DE102012218424B3

DE102012218424B3 - Schnelle MR-Bildaufnahme mit optimiertem Signal-Rausch-Verhältnis und/oder Kontrast

Info

Publication number: DE102012218424B3
Application number: DE102012218424.4A
Authority: DE
Inventors: David Grodzki
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2012-10-10
Filing date: 2012-10-10
Publication date: 2014-03-20
Anticipated expiration: 2032-10-11
Also published as: US9696399B2; US20140097840A1

Abstract

Verfahren zur Bildaufnahme mit einer Magnetresonanzeinrichtung (11) unter Verwendung einer Magnetresonanzsequenz, insbesondere einer PETRA-Sequenz, bei der ein dem Abbildungsgebiet entsprechender k-Raum abgetastet wird, indem ein erster Bereich des k-Raums, der das Zentrum des k-Raums nicht enthält, radial entlang einer Anzahl von vom Zentrum des k-Raums ausgehenden Speichen abgetastet wird, wobei wenigstens zwei Phasenkodiergradienten bereits vor Gabe des Anregungspulses (1) vollständig hochgefahren sind, und ein zweiter, ohne den ersten Bereich verbleibender zentraler Bereich des k-Raums kartesisch, insbesondere durch Einzelpunkt-Bildgebung, abgetastet wird, wobei zum Zweck einer Kontrasterhöhung vor einer jeweils bestimmten Anzahl an Einzelmessungen ein Vorpuls (3), insbesondere ein Inversionspuls zur Herstellung eines T1-Kontrasts, gegeben wird, wobei die Anzahl an zu messenden Speichen derart gewählt wird, dass ein dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegender kartesisch vermessener Messpunkt zu einem vorgegebenen, im Hinblick auf das Signal-Rausch-Verhältnis und/oder den Kontrast optimalen Zeitpunkt (10) nach einem Vorpuls (3) gemessen wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bildaufnahme mittels einer Magnetresonanzeinrichtung unter Verwendung einer Magnetresonanzsequenz, insbesondere einer PETRA-Sequenz, bei der ein dem Abbildungsgebiet entsprechender k-Raum abgetastet wird, indem ein erster Bereich des k-Raums, der das Zentrum des k-Raums nicht enthält, radial entlang einer Anzahl von vom Zentrum des k-Raums ausgehenden Speichen abgetastet wird, wobei wenigstens zwei Phasenkodiergradienten bereits vor Gabe des Anregungspulses vollständig hochgefahren sind, und ein zweiter, ohne den ersten Bereich verbleibender zentraler Bereich des k-Raums kartesisch, insbesondere durch Einzelpunkt-Bildgebung, abgetastet wird, wobei zum Zweck einer Kontrasterhöhung vor einer jeweils bestimmten Anzahl an Einzelmessungen ein Vorpuls, insbesondere ein Inversionspuls zur Herstellung eines T1-Kontrasts, gegeben wird. Daneben betrifft die Erfindung eine Magnetresonanzeinrichtung.
Sequenzen mit ultrakurzen Echozeiten, also Echozeiten TE < 0,5 ms, bieten in der Magnetresonanzbildgebung neue Anwendungsgebiete. Sie ermöglichen die Darstellung von Stoffen, die mit herkömmlichen Magnetresonanzsequenzen, beispielsweise Spinecho oder Gradientenecho-Sequenzen, nicht sichtbar sind, da ihre Repetitionszeit T2 deutlich kürzer als die Echozeit ist und ihr Signal zum Aufnahmezeitpunkt bereits zerfallen ist. Einige Magnetresonanzsequenzen mit ultrakurzen Echozeiten sind zudem extrem leise, da nur äußerst geringe Gradientenänderungen notwendig sind. Beispiele für derartige, die Lärmbelastung des Patienten deutlich reduzierende Sequenzen sind die zTE-Sequenz (Zero-TE-Sequenz), die WASPI-Sequenz (Water and Fat Suppresssed Proton Projection MRI), die SWIFT-Sequenz (Sweep Imaging with Fourier Transform) und die PETRA-Sequenz (Pointwise Encoding Time Reduction with Radial Acquisition).
Im Stand der Technik wurde bereits eine Vielzahl von Magnetresonanzsequenzen mit ultrakurzer Echozeit vorgeschlagen, beispielsweise die radiale UTE-Sequenz („Ultrashort Echo Time”, vgl. beispielsweise den Artikel von Sonia Nielles-Vallespin, „3D radial projection technique with ultrashort echo times for sodium MRI: clinical applications in human brain and skeletal muscle”, Magn. Reson. Med. 2007; 57; S. 74–81. Dabei werden nach einer Wartezeit nach einem Anregungspuls die Gradienten hochgefahren und zeitgleich mit der Datenakquisition begonnen. Die derart abgetastete k-Raum-Trajektorie nach einer Anregung verläuft radial vom Zentrum des k-Raums nach außen. Daher müssen vor der Rekonstruktion der Bilddaten ausgehend von im k-Raum aufgenommenen Rohdaten mittels Fourier-Transformation diese Rohdaten, beispielsweise durch Regridding, zunächst auf ein kartesisches k-Raum-Gitter umgerechnet werden.
