DE102009018878B4 - Verfahren zur Bildgebung in der Magnetresonanztomographie mit spektraler Fett-Sättigung oder spektraler Wasser-Anregung sowie zugehöriges Computerprogramm und Kernspintomographiegerät - Google Patents

Abstract

Verfahren zur Bildgebung in der Magnetresonanztomographie mit spektraler Fett-Sättigung oder spektraler Wasser-Anregung in einem darzustellenden Gewebebereich eines zu untersuchenden Patienten, aufweisend die folgenden Schritte: S1: Frequenzjustiermessung eines darzustellenden Bereiches eines Patienten mit einer ausgewählten ersten Teil-Spule des MRT-Systems, S2: Exaktes Bestimmen der Resonanzfrequenz von Wasser anhand des in Schritt S1 gewonnenen, die Resonanzfrequenzen von Fett und Wasser aufweisenden Spektrums, S3: Wiederholen der Schritte S1 und S2 mit zumindest einer weiteren ausgewählten, der ersten Teil-Spule benachbarten zweiten Teil-Spule des MRT-Systems, S4: Messen eines k-Raumdatensatzes mit einer Teil-Spule oder einer Teil-Spulenkombination auf Basis der diesen Teil-Spulen zugeordneten Wasser-Resonanzfrequenz, S5: Wiederholen des Schrittes S4 mit anderen Teil-Spulen oder anderen Teil-Spulenkombinationen, bis der gesamte darzustellende Gewebebereich vermessen worden ist, S6: Kombinieren der in den Schritten S4 und S5 gewonnenen Meßergebnisse, und S7: Darstellen des in Schritt S6 gewonnenen Ergebnisses im Bildraum in Form eines Gesamtbildes des...

Description

• Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein neuartiges MRT-Verfahren, bei dem die Bildqualität bei Aufnahmen mit spektraler Sättigung bzw. Anregung verbessert wird.
• Die Kernspintomographie ist ein Schnittbildverfahren für die medizinische Diagnostik, das sich in erster Linie durch ein hohes Kontrastauflösungsvermögen auszeichnet. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die Kernspintomographie zu einem der Röntgen-Computertomographie vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die Kernspintomographie basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Meßzeiten in der Größenordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
• Eine Herausforderung in der Magnetresonanz-Bildgebung stellt Fett-Wasser-Gewebe eines Patienten dar. Aufgrund des Einflusses der chemischen Verschiebung entstehen zum einen an den Grenzschichten zwischen Fettgewebe und Wasser-haltigem Gewebe Artefakte, die es zu beseitigen gilt, zum anderen reduziert das Fettsignal sowohl bei der T₁- als auch bei der T₂-Bildgebung oft die Erkennbarkeit von Details in MR-Bildern aufgrund seines hohen Signalanteils.
• Mit chemischer Verschiebung bezeichnet man die Eigenschaft, dass sich die Resonanzfrequenz abhängig von der Art der chemischen Bindung, in der sich ein signalgebender Kern befindet, proportional zur Feldstärke geringfügig verschiebt. Aufgrund ihrer Konzentration im menschlichen Körper tragen hauptsächlich Wasserstoffkerne des freien Wassers und des Fettes zum Bild bei. Deren relative Resonanzfrequenzdifferenz beträgt etwa 3 ppm (parts per million). Dadurch kommt es bei der Verwendung von Spin-Echo- sowie Gradienten-Echo-Sequenzen zu einer Modulation der Signalintensität in Abhängigkeit von der Echozeit TE.
• Nach dem Stand der Technik gibt es derzeit im Wesentlichen drei Methoden, um das störende Fettsignal zu beseitigen:
• 1) Die sogenannte STIR Technologie (engl.: Short Inversion Recovery, STIR),
• 2) Phasen-Methoden, die das sogenannte 1-, 2- oder 3-Punkt-Dixon-Verfahren benutzen, sowie
• 3) Spektrale Sättigungsverfahren.
