DE102009019596B4

DE102009019596B4 - Magnetresonanzangiographie mit flusskompensierter und flusssensitiver Bildgebung

Info

Publication number: DE102009019596B4
Application number: DE102009019596.3A
Authority: DE
Inventors: Xiaoming Bi; Michaela Schmidt; Peter Schmitt; Peter Weale
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2009-04-30
Filing date: 2009-04-30
Publication date: 2023-08-17
Anticipated expiration: 2029-05-01
Also published as: CN101874732B; US8374675B2; CN101874732A; US20100280357A1; DE102009019596A1

Abstract

Verfahren zur Erzeugung von einem angiographischen Magnetresonanzbild eines Untersuchungsbereichs, mit den folgenden Schritten:- Aufnehmen eines ersten MR Datensatzes des Untersuchungsbereichs, bei dem Gefäße im Untersuchungsbereich mit hoher Signalintensität dargestellt werden,- Aufnehmen eines zweiten MR Datensatzes des Untersuchungsbereichs, bei dem die Gefäße im Untersuchungsbereich mit geringer Signalintensität dargestellt werden, wobei die beiden MR Datensätze synchronisiert zum Herzzyklus einer Untersuchungsperson aufgenommen werden und der erste MR Datensatz während einer Diastole eines Herzzyklus einer Untersuchungsperson aufgenommen wird, von der der Untersuchungsbereich untersucht wird, in der der Blutfluss in Gefäßen im Untersuchungsbereich langsam ist, wobei der zweite MR Datensatz während einer Systole des Herzzyklus aufgenommen wird, in der der Blutfluss in Gefäßen im Untersuchungsbereich schnell ist im Vergleich zum Blutfluss bei der Aufnahme des ersten Datensatzes,- Berechnen des angiographischen Magnetresonanzbildes durch mathematische Kombination des ersten und des zweiten Datensatzes, wobei der erste Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit reduzierter Flusssensitivität aufgenommen wird und der zweite Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit einer relativ zum ersten Datensatz erhöhten Flusssensitivität.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung eines angiographischen Magnetresonanzbildes eines Untersuchungsbereichs und eine Magnetresonanzanlage hierfür.
In der Magnetresonanztomographie gibt es mehrere Möglichkeiten zur Darstellung der Blutgefäße durch sogenannte Angiographien, die einerseits auf einer kontrastmittelverstärkten Signalaufnahme beruhen und andererseits ohne Kontrastmittel auskommen und den Einfluss von fließender Magnetisierung während der Bildaquisition nutzen. Da nicht alle untersuchten Personen die Gabe von Kontrastmittel vertragen, gewinnt die nicht kontrastmittelverstärkte Magnetresonanzangiographie an Bedeutung.