Ein weiterer Ansatz, um kurze Echozeiten zu ermöglichen, ist es, den k-Raum punktartig abzutasten, indem der freie Induktionszerfall (FID – Free Induction Decay) erfasst wird. Ein solches Verfahren wird auch als Einzelpunkt-Bildgebung bezeichnet, da pro Hochfrequenzanregungspuls im Wesentlichen nur ein Rohdatenpunkt im k-Raum erfasst wird. Ein Beispiel für ein solches Verfahren zur Einzelpunkt-Bildgebung ist das RASP-Verfahren („Rapid Single Point Imaging”, O. Heid. et al., SMR, 3rd Annual Meeting, Seite 684, 1995). Dabei wird zu einem festen Zeitpunkt nach dem Hochfrequenz-Anregungspuls zur Echozeit TE ein Rohdatenpunkt im k-Raum ausgelesen, dessen Phase von Gradienten kodiert wurde, welche mittels der Magnetresonanzeinrichtung für jeden Rohdatenpunkt bzw. Messpunkt geändert werden, so dass der k-Raum Punkt für Punkt abgetastet werden kann.
Eine weitere Verkürzung der Echozeit und der Gesamtaufnahmezeit wird durch die PETRA-Sequenz ermöglicht, welche durch DE 10 2010 041 446 A1 und einen Artikel von D. Grodzki et al., „Ultrashort Echo Time Imaging Using Pointwise Encoding Time Reduction With Radial Acquisition (PETRA)”, Magnetic Resonance in Medicine 67, Seiten 510–518, 2012, beschrieben wird. Diese Veröffentlichungen sind hiermit durch Bezugnahme in den Offenbarungsgehalt der Erfindung aufgenommen, was die konkrete Realisierung von PETRA-Sequenzen angeht. Bei der PETRA-Sequenz wird ein dem Abbildungsgebiet entsprechender k-Raum auf zwei verschiedene Arten ausgelesen. Ein erster Bereich, welcher das Zentrum des k-Raums nicht umfasst, wird abgetastet, indem zunächst wenigstens zwei Phasenkodiergradienten in jeweils einer Raumrichtung mittels eines Gradientensystems einer Magnetresonanzeinrichtung geschaltet werden, wobei erst nach Erreichen der vollen Stärke der geschalteten Phasenkodiergradienten ein nicht-selektiver Hochfrequenz-Anregungspuls mittels einer Hochfrequenz-Sende-/Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzeinrichtung eingestrahlt wird. Nach einer Zeit t1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls werden Echosignale mittels der Hochfrequenz-Sende-/Empfangsvorrichtung (oder einer weiteren, gegebenenfalls dedizierten Hochfrequenz-Empfangsvorrichtung) aufgenommen und diese werden als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorien (Speichen) abgespeichert. Diese Schritte werden wiederholt, bis der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum in dem von der Zeit t1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen ist. Das Schalten der Phasenkodiergradienten und das Abwarten, bis diese hochgefahren („gerampt”) sind, kann die Echozeit, beispielsweise im Vergleich zu der UTE-Sequenz, weiter reduziert werden. Allerdings kann dadurch, dass die Phasenkodiergradienten bereits hochgefahren sind, ein das Zentrum des k-Raums umfassender zentraler, kugelförmiger Bereich, der zweite Bereich des k-Raums, nicht abgetastet werden. Mithin ist vorgesehen, dass der zweite Bereich des k-Raums, der nicht in dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist und das Zentrum des k-Raums umfasst, auf andere Weise vermessen wird, wobei die Abtastung hier kartesisch erfolgt, insbesondere mittels eines Einzelpunkt-Bildgebungsverfahrens wie beispielsweise RASP. Da die in diesem zweiten Anteil der Abtastung aufgenommenen Rohdaten bereits auf einem kartesischen k-Raum-Gitter liegen, während die radial ausgelesenen Rohdaten noch auf dieses umgerechnet werden müssen, wie oben bereits dargelegt wurde, bevor mittels Fourier-Transformation Bilddaten aus den Rohdaten rekonstruiert werden können, ergibt sich eine weitere Ersparnis an Aufwand und Zeit.
Der Kontrast von Magnetresonanzsequenzen mit ultrakurzer Echozeit, insbesondere also auch der PETRA-Sequenz, liegt im Bereich von Protonendichte- bis T1-Gewichtung. Bei über die Messung konstanter Repetitionszeit und konstantem Flipwinkel bildet sich ein sogenannter Steady-State, der den genauen Kontrast bestimmt. Bei der zTE-, WASPI-, SWIFT- und PETRA-Sequenz sind die Flipwinkel oft unter ungefähr acht bis zwölf Grad begrenzt, was bei typischen Repetitionszeiten von 3 bis 5 ms zu einem hauptsächlich Protonendichte-gewichteten Kontrast führt.