• Bei STIR handelt es sich um eine IR-Sequenz (engl.: Inversion Recovery-Sequenz) mit kurzer Inversionszeit. Bei IR-Sequenzen wird die Längsmagnetisierung zunächst durch einen 180°-Puls in die Gegenrichtung umgeklappt (invertiert).
• Zum Zeitpunkt, bei dem sich alle Fettprotonen in einem Magnetisierungszustand Mz = 0 befinden, wird ein 90°-Anregungspuls appliziert. Da die Fettprotonen nicht zum resultierenden Gesamtsignal beitragen, wird Fett auf den so gewonnenen Bildern unterdrückt und erscheint damit schwarz.
• Der Nachteil von STIR ist neben der relativ langen Akquisitionszeit unter anderem die relativ geringe Gesamtsignalausbeute (schlechtes Signal-Rausch-Verhältnis mit geringerer anatomischer Detailtreue des Bildes). Weiter nachteilig ist, dass STIR nicht zu Kontrastmittel-basierten MRT-Messungen eingesetzt werden kann.
• Dixon-Verfahren hingegen sind MR-Techniken zur Fett-Wasser-Trennung, welche die unterschiedlichen Resonanzfrequenzen von Fett- und Wasserprotonen ausnutzen (die chemische Verschiebung selbst). Im Wesentlichen werden In-Phase-Bilder und Gegenphase-Bilder akquiriert, durch deren gegenseitige Addition und/oder Subtraktion sich reine Wasserbilder und/oder reine Fettbilder erzeugen lassen.
• Die 2-Punkt-Dixon-Methode versagt allerdings bei Voxeln, in denen sich die Signale von Fett und Wasser in etwa aufheben, die also ungefähr gleich viel Wasser und Fett enthalten. In einem solchen Fall verschwindet die Phase zwischen Fett und Wasser im Rauschen.
• Aus mancherlei Gründen (kürzere Meßzeit, bessere Kontraste, weniger aufwendige Nachbearbeitung) haben spektrale (Fett- bzw. Wasser) Sättigungs- und (Wasser- bzw. Fett) Anregungs-Verfahren Vorteile gegenüber den Verfahren nach 1) und 2). Die vorliegende Erfindung hat sich zum Ziel gesetzt, spektrale Sättigungs- und Anregungsverfahren zu verbessern.
• Bei spektralen Fett-Sättigungsverfahren wird vor jeder k-Raummessung in Frequenzkodierrichtung (Messung einer k-Raumzeile) mit Hilfe eines spektral selektiven HF-Anregungspulses, welcher nur das Fett anregt, die longitudinale Magnetisierung im Fett in eine transversale Magnetisierung konvertiert. Diese wiederum wird sofort, mit Hilfe von bzw. eines Magnetfeldgradienten dephasiert. Der direkt folgende Anregungspuls der Bildgebungssequenz findet dann im Fett keine konvertierbare longitudinale Magnetisierung mehr und das Fettgewebe kommt somit nicht zur Darstellung.
• Eine komplette und konsistente Fettsättigung setzt zumindest über einen Großteil des FOV's ein homogenes Magnetfeld (B₀-Feld) voraus, so dass die beiden Linien (Fett und Wasser) im Spektrum sauber getrennt werden können. In Gegenwart ferromagnetischer oder auch nur beliebiger metallischer Objekte (Implantate, Knöpfe, Schmuck) oder aber bei einer großen Vielfalt an Gewebearten mit unterschiedlichen magnetischen Suszeptibilitätregionen (Nacken, Thorax, Knie) kommt es zu signifikanten lokalen Magnetfeldinhomogenitäten, was letztlich zu einer lokalen Variabilität der Resonanzfrequenzen führt.
• Eine Möglichkeit, die Homogenität des Magnetfeldes zu justieren, nennt man „Shimmen”. Es gibt daher bei den meisten MRT-Systemen sogenannte Shimspulen, die in der Lage sind, auch komplexere räumliche Verläufe von Magnetfeldinhomogenitäten weitgehend zu kompensieren.