Bei der Magnetresonanzaniographie ist es üblicherweise wünschenswert, nur die Arterien darzustellen und das MR Signal aus den Venen zu unterdrücken. Bei der nicht kontrastmittelverstärkten MR Angiographie hängt das verwendete Verfahren von dem gewünschten Untersuchungsbereich ab, d.h. von den Blutflussbedingungen in diesem Bereich. In peripheren Körperregionen, beispielsweise den unteren Beinen ist der Blutfluss üblicherweise langsam. Für die MR Angiographie wird die Pulsation des arteriellen Blutflusses verwendet, um nicht kontrastmittelverstärkte MR Angiographien zu erzeugen. Üblicherweise wird eine Bildaufnahmetechnik verwendet, bei der Blut ein hohes Signal liefert, d.h. eine T2 oder T2/T1 gewichtete Bildgebungsfrequenz, die jedoch sensitiv für Fluss ist. Bei derartigen flusssensitiven Bildgebungssequenzen erzeugt eine schnell fließende Magnetisierung wenig Signal, die Gefäße sind dunkel. Derartige MR Bilder mit dunklen Gefäßen werden beispielsweise in der Systole des Herzzyklus in einem Datensatz aufgenommen, in der der arterielle Fluss hoch ist, was wie gewünscht zu einem MR Bild mit dunklen Arterien führt. Weiterhin wird ein weiterer MR Datensatz aufgenommen, beispielsweise in der Diastole, bei dessen Aufnahme die Arterien idealerweise keinen Fluss oder nur einen sehr geringen Fluss aufweisen, was zu einem MR Bild mit hellen Arterien führt. Durch Subtraktion der MR Bilder, die aus dem ersten und zweiten Datensatz gewonnen werden, erhält man ein MR Angiographiebild, das nur die Arterien zeigt. Im Stand der Technik ist es bekannt, hierfür beispielsweise schnelle Spinechosequenzen zu verwenden, wie unter anderem in Miyazaki et al in „Non-Contrast-Enhanced MR Angiography Using 3D ECG-Synchronized Half-Fourier Fast Spin Echo“ Journal of Magnetic Resonance Imaging 12(5): 776-783, 2000 beschrieben. Diese Angiographietechnik konnte verbessert werden, indem beispielsweise sogenannte Flussspoilergradienten in Ausleserichtung hinzugefügt werden, wodurch die fließenden Spins weiter dephasiert werden, was die Signalauslöschung in den Arterien bei der Aufnahme während der Diastole weiter verstärkt (siehe Miyazaki et al „Peripheral MR Angiographie: Separation of Arteries from Veins with Flow-spoiled Gradient Pulses in Electrocardiography-triggered Three-dimensional Half-Fourier Fast Spin-Echo Imaging“ Radiology 227(3): 890-896, 2003). Ebenso ist es bekannt für derartige Angiographieverfahren gradientenechobasierte Bildgebungssequenzen zu verwenden, beispielsweise sogenannte TrueFISP Sequenzen, bei der die transversale Magnetisierung in alle Raumrichtungen durch Gradientenmomente refokusiert werden. Für derartige TrueFISP basierende Verfahren wird die notwendige Flusssensitivierung durch eine dephasierende Präparierung vor jeder Datenaquisition in der Systole erreicht, wie unter anderem in Koktzoglou et al in „Diffusion-Prepared Segmented Steady-State Free Precession: Application to 3D Black-Blood Cardiovascular Magnetic Resonance of the Thoracic Aorta and Carotid Arterio Walls“ Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 9(1): 33-42, 2007 beschrieben und in Priest et al in Proceedings ISMRM Toronto, Nummer 727, 2008. Diese Verfahren haben jedoch den folgenden Nachteil:

Erstens hat sich in der Praxis gezeigt, dass es für eine Vielzahl von Patienten schwierig ist, eine Herzphase zu finden, bei der überhaupt kein Fluss auftritt, sodass das MR Bild mit dem hellen Flusssignal oft Bereiche mit wenig Signal oder ohne Signal in den Arterien aufweist. Dies trifft insbesondere für Patienten mit schnellen Herzraten zu. Zweitens ist diese Art der Angiographiebildgebung problematisch, insbesondere in Bereichen mit schnellem Fluss. Beispielsweise können mit der oben erwähnten Technik in den unteren Füßen gute Ergebnisse, d.h. gute MR Angiographiebilder, erzielt werden, während es schwieriger ist, dieselbe Ergebnisqualität in den oberen Füßen oder dem Becken zu erreichen. Das Problem der Signalauslöschungen in den Arterien mit hohem Signal trifft auch für Patienten mit unregelmäßigem Herzschlag zu, da es schwierig ist, die Phase des schnellen Flusses während der Systole und die Phase des geringen Flusses während der Diastole genau zu ermitteln.

In „Highly Accelerated Contrast-Enhanced MR Angiography using Ghost imaging“ von R.R. Edelman et al, in Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 17, S. 272, 2009 ist beschrieben, dass anstelle einer Subtraktion der Signale in den beiden Herzphasen ein gemischter Rohdatensatz erzeugt wird. Bei dieser Methode werden - in der einfachsten 3D-Ausführungsvariante - die geraden k-Raum-Zeilen (z.B. in kz-, also in Schichtrichtung) mit Datensatz 1, und die ungeraden k-Raum-Zeilen mit Datensatz 2 gefüllt (dabei kann die Transformation in Auslese- und Phasenkodierrichtung schon durchgeführt sein oder auch nicht). Hierdurch wird in dieser Richtung eine Modulation von Signalanteilen generiert, in denen sich die beiden Datensätze unterscheiden. Nach Transformation in den Ortsraum in kz- bzw. z-Richtung (typischerweise per Fouriertransformation) erhält man sozusagen einen doppelten 3D-Datensatz, in dem sowohl eine Art gemitteltes Originalbild, als auch räumlich getrennt (d.h. in z-Richtung verschoben als sog. „Geisterbild“) ein zweites Bild, welches die Unterschiede der beiden Datensätze repräsentiert. Diese neue Methode zur Kombination zweier Datensätze wird als vorteilhaft gegenüber einer traditionellen Subtraktion beschrieben, insbesondere bei Verwendung hoher Beschleunigungsfaktoren in der parallelen Bildgebung.
Ein dritter Nachteil besteht darin, dass die starke Pulsierung der Gefäße zu Änderungen im Gefäßdurchmesser führt, was bei der Differenzbildung der Bilder von der Systole und der Diastole zu falschen Ergebnissen führen kann. Ein vierter Nachteil der oben beschriebenen Methode besteht darin, dass eine sogenannte EKG Triggerung während der Bildaufnahme notwendig ist, um die Bildaufnahme mit dem Herzschlag zu triggern für die Aufnahmen der MR Bilder während der Systole und der Diastole.
Bei schnellen auf Spin-Echo basierenden Bildgebungssequenzen ist die inherente Flusssensitivität am größten in Richtung des Auslesegradienten. Eine Möglichkeit zu große Flusseffekte bei der Bildaufnahme zu vermindern besteht darin, den Phasenkodiergradienten entlang der Flussrichtung zu wählen. In diesem Fall ist es jedoch schwieriger, eine ausreichende Flusssensitivität bei dem Datensatz zu erreichen, bei dem die Gefäße dunkel dargestellt werden sollen. Darüber hinaus würde bei den meisten Anwendungen die Phasenkodierrichtung in Kopf-Fuß-Richtung verlaufen. Bei derartigen Aufnahmen verläuft der Körper der untersuchten Person außerhalb des abgebildeten Gesichtsfeldes (Field of view FOV) weiter, sodass das Problem auftreten kann, dass Signale von außerhalb des Gesichtsfeldes detektiert werden oder ein sogenanntes phase oversampling verwendet werden muss, um Einfaltungsartefakte zu verhindern.
Weiterhin wird auf folgende Druckschriften aus dem Stand der Technik verwiesen, welche Techniken zur Magnetresonanzangiographie offenbaren:

Heinz Morneburg (Hrsg): „Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik“, 3. Auflage, Erlangen, Publicis MCD Verlag, 1995, S. 599-601
K.K. Kwong, D.A. Chesler, R.M. Weisskopf: „MR perfusion studies with T1-weighted echo planar imaging“, Magn Reson Med, 34, 1995, 878-887
Guo Q, Kashmar G, Nalcioglu O: „NMR angiography with enhanced quasi-half-echo scanning“, MAGNETIC RESONANCE IMAGING, 1991, Vol. 9, Nr. 2, S. 129-139

Es besteht daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung die nicht kontrastmittelverstärkte Angiographie zu verbessern und den Signalunterschied in den Arterien bei der Aufnahme der beiden Datensätze zu erhöhen, um kontrastreiche MR Angiographiebilder zu erhalten.
Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Erzeugung eines MR Angiographiebildes bereitgestellt, bei dem ein erster MR Datensatz eines Untersuchungsbereichs aufgenommen wird, bei dem die Gefäße im Untersuchungsbereich mit hoher Signalintensität dargestellt werden. Weiterhin wird ein zweiter MR Datensatz des Untersuchungsbereichs aufgenommen, bei dem die Gefäße im Untersuchungsbereich mit geringer Signalintensität dargestellt werden. Ein angiographisches Magnetresonanzbild wird berechnet durch mathematische Kombination des ersten und zweiten Datensatzes. Erfindungsgemäß wird nun der erste Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit reduzierter Flusssensitivität aufgenommen und der zweite Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit einer relativ zum ersten Datensatz erhöhten Flusssensitivität. Erfindungsgemäß wird insbesondere hierbei der MR Datensatz verbessert, bei dem die Gefäße im Untersuchungsbereich mit hohem Signal dargestellt werden. Bei der Aufnahme dieses ersten MR Datensatzes wird die Flusssensitivität reduziert, wodurch ein MR Datensatz erzeugt wird, der zu einem optimierten hellen Signal in den Arterien führt. Die Optimierung des ersten MR Datensatzes mit heller Gefäßdarstellung ist insbesondere von Bedeutung bei schnellem Blutfluss oder bei Patienten mit hoher oder variierender Herzrate. Die Verbesserung der hellen Signalanteile in den Gefäßen bei der Aquisition des ersten MR Datensatzes führt zu einer größeren Stabilität des Angiographieverfahrens. Insbesondere ist es nicht mehr notwendig, wie im Stand der Technik, den Zeitraum ohne Fluss in den Arterien zu detektieren, da das vorliegende Verfahren auch bei geringen Flussgeschwindigkeiten Gefäße mit hohem Signal darstellt. Damit wird das Problem der Signalauslöschung in dem ersten MR Datensatz verhindert. Durch die Verwendung einer im Wesentlichen nicht flusssensitiven Bildgebungssequenz und einer flusssensitiven Bildgebungssequenz ist es möglich, Gefäße mit mittleren oder schnellen Flussgeschwindigkeiten darzustellen. Die bei herkömmlichen Verfahren auftretende Signalabschwächung im Zentrum des Gefäßes, wo der Fluss am höchsten ist, wird bei der Aufnahme des ersten Datensatzes vermieden. Durch das erfindungsgemäße Verfahren wird dieser Effekt vermieden und die Signalhomogenität im Gefäße wird im ersten Datensatz verbessert. Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht darin, dass die maximale Geschwindigkeit und die minimale Geschwindigkeit zur Aufnahme der beiden MR Datensätze eine geringere Bedeutung haben als bei bisherigen Verfahren. Hierdurch kann die Bildqualität des MR Angiographiebildes auch bei unregelmäßigen Herzraten bei EKG getriggerten Aufnahmen verbessert werden.
Vorzugsweise wird der erste Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit einer im Vergleich zu einer Standardimplementierung der verwendeten Sequenz reduzierten Flusssensitivität aufgenommen, während der zweite Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit einer im Vergleich zur Standardimplementierung normalen oder erhöhten Flusssensitivität. Bei der Standardimplementierung ist die Flusssensitivität bei der Aufnahme von beiden Datensätzen gleich.
In einer Ausführungsform der Erfindung kann die mathematische Kombination der beiden Datensätze beinhalten, dass aus den beiden Datensätzen ein einziger temporärer inverser Datensatz erzeugt wird, welche nachfolgend durch eine geeignete Transformation in den Ortsraum transformiert wird, wie es von R.R.
Edelman verwendet wird, wie in der Beschreibungseinleitung erwähnt. Beispielsweise können im Falle einer 3D-Angiographiemessung die geraden k_z Linien im 3D-Rohdatenraum mit Daten des ersten Datensatzes bevölkert werden, und die ungeraden k_z Linien mit Daten des zweiten Datensatzes. Dieser temporäre inverse Datensatz weist eine Modulation der Signalintensität entlang der k_z Richtung auf, was zu einem Geisterbild der Arterien führt. Aus diesem temporären inversen Datensatz kann beispielsweise durch das Maximum Intensity Projection Verfahren ein Bild des Geisterbildes erzeugt werden und in drei Dimensionen rotiert werden wie bei einem herkömmlichen Verfahren zur Erstellung einer MR Angiographieaufnahme.
Eine andere Möglichkeit ist eine einfache Subtraktion der beiden Datensätze zur Erstellung des MR Angiographiebildes.