Um einen T1- oder auch T2-Kontrast zu erhalten, wurde vorgeschlagen, Vorpulse zu verwenden, welche jeweils vor wenigstens einem Teil der Messvorgänge appliziert werden. Es ist also denkbar, zur Zeitersparnis die Vorpulse nur alle n Repetitionen zu applizieren, was beispielsweise in dem Artikel „Quiet T1- and T2-weighted brain imaging using SWIFT”, Proc. ISMRM 2011, Seite 2723 von R. Chamberlain et al. beschrieben wird.
Für die MPRAGE-Sequenz (vgl. beispielsweise den Artikel von M. Brant-Zawadzki et al., „MP RAGE: a three-dimensional Tiweighted, gradient-echo sequence – initial experience in the brain”, Radiology 182, Seiten 769–775, 1992, werden kartesisch einzelne k-Raumzeilen abgetastet. Werden hier auch Vorpulse eingesetzt, wird zunächst nach dem Vorpuls eine bestimmte Zeit T_VP gewartet, woraufhin eine Akquisitionsdauer von T_ACQ folgt, in der eine Anzahl von n = T_ACQ/TR Repetitionen gemessen wird, wobei TR wie üblich die Repetitionszeit bezeichnet. Nach der Akquisitionsdauer kann noch eine Wartezeit vorgesehen sein, bevor der nächste Vorpuls appliziert wird.
Während der Wartezeit relaxieren die Spins, was gegebenenfalls für das Signal-zu-Rausch-Verhältnis vorteilhaft sein kann, wobei jedoch üblicherweise keine vollständige Relaxation mehr eintritt.
Dies sei ein Beispiel eines Inversionspulses für die T1-Gewichtung näher erläutert. Zunächst werden durch den als Inversionspuls ausgebildeten Vorpuls die Spins invertiert, mithin um einen Flipwinkel von 180° gedreht. Werden nun bei der Relaxation, immer durch die Repetitionszeit beabstandet, Anregungspulse gegeben, die einen kleineren Flipwinkel betreffen, ergibt sich abhängig von der Relaxation des jeweiligen Materials eine nicht der maximalen transversalen Magnetisierung entsprechende Stabilitätsmagnetisierung, bei der die Relaxation durch die Anregungspulse letztlich „gestoppt” wird, wobei diese Stabilitätsmagnetisierung für unterschiedliche Materialien, beispielsweise graue und weiße Gehirnmasse, unterschiedlich ist. Hieraus ergibt sich eine T1-Gewichtung.
Wird dann für die neuen Vorpulse die Datenaufnahme unterbrochen, findet auch keine volle Relaxation statt, so dass mithin nicht von der maximalen transversalen Magnetisierung aus gedreht wird, sondern entweder unmittelbar von der Stabilitätsmagnetisierung aus oder von einem Wert zwischen der maximalen transversalen Magnetisierung und der Stabilitätsmagnetisierung. Damit ergibt sich nach einer bestimmten Zeit, einem Einschwingvorgang, ein Steady-State; das bedeutet, die Verläufe der Magnetisierungen bei jedem Zyklus aus Vorpuls und Messvorgang sind gleich.
Bei der MPRAGE-Sequenz ist nun vorgesehen, dass nur im Steady-State gemessen wird, der sich zu Beginn der Gesamtmessung nach wenigen dieser Zyklen, teilweise bereits nach einem Zyklus, eingeschwungen hat. Dabei ist oft vorgesehen, dass gezielt ein Paar dieser Zyklen abgewartet wird, um die Messung nicht mit Daten aus dem Einschwingvorgang zu verunreinigen.
Es ist nun ein Vorgehen bekannt, die MPRAGE-Sequenz so zu optimieren, dass ein möglichst guter Kontrast, beispielsweise zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz, bei möglichst hohem SNR erreicht wird. Dort ist vorgesehen, einen optimierten Zeitpunkt TI nach der Gabe des Vorpulses zu ermitteln, bei dem zum einen ein möglichst guter Kontrast gegeben ist, beispielsweise ein deutlicher Unterschied zwischen den transversalen Magnetisierungskomponenten, aber gleichzeitig der Absolutwert beispielsweise der transversalen Magnetisierungskomponenten groß genug ist, damit das Signal-zu-Rausch-Verhältnis ausreichend hoch ist. Es erfolgt letztlich eine Abwägung, aus deren Ergebnis ein optimaler Zeitpunkt TI ableitbar ist, der während des Relaxationsvorgangs üblicherweise vor dem Erreichen der oben diskutierten Stabilitätsmagnetisierung liegt.
Es wurde nun für die MPRAGE vorgeschlagen, dass die k-Raumlinien, die dem k-Raumzentrum am nächsten liegen und die für den Kontrast und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis der Bildaufnahme am entscheidendsten sind, gezielt zu dem optimierten Zeitpunkt TI nach der Gabe des Vorpulses gemessen werden.