• Allerdings ändern sich in den bereits erwähnten Bereichen der Halswirbelsäule (HWS) oder auch im Knie die vielen unterschiedlichen Gewebevolumen bereits über wenige cm so stark, dass wegen der damit verbundenen sich ändernden Suszeptibilitätswerte (Gewebe zu Luft ca. 6 ppm) die B₀-Feldvariation im Hinblick auf das Gesamtbild trotz Shimmung nicht mehr kompensiert werden kann.
• Wird in diesem Fall vor der eigentlichen MR-Messung über den gesamten zu vermessenden Bereich die zum Shimmen und zum Einstellen des Gerätes auf die Resonanzfrequenz notwendige Frequenzjustagemessung durchgeführt, so wird ein (Fett-Wasser)Spektrum erhalten, welches sich aus zueinander verschobenen Linien (Dublett-Spektren) der unterschiedlichen Bildbereiche zusammensetzt. Die Verschiebung bewirkt, dass bei einer Summation der Spektren aus einer Vielzahl sauberer Dublett-Spektren ein unsaubereres Triplett-Spektrum wird, aus welchem die Resonanzfrequenz (z. B. W₀ für Wasser) nicht mehr exakt bestimmt werden kann.
• Im Rahmen der erforderlichen Frequenzjustage (auch nach vorangegangener Shimmung) kann dann aus den gemessenen überlagerten Linien des Spektrums die Resonanzfrequenz nur unzureichend genau eingestellt werden, was in einzelnen kritischen Bildteilen zu unerwünschten Sättigungseffekten führt.
• Die Druckschrift HAASE, A. u. a.: 1 H NMR Chemical Shift Selective (CHESS) Imaging. In: Phys Med Biol, 1985, Vol. 30, S. 341–344 offenbart eine Bildgebungstechnik (CHESS), die selektiv hinsichtlich der chemischen Verschiebung der Resonanzfrequenz von Protonen ist. Durch Einstrahlen eines selektiven 90° Anregungspulses und nachfolgendes Anlegen eines Magnetfeldgradienten vor der eigentlichen Bildgebung wird die Abbildung der unerwünschten Protonen-Spezies unterdrückt. Somit ermöglicht das Verfahren eine selektive Wasser/Fett-Bildgebung.
• Die Druckschrift MEYER, C. H. u. a.: Simultaneous Spatial and Spectral Selective Excitation, In: Magn Reson Med, 1990, Vol. 15, S. 287–304 offenbart einen Anregungspuls, der derart synthetisiert ist, dass simultan spektralselektiv und räumlich selektiv angeregt werden kann. Spektralselektive Verfahren lassen sich damit auch bei der Multi-Slice Bildgebung einsetzen.
• Die Druckschrift SCHICK F.: Simultaneous Highly Selective MR Water and Fat Imaging Using a Simple New Type of Spectral-Spatial Excitation, In: Magn Reson Med, 1998, Vol. 40, S. 194–202 offenbart eine Sequenz von Anregungspulsen, mit der gleichermaßen eine spektralselektive Multi-Slice Bildgebung ermöglicht wird. Für Körperregionen, in denen Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds auftreten, wird dabei zur Verbesserung der Bildqualität die Verwendung von Dixon-Verfahren vorgeschlagen.
• Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, Aufnahmeverfahren mit spektraler Sättigung bzw. Anregung so zu gestalten, dass die Bildqualität deutlich verbessert wird.
• Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
• Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bildgebung in der Magnetresonanztomographie mit spektraler Fett-Sättigung oder spektraler Wasser-Anregung in einem darzustellenden Gewebebereich eines zu untersuchenden Patienten,
  aufweisend die folgenden Schritte:
  S1: Frequenzjustiermessung eines darzustellenden Bereiches eines Patienten mit einer ausgewählten ersten Teil-Spule des MRT-Systems,
  S2: Exaktes Bestimmen der Resonanzfrequenz von Wasser anhand des in Schritt S1 gewonnenen die Resonanzfrequenzen von Fett und Wasser aufweisenden Spektrums,
  S3: Wiederholen der Schritte S1 und S2 mit zumindest einer weiteren ausgewählten der ersten Teil-Spule benachbarten zweiten Teil-Spule des MRT-Systems,
  S4: Messen eines k-Raumdatensatzes mit einer Teil-Spule oder einer Teil-Spulenkombination auf Basis der diesen Teil-Spulen zugeordneten Wasser-Resonanzfrequenz
  S5: Wiederholen des Schrittes S4 mit anderen Teil-Spulen oder anderen Teil-Spulenkombinationen bis der gesamte darzustellende Gewebebereich vermessen worden ist,
  S6: Kombinieren der in den Schritten S4 und S5 gewonnenen Meßergebnisse, und
  S7: Darstellen des in Schritt S6 gewonnenen Ergebnisses im Bildraum in Form eines Gesamtbildes des darzustellenden Gewebebereichs.
• Vorteilhafterweise wird in den Schritten S4 und S5 PPA-technisch (engl.: Partially Parallel Acquisition) gemessen, indem jede Messung eine Unterabtastung im k-Raum realisiert, wobei die Gesamtheit der Unterabtastungen wieder einen vollständigen k-Raumdatensatz repräsentiert.
• Ebenso vorteilhaft erfolgt das Kombinieren in Schritt S6 entweder durch einen PPA-Rekonstruktionsalgorithmus (wie beispielweise GRAPPA, SENSE, SMASH oder mit deren jeweiligen Derivaten) beispielsweise mit nachfolgender Quadratsummenaddition.
• Das Messen in den Schritten S4 und S5 erfolgt vorteilhaft entweder auf Basis einer spektralen Fettsättigungssequenz oder auf Basis einer spektralen Wasseranregungssequenz.
• Weiterhin vorteilhaft ist es, wenn der Frequenzjustiermessung eine Shimmung des darzustellenden Bereiches vorrausgeht.
• Ferner wird ein Computerprogramm beansprucht, mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6 durchführen zu können, wenn das Programm auf einem maschinenlesbaren Datenträger gespeichert ist.
• Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
• 1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,
• 2 zeigt die Inhomogenität des B₀-Feldes im Bereich des Kopfes und der Halswirbelsäule aufgrund sich stark verändernder Gewebesuszeptibilitäten,
• 3 zeigt das spektrale Ergebnis einer Frequenzjustagemessung aus dem FOV von 2,
• 4 zeigt das Ergebnis einer Fettsättigungsmessung in einem inhomogenen B₀-Feld gemäß 2,
• 5 zeigt das Ermitteln von Wasserresonanzfrequenzen an unterschiedlichen Spulenorten durch separate Frequenzjustagemessung,
• 6 zeigt ein Verfahrensablaufdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens.
• 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnetresonanzbildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objekts gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objekts, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundfeldmagnets ist in einem Messvolumen V definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shimspulen 2 eliminiert, die durch eine Shimstromversorgung angesteuert werden.
• In den Grundfeldmagnet 1 ist ein Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus mehreren Wicklungen, sogenannten Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
• Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer z. B. linearen Anordnung von Komponentenspulen bei PPA-Bildgebungssystemen. Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
• Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen V ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und in Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20.
• Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raums. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
• Um mit einem MRT-Gerät spektrale (Fett-)Sättigungsmessungen und spektrale Anregungsmessungen durchführen zu können, ist es derzeit Standard, die unterschiedlichen Objektbereiche mit unterschiedlichen Teilspulen (benachbarte sich teilweise überlappende Anregungs- und Aufnahme-Spulen) abzudecken. So gibt es beispielsweise im Kopfbereich angeordnete Spulen, Spulen im Bereich des Nackens und der Wirbelsäule, des Unterkörpers sowie der Beine und Füße. Um zusammenhängende Bilder über einen größeren anatomischen Bereich mehr oder weniger nahtlos erstellen zu können, ist es notwendig, dass sich die Spulen untereinander überlappen und dass sie je nach gewünschtem Aufnahmebereich beliebig zusammengeschaltet werden können.