Erfindungsgemäß werden die beiden MR Datensätze synchronisiert zum Herzzyklus einer Untersuchungsperson aufgenommen, von der der Untersuchungsbereich aufgenommen wird.
Erfindungsgemäß wird der erste MR Datensatz während der Diastole des Herzzyklus aufgenommen, in der der Blutfluss in den Gefäßen im Untersuchungsbereich langsam ist, und der zweite MR Datensatz während der Systole des Herzzyklus, in der der Blutfluss in den Gefäßen im Untersuchungsbereich schnell ist. Jedoch ist es auch möglich, wenn die Bildgebungssequenz mit reduzierter Flusssensitivität und die flusssensitivere Bildgebungssequenz zuverlässig arbeiten, die Datenaufnahme so abzuändern, dass sowohl der erste Datensatz als auch der zweite Datensatz in der gleichen Herzphase, z.B. während der Systole mit schnellem arteriellen Fluss aufgenommen werden. In dieser Ausführungsform kann der eingangs beschriebene dritte Nachteil verhindert werden, dass durch den pulsierenden Zustand der Arterie und den Größenunterschied während der Systole und der Diastole bei der Subtraktion der beiden MR Bilder Fehler auftreten. Werden beide Datensätze während der Systole aufgenommen, so können die durch Pulsation induzierten Fehler bei der Gefäßaufstellung vermindert bzw. vermieden werden.
Vorzugsweise ist die Bildgebungssequenz für die Aufnahme des ersten und zweiten Datensatzes identisch bis auf die Flusssensitivität. Die reduzierte Flusssensitivität des ersten MR Datensatzes kann dadurch erreicht werden, dass das erste Gradientenmoment zwischen aufeinanderfolgenden HF Pulsen in der Bildgebungssequenz im Vergleich zum entsprechenden ersten Gradientenmoment der zur Aufnahme des zweiten MR Datensatzes verwendeten Bildgebungssequenz zumindest für die Hauptflussrichtung reduziert ist. Hierdurch wird die unterschiedliche Flusssensitivität bei der Aufnahme des ersten und zweiten Datensatzes erreicht. Beispielsweise kann das erste Gradientenmoment zwischen aufeinanderfolgenden HF Pulsen in der zur Aufnahme des ersten MR Datensatzes eingesetzten Bildgebungssequenz um mindestens einen Faktor zwei geringer sein als das erste Gradientenmoment der Bildgebungssequenz, die zur Aufnahme des zweiten Datensatzes verwendet wird, wobei dies zumindest für die Hauptflussrichtung gilt. In einer anderen Ausführungsform ist es möglich, die reduzierte Flusssensitivität des ersten MR Datensatzes dadurch zu erreichen, dass das erste Gradientenmoment zwischen aufeinanderfolgenden HF Pulsen in der Bildgebungssequenz zumindest für die Hauptflussrichtung genullt oder zumindest nachher zugenullt wird. Bei einer derartigen flusskompensierten Gradientenschaltung wird der Einfluss von fließenden Spins auf das MR Signal minimiert. Eine andere Möglichkeit für die Flusskompensation oder die Reduktion der Flusssensitivität besteht darin, den ersten Datensatz mithilfe eines vorbestimmten Ablaufschemas bei der Aufnahme des k-Raums zu erreichen. Beispielsweise können vorbestimmte, sogenannte Reordering-Schemas verwendet werden, wie es beispielsweise in Hinks et al „Gradient Moment Nulling in Fast Spin Echo" Magnetic Resonance in Medecine 32(6): 698-706, 1994 für schnelle Spin-Echo Sequenzen beschrieben ist oder in Bieri et al in „Flow Compensation in Balanced SSFP Sequences“ Magnetic Resonance in Medecine 54(4): 901-907, 2005 für TrueFISP Sequenzen.
Bei der Kombination einer Bildgebungssequenz mit reduzierter und erhöhter Flusssensitivität zur Aufnahme des ersten bzw. zweiten Datensatzes wird das Signal des Gefäßes vermehrt durch das Design der verwendeten Bildgebungssequenz und nicht mehr durch die Herzphase bestimmt. Aufgrund dieser Tatsache ist es auch möglich, die Aufnahme des ersten und zweiten Datensatzes nicht mehr EKG getriggert durchzuführen.
Die erhöhte Flusssensitivität des zweiten MR Datensatzes kann auch durch Schaltung einer flussdephasierenden Präparierung vor der eigentlichen Bildgebungssequenz erreicht werden bzw. vor Teilabschnitten der eigentlichen Bildgebungssequenz. Ebenso ist es möglich, dass einer der beiden Datensätze unter Verwendung einer Reihe von HF-Pulsen mit variablen Flipwinkeln aufgenommen wird, wobei der Unterschied der Flusssensitivitäten des ersten MR Datensatzes und des zweiten MR Datensatzes durch Verwendung verschiedener Flipwinkelverläufe erreicht wird oder zusätzlich betont wird.
Vorzugsweise werden die beiden Datensätze in zeitlich verschachtelten Teilabschnitten aufgenommen.
Die Erfindung betrifft weiterhin eine Magnetresonanzanlage zur Erzeugung des angiographischen MR Bildes, wobei eine Bildgebungssteuereinheit vorgesehen ist, die die Aufnahme des ersten und zweiten Datensatzes wie oben beschrieben steuert. Weiterhin ist ein Bildrechner vorgesehen, der das angiographische MR Bild durch Differenzbildung errechnet. Die Bildgebungssequenzsteuereinheit steuert die Aufnahme des ersten und zweiten Datensatzes mit reduzierter bzw. erhöhter Flusssensitivität wie oben beschrieben.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben. Hierbei zeigt