Aufgrund des anderen Prinzips lässt sich dieses Vorgehen bei der MPRAGE-Sequenz nicht unmittelbar auf die PETRA-Sequenz übertragen.
Die US 2010/0117644 A1 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Aufnahme von Magnetresonanzdaten bei dynamischen Studien. Darin wird vorgeschlagen, die kx-ky-Ebene des k-Raums in innere und äußere Partitionen zu unterteilen. In den äußeren Partitionen wird radial gemessen. Um dynamische Bildgebung zu erlauben, werden alternierend die inneren und die äußeren Partitionen vermessen, wobei die inneren Partitionen häufiger vermessen werden sollen.
Die US 2010/0261993 A1 offenbart ein System und ein Verfahren zur Aufnahme von MR-Daten von Knochen und Weichteilgewebe. In einem ersten Sequenzabschnitt erfolgt eine radiale Aufnahme, während einem zweiten Abschnitt werden weitere Echos aufgenommen. Die Daten des ersten Abschnitts beziehen sich auf Knochen, die des zweiten Abschnitts auf Weichteilgewebe. Die Daten des zweiten Abschnitts können dabei kartesisch vermessen werden.
In einem Artikel von J. Conklin et al., „High-Contrast 3D Neonatal Brain Imaging with Combined T1- and T2-weighted MP-RAGE”, Magnetic Resonance in Medicine 59: 1190–1196 (2008), wird die Optimierung von MP-RAGE-Sequenzen zur optimalen Trennung von weißer und grauer Gehirnmasse vorgeschlagen. Unter Verwendung von kombinierter T1- und T2-Gewichtung in einem Kontrast-Vorbereitungspuls und einer verzahnten elliptisch-spiralartigen Phasenkodierungsreihenfolge soll ein optimaler Kontrast gegeben sein.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Möglichkeit zur Verbesserung des Kontrasts und des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses auch bei einer Magnetresonanzsequenz, insbesondere der PETRA-Sequenz, zu erlauben, die ein radiales und ein kartesisches Abtasten des k-Raums kombiniert.
Zur Lösung dieser Aufgabe ist bei einem Verfahren der eingangs genannten Art erfindungsgemäß vorgesehen, dass die Anzahl der zu messenden Speichen derart gewählt wird, dass ein dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegender kartesisch zu vermessender Messpunkt zu einem vorgegebenen, im Hinblick auf das Signal-zu-Rausch-Verhältnis und/oder den Kontrast optimalen Zeitpunkt nach einem Vorpuls gemessen wird.
Übliche Magnetresonanzsequenzen dieser Art, insbesondere PETRA-Sequenzen, weisen zwei Messabschnitte auf, in denen zunächst der erste Bereich des k-Raums gemessen wird (radiale Abtastung), woraufhin in einem weiteren Messabschnitt die kartesische Abtastung im zweiten Bereich des k-Raums erfolgt. Dabei wird eine Vielzahl von Speichen vermessen, um die Rückrechnung (Regridding) auf ein kartesisches Gitter im k-Raum vor einer Rekonstruktion der Bilddaten aus den Rohdaten möglichst wenig fehlerbehaftet zu gestalten, beispielsweise mehrere zehntausend radialer Speichen. Das übliche Vorgehen, wie es auch bereits beschrieben wurde, ist, dass nach jeder Gabe eines Vorpulses (und einer entsprechenden ersten Wartezeit T_VP) eine bestimmte, feste Anzahl von Repetitionen gemessen wird; das bedeutet, der gesamte Messvorgang mit seinen N_ges Messvorgängen (Repetitionen) wird durch die Vorpulse in Unterabschnitte unterteilt, so dass es letztlich zufällig ist, zu welchem Zeitpunkt das Zentrum des k-Raums vermessen wird. Dem hilft das erfindungsgemäße Verfahren ab, indem die beschriebene Vorgehensweise bei der MPRAGE-Sequenz für die PETRA-Sequenz angepasst wird und die Besonderheiten der PETRA-Akquisition optimal genutzt werden. Wird, wie bereits dargestellt wurde, davon ausgegangen, dass die zwei Messabschnitte vorliegen, schlägt die vorliegende Erfindung vor, ein gezieltes minimales Anheben oder Senken der Anzahl zu messender radialer Speichen vorzunehmen, um den Zeitpunkt, zu dem das Zentrum des k-Raums vermessen wird, zu dem optimalen Aufnahmezeitpunkt hin, wie er bezüglich der allgemeinen Beschreibung des Standes der Technik bereits erwähnt wurde, zu verschieben. Es wird also während der Relaxation nach einem Vorpuls wie im Stand der Technik grundsätzlich bekannt ein optimaler Zeitpunkt, definiert durch eine Zeit TI nach dem Vorpuls, bestimmt, wobei nach dieser Vorgabe des optimalen Zeitpunkts die Anzahl der radialen Speichen gezielt minimal verändert wird. Hieraus ergeben sich entscheidende Vorteile, nämlich die Stabilisierung des Kontrastes, die bessere Aussteuerung des Kontrastes und eine optimale Abstimmung zwischen Kontrast und Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR). Dabei ist das Verfahren auf verschiedene Vorpulse anwendbar, insbesondere auch auf T2-Vorpulse bei gewünschten T2-Kontrasten.