• Weiterhin ist es Standard, mit einem MRT-Gerät im Rahmen von spektralen Sättigungsmessungen und Anregungsmessungen Frequenzjustagemessungen durchführen zu können, die über den gesamten zu vermessenden Bildbereich ein Fett-Wasser-NMR-Spektrum liefern.
• Wie anhand 2 ersichtlich ist, gibt es jedoch Körperbereiche (in 2 der Nacken), die extreme B₀-Feld-Inhomogenitäten aufweisen. Das Bild in 2 zeigt einen Sagittalschnitt durch die Wirbelsäule und wurde zum Zweck der Demonstration mit einer speziellen (Streifen-)MR-Sequenz aufgenommen, welche in der Lage ist, B₀-Feldverteilungen zu visualisieren und zu quantifizieren.
• Zu sehen sind vom Hinterkopf über den Nacken bis in den oberen Teil der Schulter sogenannte Zebrastreifen, die durch starke B₀-Feldänderungen verursacht werden (ca. 1 ppm von Streifen zu Streifen) und im Nackenbereich besonders ausgeprägt sind. Anlass dafür sind wie gesagt gewebespezifische Suszeptibilitätsänderungen, aber auch markante Volumenänderungen (starke Verjüngung des Körpervolumens in Knie- und Nackengegend).
• Mit Hilfe einer weiteren speziellen MR-Sequenz (ähnlich einer MR-Sequenz in der MR-Spektroskopie) ist es möglich und für eine Frequenzjustage-Messung auch notwendig, aus einem gesamten interessierenden Bildbereich das MR-Resonanzsignal im Fett- und Wasserbereich zu akquirieren. Ziel ist die Bestimmung des Wasserpeaks, um das MRT-Gerät wie üblich auf das MR-Signal von Wasserprotonen justieren zu können.
• Wäre das B₀-Feld im gesamten zu betrachtenden Bildbereich (2) absolut homogen, so ergäbe sich als Spektrum ein Dublett mit einem breiteren aber ausgeprägten Fettsignal links und einem schärferen Wasserpeak rechts (je nach Richtung der Frequenzachse). Die Inhomogenitäten des B₀-Feldes in unterschiedlichen Bildbereichen jedoch bewirken eine Verschiebung der jeweiligen Spektren untereinander entlang der Frequenzachse. Die Summation der zueinander verschobenen Dubletts, die letztendlich zum resultierenden Gesamtsignal führt, liefert ein Spektrum in Form eines unsauberen Tripletts, wie es in 3 dargestellt ist.
• Eine exakte Bestimmung des Wasserpeaks ist hier nicht mehr möglich sondern nurmehr grob abzuschätzen. Das MRT-Gerät kann nicht exakt auf die Resonanz von Wasserprotonen justiert werden.
• Dies führt dazu, dass bei einer spektralen Fettsättigungs- oder Wasseranregungsmessung aufgrund des inhomogenen verzerrten Grundfeldes bereichsweise starke Bildartefakte auftreten, was in 4 dargestellt ist: zu sehen ist eine unerwünschte Wassersättigung im Spinalkanal und Gehirn (dunkler Bereich) sowie ein ebensowenig erwünschtes Fettsignal im HWS-Bereich (keine Fettsättigung möglich, Fett als heller Bereich). Ursache dafür ist, dass der vor der eigentlichen Bildgebungssequenz eingestrahlte spektrale HF-Sättigungspuls aufgrund der Magnetfeldverschiebung (Feldverzerrung) und somit einer Resonanzabweichung regional verschiedene unerwünschte Sättigung bzw. Nichtsättigung bewirkt.
• Fazit: Nach derzeitigem Stand der Technik ist es nicht möglich, in Körperbereichen, welche kritische Suszeptibilitätsänderungen und damit starke B₀-Feldänderungen aufweisen, sowohl die bereichsspezifische MR-Resonanz des Wassers exakt zu ermitteln, als auch auf Basis einer solchen Ermittlung eine über die gesamte Region vollständige Unterdrückung des Fettsignals oder alleinige Anregung des Wassersignals zu bewirken.
