DE102014206561B4

DE102014206561B4 - Erfassen von MR-Daten mit unterschiedlichen Echozeiten

Info

Publication number: DE102014206561B4
Application number: DE102014206561.5A
Authority: DE
Inventors: Martin Ott
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2014-04-04
Filing date: 2014-04-04
Publication date: 2015-11-05
Anticipated expiration: 2034-04-05
Also published as: DE102014206561A1; US20150285881A1; US10012712B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts (O). Dabei werden folgende Schritte durchgeführt: Einstrahlen eines HF-Anregungspulses (31; 36). Erfassen der MR-Daten in Form von parallel verlaufenden K-Raum-Zeilen. Für jede K-Raum-Zeile wird eine Zeitspanne (TE; T) definiert, welche bei dem Einstrahlen eines HF-Pulses (31; 35) direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile beginnt und zum Zeitpunkt des Echos beim Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile endet. Diese Zeitspanne (TE; T) wird für diejenigen K-Raum-Zeilen, welche in einem zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, kürzer eingestellt als für K-Raum-Zeilen, welche außerhalb des zentralen Bereichs (44) liegen.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Magnetresonanzanlage, um MR-Daten in einem Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts zu erfassen.
Die DE 10 2010 041 801 A1 und die DE 10 2010 010 196 A1 beschreiben jeweils ein Verfahren, welches insbesondere für eine Einzelpunkt-Bildgebung geeignet ist, so dass im Wesentlichen ein Rohdatenpunkt pro eingestrahltem HF-Anregungspuls erfasst wird. Bei radialer Datenerfassung können auch mehrere Rohdatenpunkte pro HF-Anregungspuls erfasst werden. Dabei ist die Echozeit in der Nähe des K-Raum-Zentrums am geringsten eingestellt.
Zum Erfassen von MR-Daten werden unter anderem Magnetfeld-Gradienten geschaltet. Beim Schalten dieser Magnetfeld-Gradienten treten erhebliche Stromstärken auf. Da sich die Gradientenspulen, mit denen die Magnetfeld-Gradienten erzeugt werden, innerhalb des Hauptmagnetfelds (B0-Felds) der Magnetresonanzanlage befinden, wird dadurch eine Lorentzkraft erzeugt, welche zu einer mechanischen Anregung des Gradientensystems der Magnetresonanzanlage führt. Bei einer schnellen Änderung der Magnetfeld-Gradienten und damit einer schnellen Änderung der Lorentzkräfte kommt es dadurch zu starken Vibrationen des gesamten Aufbaus der Magnetresonanzanlage, wobei diese Vibrationen auch über die Raumluft übertragen werden können. In der Folge kommt es abhängig von der eingesetzten Anstiegsrate oder Anstiegsgeschwindigkeit (slew rate) der Magnetfeld-Gradienten zu einer verschieden hohen Lautstärkebelastung. Dabei steigt die Lautstärke in der Regel logarithmisch mit der Anstiegsrate des jeweiligen Gradienten an.
Da die von einer Magnetresonanzanlage erzeugte Lautstärke von zu untersuchenden Patienten als störend oder sogar Angst einflößend angesehen wird, stellt sich die vorliegende Erfindung die Aufgabe, die Lautstärke beim Erfassen von MR-Daten im Vergleich zum Stand der Technik zu senken.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zum Erfassen von MR-Daten nach Anspruch 1 oder 5, durch eine Magnetresonanzanlage nach Anspruch 17 oder 19, durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 21 und durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 22 gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts mittels einer Magnetresonanzanlage bereitgestellt. Dabei umfasst das Verfahren folgende Schritte:

• Einstrahlen eines HF-Anregungspulses.
• Erfassen der MR-Daten, indem der K-Raum, welcher mit dem vorbestimmten Volumenabschnitt korrespondiert, entlang von parallel verlaufenden K-Raum-Zeilen abgetastet wird, was auch als kartesische Abtastung bekannt ist.