Es sei darauf hingewiesen, dass es eine „naive” Herangehensweise wäre, den normalen Ablauf der Magnetresonanzsequenz zum optimalen Zeitpunkt zu unterbrechen und Punkte aus dem k-Raumzentrum zwischenzuschieben. Dies ist jedoch erfindungsgemäß nicht bevorzugt, da es zu größeren Gradientensprüngen kommen kann, die zum einen die Lärmbelastung während der Sequenz deutlich erhöhen würden und mithin einen Vorteil der Magnetresonanzsequenz vernichten würden, und dies zum anderen aber auch zu Messfehlern führen kann. Daher schlägt die vorliegende Erfindung vor, den ursprünglichen Ablauf der Magnetresonanzsequenz nicht oder minimal zu verändern, indem der radiale Anteil der Magnetresonanzsequenz um einen bestimmten Anteil verlängert oder verkürzt wird.
Es ist zweckmäßig, wenn auch weitere, dem k-Raumzentrum nahe Messpunkte zumindest nahe dem optimalen Zeitpunkt vermessen werden. Mithin kann in weiterer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung vorgesehen sein, dass die radial abzutastenden Messpunkte des zweiten Bereichs entlang einer Aufnahmetrajektorie im k-Raum derart vermessen werden, dass eine bestimmte Anzahl, insbesondere 27, 64 oder 125, von dem Zentrum des k-Raums an nächsten gelegenen Messpunkten des zweiten Bereichs des k-Raums zuerst nach dem optimalen Zeitpunkt vermessen wird. Das bedeutet, die Aufnahmetrajektorie im k-Raum, entlang derer die Punkte des zweiten Bereichs aufgenommen werden, wird angepasst, um möglichst viele zentrumsnahe Messpunkte möglichst nah am optimalen Zeitpunkt vermessen zu können. Dabei kann beispielsweise vorgesehen sein, eine spiralartige Aufnahmetrajektorie zu verwenden, die an dem dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegenden kartesisch zu vermessenden Messpunkt, welcher insbesondere genau im Zentrum des k-Raums liegt, beginnt, und sich spiralartig nach außen fortsetzt, so dass zunächst die möglichst nah am Zentrum gelegenen Messpunkte zeitlich benachbart zum optimalen Zeitpunkt abgetastet werden.
Zweckmäßig ist es, wenn aus einer benutzerseitigen Vorgabe für die Zahl der zu vermessenden Speichen automatisch eine tatsächlich zu vermessende Anzahl ermittelt und angewendet wird. Nachdem der grundsätzliche Ablauf der Gesamt-Magnetresonanzsequenz bekannt ist, insbesondere im Hinblick auf die Zeitpunkte und die danach folgenden Messvorgänge (Repetitionen), kann aus einem systemseitig vorgegebenen oder durch einen Benutzer gewählten Wunsch nach der Anzahl der radialen Speichen automatisch eine prozentual kleine Korrektur angewendet werden, die die Messung des k-Raumzentrums auf den optimalen Zeitpunkt verschiebt. Es wird mithin eine für den Benutzer kaum bzw. gar nicht merkbare Korrektur vorgenommen, die zu einer deutlich verbesserten Qualität der Bildaufnahme im Hinblick auf den Kontrast und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis führt.
Dabei kann konkret vorgesehen sein, dass eine erste Zahl von bei einem Vorgehen gemäß der benutzerseitigen Vorgabe nach einem Vorpuls vor dem dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegenden kartesisch zu vermessenden Messpunkt erfolgenden Messvorgängen einer Repetitionszeit und eine zweite Zahl von Messvorgängen nach einem Vorpuls vor dem dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegenden kartesisch zu vermessenden Messpunkt für eine Vermessung des dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegenden kartesisch zu vermessenden Messpunkts zu dem optimalen Zeitpunkt ermittelt werden, wobei eine Anzahl von Speichen vermessen wird, die sich aus der Vorgabe minus der ersten Zahl plus der zweiten Zahl ergibt. Dabei sei an dieser Stelle noch angemerkt, dass allgemein üblicherweise über die gesamte Magnetresonanzsequenz dieselben Repetitionszeiten verwendet werden, um den Steady-State nicht zu verunreinigen.
Eine Herleitung dieses Zusammenhangs sei im Folgenden kurz diskutiert.