• Zur Lösung dieses Problems wird, der vorliegenden Erfindung entsprechend, folgendes Vorgehen vorgeschlagen:
  Zunächst wird der Orts- oder Raumbereich festgelegt, der vermessen werden soll, z. B. der Hinterkopf mit dem Nacken und der Halswirbelsäule im oberen Schulterbereich. Ferner werden alle Teilspulen ermittelt, deren Aufnahmefeld in dem zu vermessenden Feld zu liegen kommt. Dies sind zum Beispiel die vierte von vier Kopfspulen (Head4 bzw. HE4), alle beiden Nackenspulen (Neck1 und Neck2 bzw. NE1, NE2) sowie die zwei obersten Rückenspulen (Spinal1 und Spinal2 bzw. SP1, SP2).
• Mit jeder oder mit einem Teil dieser Spulen wird nun eine Frequenzjustagemessung durchgeführt, vorteilhafterweise mit vorausgehender Shimmessung, wobei jede dieser Frequenzjustagemessungen ein eigenes spulenspezifisches Fett-Wasser-Spektrum liefert. Da jede dieser Spulen nur einen verhältnismäßig kleinen Raumbereich abdeckt, ist das Magnetfeld in einem solchen Raumbereich (eines jeden Teilspulenmessbereiches) weitgehend homogen. Dies hat zur Folge, dass auch jedes spulenspezifische Fett-Wasser-Spektrum ein sauberes Dublett darstellt, in dem die Resonanzfrequenz von Wasser für jede Spule exakt bestimmt werden kann. Sind die Wasser-Resonanzfrequenzen zumindest von benachbarten Teilspulen anhand der Spektren bestimmt worden, so wird mit jeder Resonanzfrequenz und der dieser Resonanzfrequenz zugeordneten Spule eine Fettsättigungs- oder eine Wasseranregungsmessung durchgeführt.
• Auf diese Weise werden benachbarte bzw. zusammenhängende Bilder erhalten, die jeweils für sich artefaktfrei sind und zu einem ebenso artefaktfreien Gesamtbild kombiniert werden, welches schließlich ein reines Fett- oder ein reines Wasserbild darstellt.
• In 5 wird dies anhand zweier Teilspulen mit zugehörigen Spektren veranschaulicht: Als zu vermessender Ortsraum wird der Nackenbereich mit dem oberen Ende der Wirbelsäule (oberer Bereich des Spinalkanals) festgelegt. Dieser wird durch den Messbereich der Nackenspule NE1 sowie der benachbarten teilweise überlappenden Spinalkanalspule SP1 abgedeckt.
• Die Magnetfelder beider Messbereiche sind homogen, so dass jede Teilspule nach einer Frequenzjustage-Messung (und einer vorausgegangenen Shim-Messung) ein sauberes Dublett als Fett-Wasser-Spektrum liefert. Der Spule NE1 kann exakt die Wasserresonanzfrequenz ω₀₁, der Spule SP1 exakt die Frequenz ω₀₂ zugeordnet werden. Die Sättigungsmessung mit beiden Spulen bei der jeweiligen Resonanzfrequenz liefert reine Wasserbilder, die zu einem artefaktfreien Gesamtbild des oberen Spinalbereichs kombiniert werden. Nach dem erfindungsgemäßen Verfahren werden also Bilder aus benachbarten aber verschiedenen Regionen erhalten.
• Weil aber jede Region ein eindeutiges Spektrum liefert, kann über die Gesamtheit der Regionen eine eindeutige Wasseranregung erzielt werden. Frequenz- oder Feldinhomogenitätsbereiche, die bei großen Bildern überstrichen werden, können durch das erfindungsgemäße Verfahren ausgeglichen werden.