1 schematisch eine MR Anlage zur Erzeugung des angiographischen MR Bildes,
2 ein Flussdiagramm mit den Schritten zur Erzeugung des angiographischen MR Bildes,
3 eine flusssensitive, schnelle Spin-Echo Sequenz, die zur Erzeugung des zweiten Datensatzes verwendet werden kann,
4 eine flusskompensierte, schnelle Spin-Echo Sequenz, die zur Erzeugung des ersten Datensatzes verwendet werden kann,
5 eine flusssensitive TrueFISP Sequenz zur Erzeugung des zweiten Datensatzes mithilfe von gradientenechobasierten Signalen, und
6 eine flusskompensierte TrueFISP Sequenz zur Erzeugung des ersten Datensatzes mithilfe von Gradientenechos.

In 1 ist eine MR Anlage dargestellt, mit der erfindungsgemäß MR Angiographiebilder erzeugt werden können, mit der eine bessere Bildqualität erreicht wird durch Verbesserung der MR Aufnahme mit heller Gefäßdarstellung. Die MR Anlage weist einen Magneten auf zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B0. Eine auf einer Liege 11 angeordnete Untersuchungsperson 12 wird in die Mitte des Magneten gefahren, wo die Aufnahme der MR Signale aus einem Untersuchungsbereich durch Einstrahlen von HF-Pulsen und Schalten von Gradienten durchgeführt wird. Wie in einer Pulssequenz durch Abfolge von HF-Pulsen und Schalten von Gradienten MR Bilder erzeugt werden können, ist dem Fachmann grundsätzlich geläufig und wird hier im Detail nicht genauer beschrieben. Die MR Anlage ist mit einer zentralen Steuereinheit 13 verbunden, mit der die MR Anlage gesteuert wird. Die zentrale Steuereinheit weist unter anderem eine HF-Steuereinheit auf, welche die Schaltung der HF-Pulse zur Auslenkung der Magnetisierung steuert. Eine Magnetfeldgradientensteuereinheit 15 steuert die Schaltung der Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung der angeregten Spins. Eine Bildgebungssequenzsteuereinheit 16 steuert den Ablauf der Gradientenschaltung, der HF-Pulse und der Signalauslese in Abhängigkeit von der gewählten Bildgebungssequenz. Ein MR Bildrechner berechnet aus den mit einer Spule (nicht gezeigt) detektierten MR Signalen durch Fourier Transformation wie bekannt MR Bilder, die auf einer Anzeigeeinheit 18 angezeigt werden können. Auf einer Bedieneinheit 19 kann die MR Anlage durch eine Bedienperson gesteuert werden. Die anderen üblichen Komponenten einer MR Anlage wurden aus Übersichtlichkeitsgründen weggelassen.
In 2 ist ein Flussdiagramm dargestellt, welches die Schritte zeigt, die zur Verbesserung der MR Angiographie bei Bereichen mit schnellem Blutfluss oder Patienten mit hohen Herzraten führen. Das Verfahren startet in Schritt 21, wobei in Schritt 22 der erste MR Datensatz mit nicht flusssensitiver Bildgebungssequenz bzw. einer Bildgebungssequenz mit reduzierter Flusssensitivität aufgenommen wird. Bei der Verwendung einer flusssensitiven Bildgebungssequenz würden schnell fließende Spins zu Signalauslöschung aufgrund der Dephasierung der Spins entlang des Gradienten führen, sodass die Arterien dunkel dargestellt werden würden. Dies kann beispielsweise durch eine flusskompensierte Gradientenschaltung verhindert werden, bei der Spins mit konstanter Geschwindigkeit durch Schaltung zusätzlicher Gradienten oder durch bestimmte Aufnahmeschemata des k-Raums nicht dephasiert werden. Als Bildgebungssequenz kann eine schnelle Spin-Echo Sequenz (Turbo Spin Echo) oder beispielsweise eine TrueFISP Sequenz verwendet werden (auch bekannt als balanced SSFP (Steady State Free Precession) Sequenz). Dieser erste Datensatz kann während der Diastole aufgenommen werden, jedoch ist es auch möglich die Aufnahme ohne EKG Triggerung durchzuführen. In einem Schritt 23 wird der zweite Datensatz mit einer Bildgebungssequenz aufgenommen, mit einer gegenüber dem ersten Datensatz erhöhten Flusssensitivität. Wenn der erste Datensatz mit einer schnellen Spin-Echo Sequenz (TSE) aufgenommen wird, wird ebenfalls der zweite Datensatz mit einer schnellen Spin-Echo Sequenz aufgenommen, und im Falle einer TrueFISP Sequenz bei Aufnahme des ersten Datensatzes wird ebenso eine TrueFISP bei Aufnahme des zweiten Datensatzes verwendet. Die Flusssensitivität bzw. die unterschiedlichen Helligkeitsgrade bei den Gefäßen können auch durch unterschiedliche Bildgebungsparameter wie beispielsweise unterschiedliche Echozeiten bei der schnellen Spin-Echo Sequenz erreicht werden. Der zweite Datensatz kann während der Diastole aufgenommen werden. Jedoch ist es ebenso möglich, den zweiten Datensatz ebenso bei der Systole des Herzzyklus aufzunehmen, um den Einfluss der Pulsation der Gefäße bei der Aufnahme der beiden Datensätze zu verringern. Ebenso ist eine Aufnahme ohne EKG Triggerung möglich, wenn der erste Datensatz auch ohne EKG Triggerung aufgenommen wurde. Selbstverständlich ist es auch möglich, zuerst den zweiten Datensatz und dann den ersten Datensatz aufzunehmen.

Die folgende Tabelle gibt eine Übersicht über möglich verschiedene Implementierungen zur Aufnahme der beiden Datensätze .

Sequenz	2. Datensatz		1. Datensatz
TSE	Systole	flusssensitiv	Diastole	flusskompensiert
TSE	Systole	flusssensitiv	Systole	flusskompensiert
TSE	ohne EKG	flusssensitiv	ohne EKG	flusskompensiert
TrueFISP	Systole	flusssensitiv	Diastole	flusskompensiert
TrueFISP	Systole	flusssensitiv	Systole	flusskompensiert
TrueFISP	ohne EKG	flusssensitiv	ohne EKG	flusskompensiert