Dabei ist für jede K-Raum-Zeile eine Zeitspanne definiert, welche bei dem Einstrahlen eines HF-Pulses direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile beginnt und zum Zeitpunkt des Echos, welches beim Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile auftritt, endet. Diese Zeitspanne ist beim Erfassen der MR-Daten derjenigen K-Raum-Zeilen, welche im zentralen Bereich des K-Raums liegen, zeitlich kürzer eingestellt als beim Erfassen der MR-Daten von K-Raum-Zeilen, welche außerhalb des zentralen Bereichs des K-Raums liegen.
Je kleiner der Zeitabstand zwischen dem Einstrahlen des HF-Pulses und dem Echo ist, desto weniger Zeit ist vorhanden, um notwendige Gradienten zu schalten. Da erfindungsgemäß die Zeitspanne nur beim Erfassen der MR-Daten innerhalb des zentralen Bereichs vergleichsweise klein gewählt wird, können die Probleme hinsichtlich der Lautstärke aufgrund der hohen Anstiegsrate der Gradienten vorteilhafterweise nur beim Erfassen der MR-Daten innerhalb des zentralen Bereichs auftreten. Mit anderen Worten wird nur der zentrale Bereich des K-Raums „laut” gemessen, während die Messung des weitaus größeren Bereichs des K-Raums „leise” verläuft.
Da die MR-Daten, welche im zentralen Bereich des K-Raums gemessen werden, maßgeblich den Kontrast eines Bildes bestimmen, welches aus den erfassten MR-Daten rekonstruiert wird, hat die beim Erfassen der MR-Daten außerhalb des zentralen Bereichs größere Zeitspanne vorteilhafterweise nahezu keine negativen Auswirkungen auf den Kontrast.
Wenn beispielsweise das Verhältnis zwischen dem zentralen Bereich des K-Raums und dem Rest des K-Raums 1:20 beträgt, ist deutlich weniger als 6% der Aufnahmezeit als „laut” anzusehen. Durch ein entsprechendes Mischen der „laut” und „leise” erfassten K-Raum-Zeilen kann die Lautstärke beim Erfassen der MR-Daten im Mittel signifikant gesenkt werden.
Die vorliegende Erfindung setzt Spin-Echo-Sequenzen oder Gradienten-Echo-Sequenzen ein.
Bei Spin-Echo-Sequenzen wird vor dem Erfassen der MR-Daten jeder K-Raum-Zeile ein Refokussierungspuls geschaltet. Dabei entspricht derjenige Refokussierungspuls, welcher direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile eingestrahlt wird, dem HF-Puls, welcher den Beginn der oben definierten Zeitspanne für die jeweilige K-Raum-Zeile definiert.
Mit anderen Worten ist erfindungsgemäß bei Spin-Echo-Sequenzen der zeitliche Abstand zwischen dem Refokussierungspuls direkt vor dem Erfassen der MR-Daten einer K-Raum-Zeile und dem Spin-Echo kürzer, wenn diese K-Raum-Zeile im zentralen Bereich liegt, als wenn diese K-Raum-Zeile außerhalb des zentralen Bereichs liegt.
Erfindungsgemäß ist es dabei möglich, auf die so genannten Crusher-Gradienten, welche vor und/oder nach jedem Refokussierungspuls geschaltet werden, zu verzichten, wenn die MR-Daten der entsprechenden K-Raum-Zeilen zweimal mit verschiedenen Refokussierungspulsen erfasst werden. Dabei wird der Phasenzyklus des Refokussierungspulses bei der ersten Messung der K-Raum-Zeile entgegengesetzt zu dem Phasenzyklus des Refokussierungspulses für die zweite Messung derselben K-Raum-Zeile eingestellt. Indem die MR-Daten der beiden Messungen derselben K-Raum-Zeile quasi gemittelt werden, können Störungen, welche sonst durch die Crusher-Gradienten vermieden werden, herausgerechnet werden. Da das doppelte Messen derselben K-Raum-Zeile Zeit kostet, wird diese Variante möglichst nur zum Erfassen der MR-Daten der K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich des K-Raums eingesetzt.
Es sei darauf hingewiesen, dass es erfindungsgemäß auch möglich ist, die Crusher-Gradienten zu schalten, obwohl dieselbe K-Raum-Zeile zweifach mit entgegengesetzten Phasenzyklen der Refokussierungspulse erfasst wird.
Der entgegengesetzte Phasenzyklus bedeutet insbesondere, dass die Phase des Refokussierungspulses bei der ersten Messung 0° (180°) und bei der zweiten Messung 180° (0°) beträgt.
Da der Crusher-Gradient mit der zeitkritischste Gradient ist und in der Regel eine hohe Anstiegsrate aufweist, wird durch den Wegfall der Crusher-Gradienten vorteilhafterweise eine weitere Quelle einer hohen Lautstärkeerzeugung eliminiert.