• Das Gesamtbild kann z. B. durch SoS-Addition der fettgesättigten oder wasserangeregten Teilbilder rekonstruiert werden (SoS: Sum-of-Square, Quadratsummenrekonstruktion). Da sämtliche Teilbilder zeitlich hintereinander akquiriert worden sind, ergibt sich bei einer SoS-Addition eine Langzeit-Mitteilung (engl.: Long-Term-Averaging), was sich in der Regel positiv auf die Qualität des Gesamtbildes auswirkt.
• Eine andere Möglichkeit der Großbildgebung aus einer Anzahl benachbarter homogener Teilspulenbilder besteht in der Anwendung der Parallelen Akquisitions-Technik (PAT oder engl.: PPA, Partially Parallel Acquisition) und anschließender Rekonstruktion mit entsprechenden Algorithmen (iPAT-Algorithmen).
• Eine PAT- oder PPA-basierte Messung hat den Vorteil, dass trotz Aufnehmens mehrerer Teilbilder die Messzeit nicht verlängert wird, da jedes Teilspulenbild im k-Raum nur unvollständig abgetastet wird und sich somit nach Kombination der Teilbilder die Gesamtabtastzeit nicht ändert. In einer typischen PPA-Akquisition wird nämlich im Vergleich zu der herkömmlichen Akquisition entsprechend der geeigneten Spulenanzahl nur ein Bruchteil (1/2, 1/3, 1/4, etc.) der Phasenkodierzeilen akquiriert, und somit die Messzeit verringert. Eine spezielle der jeweiligen PPA-Technik entsprechende Rekonstruktion (iPAT-Algorithmus) wird dann auf die Daten angewandt, um die fehlenden k-Raumzeilen zu rekonstruieren und damit das volle Field-of-View (FOV-)Bild in einem Bruchteil der Zeit zu erhalten. Das jeweilige Rekonstruktionsverfahren (der iPAT-Algorithmus), das in der Regel ein algebraisches Verfahren darstellt, entspricht der jeweiligen PPA-Technik. Ein geringer Frequenzversatz in Ausleserichtung lässt sich vor der iPAT-Berechnung korrigieren. Die derzeit bekanntesten PPA-Techniken sind bildraumbasierte Verfahren wie SENSE (engl.: Sensitivity Encoding) und k-Raum-basierte Verfahren wie GRAPPA (Generalized Autocalibration PPA) mit ihren jeweiligen Derivaten.
• Das erfindungsgemäße Verfahren wird anhand des Verfahrens-Flussdiagramms in 6 zusammengefasst veranschaulicht:
  Es soll der Bereich des Nackens, insbesondere der obere Bereich des Spinalkanals eines Patienten, MR-tomographisch artefaktfrei und fettfrei aufgenommen und abgebildet werden. Dazu wird in einem ersten Schritt S1 mit der Nackenspule NE1 eine Frequenzjustiermessung und optional eine vorangehende Shimmessung vorgenommen, wodurch ein erstes Fett-Wasser-Spektrum erhalten wird. In einem zweiten Schritt S2 wird in dem erhaltenen Spektrum die Resonanzfrequenz des Wassers ω₀₁ bestimmt. Die Schritte S1 und S2 werden mit der Spinalspule SP1 wiederholt (Schritte S1' und S2'), wodurch ein weiteres Spektrum und eine weitere Resonanzfrequenz des Wassers ω₀₂ erhalten wird.
• In einem dritten Schritt S3 wird bei der auf ω₀₁ eingestellten Resonanzfrequenz des MRT-Systems mit den schaltungstechnisch zusammengefassten Kopf- und Nacken-Spulen NE1, NE2 und HE4 ein PPA-technisch unterabgetasteter k-Raumteildatensatz auf Basis einer Fett-Sättigungs-Sequenz akquiriert.
• Der Schritt S3 wird mit der sich aus der Wiederholung der Schritte S1 und S2 ergebenden zweiten Resonanzfrequenz ω₀₂ und mit den schaltungstechnisch zusammengefassten Nacken- und Spinalspulen NE2, SP1 und SP2 wiederholt (Schritt S3') und ein weiterer unterabgetasteter k-Raumdatensatz erhalten.