In einem Schritt 24 können dann die flusssensitiven Daten von den flusskompensierten Daten abgezogen werden, wodurch nur noch die hellen Signale in den Arterien übrig bleiben. Wie aus einer Reihe von 2D-Datensätzen oder 3D-Datensätzen Angiographiebilder berechnet werden, ist dem Fachmann bekannt, sodass die Berechnung des Angiographiebildes aus den beiden Datensätzen nicht näher beschrieben wird. Schließlich kann das Angiographiebild oder die Angiographiebilder in Schritt 25 angezeigt werden, bevor das Verfahren in Schritt 26 endet.
Die Flusskompensation und Flusssensitivierung kann jeweils nur in Hauptflussrichtung erfolgen, d.h. in eine Richtung, jedoch ist es auch möglich, die Flusskompensation und Flusssensitivierung in zwei oder drei Raumrichtungen anzuwenden, beispielsweise wenn das dargestellte Gefäß nicht nur Komponenten in eine Raumrichtung aufweist. Insbesondere bei Verzweigungen von Gefäßen können die Flusskompensation und Flusssensitivierung in mehreren Raumrichtung Verbesserungen bringen.
In 3 ist ein Schema einer schnellen 2D-Spin-Echo Sequenz mit erhöhter Flusssensitivität in G_x Richtung dargestellt. Wie bekannt folgen nach einem 90° HF-Puls 30 die 180° Refokusierungspulse 31, wodurch die Spin-Echos 32 erzeugt werden. In Phasenkodierrichtung G_y und Schichtselektionsrichtung G_z erfolgt die Gradientenschaltung wie üblicherweise bei einer schnellen Spin-Echo Bildgebungssequenz bekannt ist. In Ausleserichtung G_x werden zusätzlich zu dem Auslesegradienten 33 während der Signalaufnahme weitere Gradienten 34 und 35 geschalten, um eine zusätzliche Dephasierung der fließenden Spins im Blutgefäß zu erreichen. Diese in 3 dargestellte Bildgebungssequenz kann beispielsweise zur Herstellung des zweiten Datensatzes verwendet werden. In 4 ist eine schnelle flusskompensierte Spin-Echo Sequenz mit der Abfolge des 90° Pulses 30 und den 180° Pulsen 31 gezeigt, mit der der erste Datensatz aufgenommen werden kann. Bei der hier skizzierten Bildgebungssequenz geht es unter anderem darum, das sogenannte erste magnetische Moment M1 über einen bestimmten Abschnitt der Bildgebungssequenz zu erreichen. Dieses erste Moment M1 entspricht dem zeitlichen Integral über das Produkt der Gradientengröße G · t und ist ein Kriterium dafür welche Phase eine Magnetisierung mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten mitbekommt. Bei einer flusskompensierten Bildgebungssequenz ist diese beispielsweise bei der Signalauslese Null, was aber zusätzlich Zeit kostet und zu größeren Abständen zwischen beiden Echos führen würde. Aus diesem Grund ist bei dem in 4 dargestelltem Beispiel das magnetische Moment M1 dort Null, wo die HF-Pulse eingestrahlt werden. Dies wird in Ausleserichtung durch die Gradientenschaltung 40, in Phasenkodierrichtung durch die Gradientenschaltung 41 und 42 und in Schichtselektionsrichtung durch die Gradientenschaltungen 43, 44 und 45 erreicht. Die Gradientenschaltungen 40 bis 45 sind nun so geschaltet, dass das Produkt Gradient G · t dort Null wird, wo HF-Pulse eingestrahlt werden.
In 5 ist beispielhaft eine 3-dimensionale TrueFISP Sequenz dargestellt, die flusssensitiv ist und mit der der zweite Datensatz aufgenommen werden kann. Nach Einstrahlung eines HF-Pulses 50 erfolgt in Ausleserichtung G_x die Gradientenschaltung 51, wodurch das Echo 52 erzeugt wird. Die Gradientenschaltungen in Phasenkodierrichtungen 53 und 54, sowie in Schichtselektionsrichtung 55 und 56 werden dabei so geschaltet, dass die magnetischen Momente in allen drei Raumrichtungen auf Null zurückgeführt werden. In 6 ist die TrueFISP Sequenz von 5 mit Flusskompensation dargestellt. Die Flusskompensation wird durch Schaltung von zusätzlichen Gradienten in Phasenkodierrichtung mit der Gradientenschaltung 60 und 61 erreicht, sowie in Schichtselektionsrichtung durch die zusätzlichen Schaltungen 62 und 63.
Bei den in den 3 bis 6 dargestellten Beispielen wurde die Flusssensitivierung und Flusskompensation durch Schaltung von Gradienten erreicht. Es ist jedoch ebenso möglich die Reihenfolge der Aufnahme der k-Raumpunkte abzuändern, um Datensätze mit größerer und geringerer Flusssensitivität aufzunehmen bzw. Präparationsmodule vor der Aufnahme bzw. vor Teilabschnitten der Aufnahme zu schalten, beispielsweise durch Schalten eines 90° Pulses und eines -90° Pulses, um eine Dephasierung von allen bewegten Spins zu erreichen, was zu einer erhöhten Flusssensitivität einer Sequenz führt.