Aus der vom System vorgegebenen oder vom Benutzer gewählten Anzahl radialer Speichen N_PA und der Anzahl der kartesisch ausgelesenen Punkte vor dem Auslesen des dem Zentrum des k-Raums am nächsten gelegenen Messpunkts, im Folgenden mit N_K bezeichnet, folgt, das vor Akquisition des Rohdatums im Zentrum des k-Raums FLOOR{(N_PA + N_K)·TR/T_ACQ}
Vorpulse appliziert wurden, wobei T_ACQ die Aufnahmezeit nach jedem Vorpuls angibt, TR die Repetitionszeit ist und die FLOOR-Funktion die berechnete Zahl auf eine ganze Zahl abrundet. Nach dem Vorpuls, der als letztes vor der Akquisition des dem Zentrum des k-Raums am nächsten gelegenen Messpunkts gegeben wird, sind daher N_a = N_PA + N_K – FLOOR{(N_P,A + N_K)·TR/T_ACQ}·T_ACQ/TR
Repetitionen gemessen worden, mithin Messvorgänge erfolgt. Ohne eine Anpassung würde das Zentrum des k-Raums in diesem Fall zur Zeit N_a·TR + T_VP gemessen werden, wobei T_VP die Wartezeit nach der Gabe des Vorpulses ist.
Damit der dem Zentrum des k-Raums am nächsten gelegene Messpunkt zur Zeit TI, also zum optimalen Zeitpunkt, nach dem Vorpuls gemessen wird, müssen zwischen dem Vorpuls und dem dem Zentrum des k-Raums am nächsten gelegenen Messpunkt N_muss = (TI – T_VP)/TR
Messvorgänge erfolgen. N_a entspricht dabei im Übrigen der ersten Zahl, N_muss entspricht der zweiten Zahl. Um die Bedingung, dass N_muss Messvorgänge vor der Vermessung des Zentrums des k-Raums erfolgen, zu erfüllen, wird, wie beschrieben, die Anzahl N_PA der radialen Speichen entweder erhöht oder gesenkt. Die Bedingung ist erfüllt, wenn eine Anzahl von N_neu = N_PA + N_muss – N_a radialen Speichen vor dem Beginn des Messabschnitts, in dem die kartesische Abtastung erfolgt, gemessen werden. Diese Anpassung verändert die Messzeit minimal, und zwar im Millisekundenbereich, hat aber sonst keinerlei Folgen für die Auflösung oder Ähnliches.
Neben dem Verfahren betrifft die Erfindung auch eine Magnetresonanzeinrichtung, umfassend eine Steuereinrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Magnetresonanzeinrichtungen sind im Stand der Technik bereits grundsätzlich bekannt und meist dazu ausgebildet, eine Mehrzahl von Magnetresonanzsequenzen zu verwenden, um Bilder aufzunehmen. Erfindungsgemäß kann nun vorgesehen sein, dass eine Steuereinrichtung einer derartigen Magnetresonanzeinrichtung dazu ausgebildet ist, die automatische Modifikation der Anzahl der aufzunehmenden radialen Speichen derart, dass das Zentrum des k-Raums zu einem optimalen Zeitpunkt vermessen wird, vorzunehmen, um so eine verbesserte Bildqualität zu erzielen. Sämtliche Ausführungen bezüglich des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich analog auf die erfindungsgemäße Magnetresonanzeinrichtung übertragen, mit welcher mithin auch die genannten Vorteile erreicht werden.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
1 eine PETRA-Sequenz gemäß dem Stand der Technik zur Erfassung eines einem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums,
2 den Ablauf einer Messung bei der Gabe von Vorpulsen,
3 den Verlauf der Magnetisierung nach der Gabe eines Vorpulses im Steady-State und
4 eine Magnetresonanzeinrichtung.
1 zeigt den Ablauf einer PETRA-Sequenz als Magnetresonanzsequenz, wie er aus dem Stand der Technik, beispielsweise der DE 10 2010 041 446 A1 , bekannt ist und zur Bildaufnahme in einer Magnetresonanzeinrichtung genutzt werden kann. Dabei zeigt die erste Zeile in 1 die eingestrahlten Hochfrequenz-Anregungspulse 1, die zweite Zeile die zugehörigen Auslesezeiträume 2. Die Anregungspulse 1 werden jeweils im Abstand einer Repetitionszeit TR wiederholt, welche über die gesamte Sequenz hinkonstant bleibt. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel werden zwei Phasenkodiergradienten geschaltet, so dass auf eine Kodierung in der dritten Richtung, der Schichtrichtung, hier der z-Richtung, verzichtet wird (G_z = 0).
Ersichtlich werden sowohl in einem ersten Messabschnitt A, in dem ein erster Bereich des k-Raums radial abgetastet wird, wie auch im zweiten Messabschnitt B, in dem der vom ersten Bereich nicht umfasste zweite Bereich des k-Raums, welcher das Zentrum des k-Raums enthält, abgetastet wird, die Gradienten nur sehr wenig verändert, im Messabschnitt A insbesondere kontinuierlich, so dass eine äußerst leise Aufnahme der Rohdaten möglich ist.