• In einem vierten Schritt S4 werden die in den Schritten S3 und S3' erhaltenen unterabgetasteten k-Raumdatensätze PPA-technisch vervollständigt und kombiniert, wodurch in einem Schritt S5 ein artefaktfreies und fettfreies MR-Bild erhalten wird.
• Es sei angemerkt, dass das oben dargelegte Verfahren modifiziert werden kann:
  Der Schritt S1 kann auch mit einer Teilspulenkombination aus mehreren Teilspulen durgeführt werden. Vorraussetzung dabei ist, dass nach wie vor ein eindeutiges Spektrum erhalten wird, welches eine exakte Bestimmung der Wasserresonanzfrequenz dieser Spulenkombination ermöglicht.
• In Schritt S2 kann auch die Bestimmung der Resonanzfrequenz von Fett erfolgen, z. B. um reine Fett-Bilder zu erhalten.
• Die Schritte S1 und S2 können mit anderen das Gesamtbild erweiternden Spulen und/oder Spulenkombinationen wiederholt werden. Das erfindungsgemäße Verfahren ist somit auf mehrere Frequenzjustagemessungen mit den entsprechenden Messungen und Auswertungen erweiterbar.
• Statt einer spektralen Fettsättigungssequenz kann auch eine spektrale Wasseranregungssequenz angewendet werden.

Claims (8)

1. Verfahren zur Bildgebung in der Magnetresonanztomographie mit spektraler Fett-Sättigung oder spektraler Wasser-Anregung in einem darzustellenden Gewebebereich eines zu untersuchenden Patienten, aufweisend die folgenden Schritte: S1: Frequenzjustiermessung eines darzustellenden Bereiches eines Patienten mit einer ausgewählten ersten Teil-Spule des MRT-Systems, S2: Exaktes Bestimmen der Resonanzfrequenz von Wasser anhand des in Schritt S1 gewonnenen, die Resonanzfrequenzen von Fett und Wasser aufweisenden Spektrums, S3: Wiederholen der Schritte S1 und S2 mit zumindest einer weiteren ausgewählten, der ersten Teil-Spule benachbarten zweiten Teil-Spule des MRT-Systems, S4: Messen eines k-Raumdatensatzes mit einer Teil-Spule oder einer Teil-Spulenkombination auf Basis der diesen Teil-Spulen zugeordneten Wasser-Resonanzfrequenz, S5: Wiederholen des Schrittes S4 mit anderen Teil-Spulen oder anderen Teil-Spulenkombinationen, bis der gesamte darzustellende Gewebebereich vermessen worden ist, S6: Kombinieren der in den Schritten S4 und S5 gewonnenen Meßergebnisse, und S7: Darstellen des in Schritt S6 gewonnenen Ergebnisses im Bildraum in Form eines Gesamtbildes des darzustellenden Gewebebereichs.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass in den Schritten S4 und S5 PPA-technisch gemessen wird, indem jede Messung eine Unterabtastung im k-Raum realisiert, wobei die Gesamtheit der Unterabtastungen wieder einen vollständigen k-Raumdatensatz repräsentiert.
3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Kombinieren in Schritt S6 durch einen PPA-Rekonstruktionsalgorithmus erfolgt.
4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Kombinieren in Schritt S6 mit nachfolgender Quadratsummenaddition erfolgt.
5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Messen in den Schritten S4 und S5 entweder auf Basis einer spektralen Fettsättigungssequenz oder auf Basis einer spektralen Wasseranregungssequenz erfolgt.
6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Frequenzjustiermessung eine Shimmung des darzustellenden Bereiches vorrausgeht.
7. Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6 durchführen zu können, wenn das Computerprogramm auf einem maschinenlesbaren Datenträger gespeichert ist.
8. Kernspintomographiegerät, dadurch gekennzeichnet, dass das Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens gemäß einem der Patentansprüche 1–6 eingerichtet ist.

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