.

Um eine Bewegung des Objektes 6 festzustellen, kann man an diesem beispielsweise einen MR-sensitiven Marker 17 befesti­ gen. In diesem Fall kann man dann z. B. in einem weiteren Be­ reich 20 ebenfalls Wavelet-codierte Datensätze gewinnen und anhand dieser Datensätze die Bewegung des Markers 17 erfas­ sen. Sobald die Bewegung des Markers 17 einen gewissen Schwellwert überschreitet, wird das Referenzbild ausgeblen­ det.

Alternativ kann man aber auch das Referenzbild, d. h. den Da­ tensatz für das vollständige Untersuchungsobjekt 6 aktuali­ sieren, sobald eine größere Bewegung des Objektes 6 festge­ stellt wurde.

Bei der bisherigen Darstellung lag die Bewegungsbahn in y- Richtung und dementsprechend wurde in x-Richtung eine Wave­ let-Codierung und in y-Richtung eine Frequenzcodierung der Kernresonanzsignale durchgeführt. Das Verfahren ist jedoch nicht auf ein starres Koordinatensystem beschränkt, da bei MR-Anlagen durch gleichzeitiges Einschalten mehrerer Gradien­ ten resultierende Gradienten in beliebigen Richtungen reali­ siert werden können.

Damit die Biopsienadel im Bild mit gutem Kontrast dargestellt wird, kann sie vorteilhafterweise mit negativem Kontrastmit­ tel, z. B. Eisenoxid, gefüllt sein. Sie wird dann im Bild schwarz dargestellt.

Mit dem dargestellten Verfahren gelingt es also, die Bewegung eines interventionellen Instruments mit guter Zeitauflösung zu verfolgen, da stets nur ein geringer Teil des gesamten Da­ tensatzes aktualisiert wird und da kurze Datenakquisitions­ zeiten möglich sind. Durch die Anwendung einer Gradienten­ echosequenz mit schneller Repetition wird die Datenakquisi­ tionszeit nochmals verkürzt. Dabei wirkt sich die Eigenschaft der Wavelet-Funktion, daß nämlich die Datenaufnahme lokali­ sierbar ist, im Vergleich zur Phasencodierung, die sich stets über das gesamte Meßobjekt erstreckt, besonders positiv aus. Gleichzeitig liefert das Verfahren aber auch eine hohe Orts­ auflösung. Bei der Gewinnung des Referenzbildes mit der übli­ chen Phasencodierung kann durch das damit erzielbare hohe Si­ gnal-Rausch-Verhältnis ein qualitativ hochwertiges Bild er­ zeugt werden. Im Bereich der Bewegungsbahn wird durch Mitte­ lung der sequentiell gewonnenen Daten das an sich mit der Wavelet-Codierung verbundene ungünstigere Signal-Rausch- Verhältnis wieder verbessert.

Claims (15)

1. Verfahren zur Gewinnung von Bildinformationen aus einem Objekt (6) mittels des kernmagnetischen Effekts mit folgenden Schritten:

• a) In einem homogenen Magnetfeld wird in einer Anregephase ein HF-Puls (RF) eingestrahlt, dessen Einhüllende der Fourier-transformierten einer Waveletfunktion ent­ spricht, wobei während der Einstrahlung des Hochfre­ quenzpulses (RF) ein konstanter Magnetfeldgradient (Gx) in einer ersten Richtung wirksam ist und wobei in der Anregephase zusätzlich ein Gradientenmagnetfeld (G_y) mit zeitvariabler Stärke und einer linearen Ortsabhängigkeit in einer zweiten Richtung wirksam ist.
• b) In einer Auslesephase wird unter der Wirkung eines Aus­ lesegradienten (Gz) in einer dritten Richtung ein Gra­ dientenechosignal abgetastet, digitalisiert und in eine Zeile einer Rohdatenmatrix (RD) eingetragen.
• c) Die Schritte a) und b) werden N-fach mit unterschied­ lichen Waveletcodierungen wiederholt, so daß man eine Rohdatenmatrix mit N Zeilen erhält.
• d) Durch Fouriertransformation in der dritten Richtung und Wavelet-Transformation in der ersten Richtung wird eine Bildmatrix erstellt.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge­ kennzeichnet, daß das Magnetfeld mit zeitva­ riabler Stärke ein linearer Gradient (Gy) in der zweiten Richtung mit zeitlich sinusförmig veränderlicher Stärke ist.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Frequenz des Gradienten (Gy) in der zweiten Richtung zur Festlegung einer in der An­ regephase selektierten Schichtdicke einstellbar ist.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Amplitude des Gra­ dienten (Gy) in der zweiten Richtung zur Festlegung einer in der Anregephase selektierten Schichtdicke einstellbar ist.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 4, da­ durch gekennzeichnet, daß die Posi­ tion des Nulldurchgangs des Gradienten (Gy) in der zweiten Richtung zur Festlegung der in der Anregephase selektierten Schicht einstellbar ist.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da­ durch gekennzeichnet, daß auf den Gradienten (Gy) in der zweiten Richtung ein Phasencodiergra­ dient (Gyp) in derselben Richtung folgt, der in mindestens einem Schritt veränderlich ist, so daß in einer dreidimensio­ nalen Anordnung mindestens zwei Rohdatensätze entstehen und daß durch Fourier-Transformation der Rohdaten in der so ge­ bildeten dritten Richtung eine Ortsauflösung innerhalb der in der Anregephase selektierten Schicht erzielt wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da­ durch gekennzeichnet, daß die Schrit­ te a) und b) in einer Repetitionszeit (TR) wiederholt werden, die kürzer als die Längs- und Querrelaxationszeit (T₁, T₂) der angeregten Spins ist.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, da­ durch gekennzeichnet, daß nach jeder Auslesephase Spoiler-Gradientenpulse (GSP) in mindestens einer Richtung eingeschaltet werden.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei zur Bewegungsverfolgung interventioneller Instrumente das inter­ ventionelle Instrument (15) auf einer Bewegungsbahn in einer dritten Richtung (y) geführt wird und daß die Rohdatensätze (RD) nur für die Wavelet-Codierungen, die dem Bereich (16) der Bewegungsbahn zugeordnet sind, mit einer Repetitionsrate aktualisiert werden.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch ge­ kennzeichnet, daß zu Beginn der Messung ein Rohdatensatz (RD) für ein Referenzbild des gesamten Objekt­ bereichs (19) gewonnen wird, in dem die aktualisierten Teile der Rohdatensätze (RD) eingeblendet werden.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch ge­ kennzeichnet, daß der Rohdatensatz für das Re­ ferenzbild mit einem MR-Verfahren gewonnen wird, bei dem in der zweiten Richtung eine Phasencodierung der Kernresonanz­ signale erfolgt, und daß auf den Rohdatensatz (RD) eine Wave­ let-Codierung in der zweiten Richtung angewandt wird.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 oder 11, da­ durch gekennzeichnet, daß ein neues Referenzbild erstellt wird, sobald eine Bewegung des Unter­ suchungsobjektes (6) einen Schwellwert überschreitet.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Bewegung des Untersu­ chungsobjektes (6) mit Hilfe eines am Untersuchungsobjekt (6) angebrachten Markers (17) erfaßt wird, dessen Bewegung durch Aufnahme von MR-Daten gemessen wird.

14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die MR-Daten mit Wavelet- Codierungen, die dem Bereich des Markers (17) zugeordnet sind, erfaßt und mit einer Repetitionsrate aktualisiert wer­ den.

15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, da­ durch gekennzeichnet, daß die Daten­ sätze für die Wavelet-Codierungen, die dem Bereich der Bewe­ gungsbahn zugeordnet sind, mit einer derartigen Repetitions­ rate aktualisiert werden, daß in dem aus diesen Datensätzen gewonnenen Bildteil bei üblichen Vorschubgeschwindigkeiten des interventionellen Instruments (15) dieses in ausreichen­ der zeitlicher Auflösung dargestellt wird.