Im vorliegenden Ausführungsbeispiel wird ein Fall betrachtet, in dem zur Herstellung eines T1-Kontrasts zwischen weißer und grauer Gehirnmasse als Vorpuls für eine bestimmte Anzahl von Repetitionen ein Inversionspuls gegeben wird, so dass die gesamten Repetitionen (Messvorgänge) wie sie sich durch Kombinationen von Anregungspulsen 16 und Auslesezeiten 17 ergeben, auf mehrere Vorpulse verteilt werden, wie dies schematisch in 2 dargestellt ist. Dabei sind die Vorpulse 3 mit den nachfolgenden Messzeiträumen 4 schematisch gezeigt. Dabei soll im Folgenden die Wartezeit, bevor nach einem Vorpuls 3 mit der Messung begonnen werden kann, mit T_VP bezeichnet werden, die Messdauer in einem Messzeitraum 4, welche ein Vielfaches der Repetitionszeit TR ist, mit T_ACQ und die optionale weitere Wartezeit vor dem nächsten Vorpuls 3 mit T_wait. Bei der regelmäßigen Verwendung der Vorpulse 3 und der jeweils gleich langen Zeiten T_VP, T_ACQ und T_wait ergibt sich ein Steady-State, in dem der Magnetisierungsverlauf für jeden Zyklus aus Vorpuls 3 und Messzeitraum 4 gleich ist. Ein derartiger Magnetisierungsverlauf wird in 3 gezeigt und im Folgenden näher diskutiert; zunächst sei jedoch darauf hingewiesen, dass sich unter den genannten Bedingungen ein von der Zahl der aufzunehmenden radialen Speichen abhängiger Zeitpunkt 5 ergibt, zu dem der zweite Messabschnitt B beginnt.
3 zeigt den Magnetisierungsverlauf für die zu unterscheidenden Materialien, hier weiße und graue Gehirnmasse, in einem Zyklus, wobei die Kurve 6 für die weiße Gehirnmasse steht, die Kurve 7 für die graue Gehirnmasse und die Kurve 8 das Verhältnis der hier dargestellten transversalen Magnetisierungen von weißer zu grauer Gehirnmasse zeigt. Dieser Verlauf der transversalen Magnetisierungen ist für jeden Zyklus gleich (Steady-State).
Ersichtlich wurde zu einem Zeitpunkt 9 der Inversionspuls (Vorpuls) 3 gegeben, so dass die transversalen Magnetisierungen um 180° gedreht wurden. Sodann beginnen die transversalen Magnetisierungen zu relaxieren, wobei wiederum die Wartezeit T_VP und T_ACQ gezeigt sind. Aufgrund der Skalierung sind die Einflüsse der jeweiligen Anregungspulse 1, welche nur kleine Flipwinkel bedingen, nicht zu erkennen. Diese führen jedoch dazu, dass es nicht zu einer vollständigen Relaxation kommt.
Ersichtlich liegt nach Beginn des Akquisitionszeitraums 4 ein recht hohes Verhältnis vor, jedoch sind die Werte der transversalen Magnetisierung niedrig, so dass ein großes Signal-zu-Rausch-Verhältnis gegeben ist. Während sich die Werte der transversalen Magnetisierung erhöhen, zeigt die Kurve 8 jedoch an, dass sich das Verhältnis erniedrigt, der Kontrast also geringer wird. Abwägend zwischen diesen Effekten, also Kontrast und Signal-zu-Rausch-Verhältnis, kann ein optimaler Zeitpunkt 10 ermittelt werden, beschrieben durch die Zeit TI, zu dem der beste Kompromiss gegeben ist.
Das erfindungsgemäße Verfahren sieht nun vor, eine automatische Anpassung der Zahl der aufzunehmenden radialen Speichen im Messabschnitt A derart vorzunehmen, dass im Messabschnitt B, in dem die kartesische Abtastung erfolgt, das Zentrum des k-Raums, konkret der dem Zentrum des k-Raums am nächsten gelegene Messpunkt, zu dem Zeitpunkt 10 vermessen wird, an dem dieser den größten Einfluss auf den Kontrast und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis hat. Es werden also Repetitionen gegenüber einer System- oder Benutzereinstellung hinzugefügt oder entfernt, was automatisch geschieht, nämlich seitens einer Steuereinrichtung einer Magnetresonanzeinrichtung, so dass diese Bedingung gegeben ist. Nachdem die Zahl aufzunehmender radialer Speichen, wie sie beispielsweise von einem Benutzer vorgegeben wird, meist äußerst groß ist, handelt es sich um eine minimale Änderung, die keinerlei Einfluss auf die gewollte Auflösung und dergleichen hat.
Konkret wird dabei das oben dargestellte Formularium verwendet, wonach sich die neue Anzahl zu messender Speichen, N_neu, als N_neu = N_PA + N_muss – N_a automatisch ergibt.