Claims

Verfahren zur Erzeugung von einem angiographischen Magnetresonanzbild eines Untersuchungsbereichs, mit den folgenden Schritten: - Aufnehmen eines ersten MR Datensatzes des Untersuchungsbereichs, bei dem Gefäße im Untersuchungsbereich mit hoher Signalintensität dargestellt werden, - Aufnehmen eines zweiten MR Datensatzes des Untersuchungsbereichs, bei dem die Gefäße im Untersuchungsbereich mit geringer Signalintensität dargestellt werden, wobei die beiden MR Datensätze synchronisiert zum Herzzyklus einer Untersuchungsperson aufgenommen werden und der erste MR Datensatz während einer Diastole eines Herzzyklus einer Untersuchungsperson aufgenommen wird, von der der Untersuchungsbereich untersucht wird, in der der Blutfluss in Gefäßen im Untersuchungsbereich langsam ist, wobei der zweite MR Datensatz während einer Systole des Herzzyklus aufgenommen wird, in der der Blutfluss in Gefäßen im Untersuchungsbereich schnell ist im Vergleich zum Blutfluss bei der Aufnahme des ersten Datensatzes, - Berechnen des angiographischen Magnetresonanzbildes durch mathematische Kombination des ersten und des zweiten Datensatzes, wobei der erste Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit reduzierter Flusssensitivität aufgenommen wird und der zweite Datensatz mit einer Bildgebungssequenz mit einer relativ zum ersten Datensatz erhöhten Flusssensitivität.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die mathematische Kombination der beiden Datensätze beinhaltet, dass aus den beiden Datensätzen ein einziger temporärer inverser Datensatz erzeugt wird, welcher nachfolgend durch eine geeignete Transformation in den Ortsraum transformiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die mathematische Kombination der beiden Datensätze eine Subtraktion ist.
Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildgebungssequenz für die Aufnahme des ersten und zweiten MR Datensatzes bis auf die Flusssensitivität im Wesentlichen identisch ist.
Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die reduzierte Flusssensitivität des ersten MR Datensatzes dadurch erreicht wird, dass das 1. Gradientenmoment zwischen aufeinanderfolgenden HF-Pulsen in der Bildgebungssequenz im Vergleich zum entsprechenden 1. Gradientenmoment der zur Aufnahme des zweiten MR Datensatzes eingesetzten Bildgebungssequenz zumindest für die Hauptflussrichtung reduziert wird.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das 1. Gradientenmoment zwischen aufeinanderfolgenden HF-Pulsen in der zur Aufnahme des ersten MR Datensatzes eingesetzten Bildgebungssequenz im Vergleich zum 1. Gradientenmoment der zur Aufnahme des zweiten MR Datensatzes eingesetzten Bildgebungssequenz zumindest in der Hauptflussrichtung um mindestens einen Faktor 2 geringer ist.
Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die reduzierte Flusssensitivität des ersten MR Datensatzes dadurch erreicht wird, dass das 1. Gradientenmoment zwischen aufeinanderfolgenden HF-Pulsen in der Bildgebungssequenz zumindest für die Hauptflussrichtung genullt oder zumindest nahezu genullt wird.
Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die beschriebene Vorgehensweise zur reduzierten Flusssensitivität des ersten MR Datensatzes dadurch erreicht wird, dass das 1. Gradientenmoment zwischen aufeinanderfolgenden HF-Pulsen in der Bildgebungssequenz zumindest für die Hauptflussrichtung genullt oder zumindest nahezu genullt wird.
Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die reduzierte Flusssensitivität des ersten MR Datensatzes mit Hilfe eines vorbestimmten Ablaufschemas bei der Aufnahme des k-Raums erreicht wird oder zusätzlich betont wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erhöhte Flusssensitivität des zweiten MR Datensatzes durch Schaltung von zusätzlichen Spoilergradienten in der Bildgebungssequenz erreicht wird oder zusätzlich betont wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erhöhte Flusssensitivität des zweiten MR Datensatzes durch Schaltung einer flussdephasierenden Präparierung vor der Bildgebungssequenz bzw. vor Teilabschnitten der Bildgebungssequenz erreicht wird oder zusätzlich betont wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest einer der beiden Datensätze unter Verwendung einer Reihe von HF-Pulsen mit variablen Flipwinkeln aufgenommen wird, und dass der Unterschied der Flusssensitivitäten des ersten MR Datensatzes und des zweiten MR Datensatzes durch Verwendung verschiedener Flipwinkelverläufe erreicht wird oder zusätzlich betont wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildgebungssequenz eine Turbo-Spin-Echo-Bildgebungssequenz (TSE, auch: Fast-Spin-Echo, FSE) oder eine balanced-SSFP-Bildgebungssequenz (auch: TrueFISP, FIESTA, balanced-FFE) ist.