Neben dieser Veränderung wird auch die k-Raum-Trajektorie des kartesischen Messabschnitts B leicht verändert, indem die zentralen n³ Punkte, beispielsweise für n = 3, 4 oder 5, die dem k-Raumzentrum am nächsten sind, herausgegriffen werden und entlang einer bevorzugt spiralartigen k-Raum-Trajektorie so vermessen werden, dass sie gemäß ihrer Nähe zum k-Raumzentrum nach dem optimalen Zeitpunkt 10 vermessen werden. So werden die für den Kontrast und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wichtigsten Messpunkte im direkten Umfeld um den optimalen Zeitpunkt 10 gemessen. Durch diese Modifikation entstehen kaum zusätzliche Gradientensprünge; das bedeutet, die Magnetresonanzsequenz bleibt leise.
4 zeigt schließlich eine Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Magnetresonanzeinrichtung 11. Diese weist, wie grundsätzlich bekannt, eine Hauptmagneteinheit 12 auf, in die ein Patient durch eine Patientenaufnahme 13 eingefahren werden kann. Die Patientenaufnahme 13 umgebend können, hier der Übersichtlichkeit halber nicht näher gezeigt, eine Hochfrequenz-Sende-Empfangsvorrichtung, beispielsweise eine Körperspule, und die Gradientenspulen vorgesehen sein.
Der Betrieb der Magnetresonanzeinrichtung 11 wird über eine Steuereinrichtung 14 gesteuert, welche bei der Bildaufnahme die PETRA-Magnetresonanzsequenz mit den eingestellten Sequenzparametern, insbesondere der angepassten Anzahl radialer Speichen, realisiert. Die Steuereinrichtung 14 steht mit einer Bedieneinheit 15 in Verbindung, welche eine Anzeigevorrichtung 17 und eine Eingabevorrichtung 16 aufweist. Hierüber können einstellbare Sequenzparameter eingestellt werden, beispielsweise ein Benutzerwunsch nach einer Anzahl aufzunehmender radialer Speichen.
Die Steuereinrichtung 14 ist zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet, das bedeutet, sie passt die Anzahl aufzunehmender radialer Speichen automatisch so an, dass das Zentrum des k-Raums zu einem optimalen Zeitpunkt 10 vermessen wird.

Claims

Verfahren zur Bildaufnahme mittels einer Magnetresonanzeinrichtung (11) unter Verwendung einer Magnetresonanzsequenz, insbesondere einer PETRA-Sequenz, bei der ein dem Abbildungsgebiet entsprechender k-Raum abgetastet wird, indem ein erster Bereich des k-Raums, der das Zentrum des k-Raums nicht enthält, radial entlang einer Anzahl von vom Zentrum des k-Raums ausgehenden Speichen abgetastet wird, wobei wenigstens zwei Phasenkodiergradienten bereits vor Gabe des Anregungspulses (1) vollständig hochgefahren sind, und ein zweiter, ohne den ersten Bereich verbleibender zentraler Bereich des k-Raums kartesisch, insbesondere durch Einzelpunkt-Bildgebung, abgetastet wird, wobei zum Zweck einer Kontrasterhöhung vor einer jeweils bestimmten Anzahl an Einzelmessungen ein Vorpuls (3), insbesondere ein Inversionspuls zur Herstellung eines T1-Kontrasts, gegeben wird, dadurch gekennzeichnet, dass die Anzahl der zu messenden Speichen derart gewählt wird, dass ein dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegender kartesisch zu vermessender Messpunkt zu einem vorgegebenen, im Hinblick auf das Signal-Rausch-Verhältnis und/oder den Kontrast optimalen Zeitpunkt (10) nach einem Vorpuls (3) gemessen wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die radial abzutastenden Messpunkte des zweiten Bereichs entlang einer Aufnahmetrajektorie im k-Raum derart vermessen werden, dass eine bestimmte Anzahl, insbesondere 27, 64 oder 125, von dem Zentrum des k-Raums am nächsten gelegenen Messpunkten des zweiten Bereichs des k-Raums zuerst nach dem optimalen Zeitpunkt (10) vermessen wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass aus einer benutzerseitigen Vorgabe für die Zahl der zu vermessenden Speichen automatisch eine tatsächlich zu vermessende Anzahl ermittelt und angewendet wird.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass eine erste Zahl von bei Vorgehen gemäß der benutzerseitigen Vorgabe nach einem Vorpuls (3) vor dem dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegenden kartesisch zu vermessenden Messpunkt erfolgenden Messvorgängen einer Repetitionszeit und eine zweite Zahl von Messvorgängen nach einem Vorpuls (3) vor dem dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegenden kartesisch zu vermessenden Messpunkt für eine Vermessung des dem Zentrum des k-Raums am nächsten liegenden kartesisch zu vermessenden Messpunkts zu dem optimalen Zeitpunkt (10) ermittelt werden, wobei eine Anzahl von Speichen vermessen wird, die sich aus der Vorgabe minus der ersten Zahl plus der zweiten Zahl ergibt.
Magnetresonanzeinrichtung (11), umfassend eine Steuereinrichtung (14) zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorangehenden Ansprüche.