Erfindungsgemäß ist es auch möglich, dass ausgehend von demselben HF-Anregungspuls mehrere K-Raum-Zeilen in einem Echozug erfasst werden, indem für jede K-Raum-Zeile ein jeweiliger Refokussierungspuls eingestrahlt wird. Dabei ist der so genannte Echoabstand zwischen zwei zeitlich benachbarten Refokussierungspulsen für denselben Echozug konstant. Bei dieser Ausführungsform wird der Echoabstand zeitlich kürzer gewählt, wenn in dem Echozug K-Raum-Zeilen enthalten sind, welche in dem zentralen Bereich des K-Raums liegen, als wenn dies nicht der Fall wäre.
Anders ausgedrückt wird gemäß dieser Ausführungsform zwischen zwei verschiedenen Typen von Echozügen unterschieden. Mit dem ersten Typ werden mehrere K-Raum-Zeilen erfasst, wobei zumindest eine dieser K-Raum-Zeilen innerhalb des zentralen Bereichs liegt. Mit dem zweiten Typ werden ebenfalls mehrere K-Raum-Zeilen erfasst, wobei allerdings keine dieser K-Raum-Zeilen innerhalb des zentralen Bereichs liegt. Die Zeitspanne bzw. der Echoabstand wird bei dem ersten Typ kürzer oder kleiner eingestellt als bei dem zweiten Typ. Dabei kann insbesondere bei den Echozügen des ersten Typs auf die lauten Crusher-Gradienten verzichtet werden, indem die jeweiligen K-Raum-Zeilen zweifach gemessen werden, wie es vorab beschrieben ist.
Bei Gradienten-Echo-Sequenzen wird vor dem Erfassen der MR-Daten jeder K-Raum-Zeile ein dephasierender Gradient gefolgt von einem rephasierenden Gradienten geschaltet. Bei einer Gradienten-Echo-Sequenz entspricht der HF-Anregungspuls dem HF-Puls, welcher den Beginn der Zeitspanne definiert.
Mit anderen Worten ist erfindungsgemäß bei Gradienten-Echo-Sequenzen der zeitliche Abstand zwischen dem HF-Anregungspuls und dem Echo, d. h. die Echozeit, für eine K-Raum-Zeile kürzer, wenn diese K-Raum-Zeile im zentralen Bereich liegt, als wenn diese K-Raum-Zeile außerhalb des zentralen Bereichs liegt.
Bei dem Erfassen der MR-Daten einer K-Raum-Zeile, welche in dem zentralen Bereich des K-Raums liegt, kann es sich bei dem HF-Anregungspuls um einen Halbpuls handeln, um möglichst rasch einen dephasierenden Gradienten schalten zu können. Dabei werden zwei Messungen zum Erfassen der MR-Daten derselben K-Raum-Zeile durchgeführt. Ein Schichtselektionsgradient, welcher bei der ersten Messung der jeweiligen K-Raum-Zeile eingesetzt wird, weist im Vergleich zu dem Schichtselektionsgradienten, welcher bei der zweiten Messung derselben K-Raum-Zeile eingesetzt wird, denselben Betrag, aber ein anderes Vorzeichen auf.
Da Halbpulse ihr Maximum am Ende ihres Zeitintervalls aufweisen, muss in Schichtselektionsrichtung nur ein sehr geringes dephasierendes Moment aufgebracht werden, was zeitunkritisch und leise vor dem Beginn des Erfassens der MR-Daten erzeugt werden kann. Zwar verdoppelt sich die Messzeit für die K-Raum-Zeilen innerhalb des zentralen Bereichs; da aber der zentrale Bereich nur einen geringen Prozentsatz (z. B. 6%) des gesamten K-Raums umfasst, erhöht sich die Messzeit für den gesamten K-Raum kaum.
Es ist vorteilhafterweise auch möglich, den Halbpuls und den Schichtselektionsgradienten derart einzustellen, dass nahezu keine Dephasierung durch den Schichtselektionsgradienten auftritt, so dass vorteilhafterweise auf eine anschließende Rephasierung in Schichtselektionsrichtung verzichtet werden kann.
Bei dieser Ausführungsform wird ein Schichtselektionsgradient eingesetzt, dessen Größe sich während der Zeit, in welcher der Halbpuls eingestrahlt wird, ändert. Dadurch kann der Schichtselektionsgradient bereits heruntergefahren werden, während der Halbpuls noch aktiv ist.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform werden die K-Raum-Zeilen, welche in dem zentralen Bereich des K-Raums liegen, nur unvollständig erfasst. Dazu wird der dephasierende Gradient nur so kurz geschaltet, dass vor dem jeweiligen Gradientenecho der jeweiligen K-Raum-Zeile nur eine vorbestimmte Anzahl von K-Raum-Punkten erfasst wird. Diese vorbestimmte Anzahl ist dabei deutlich kleiner als die Hälfte der Anzahl von K-Raum-Punkten, welche bei einer vollständig erfassten K-Raum-Zeile abgetastet werden.
Durch dieses unvollständige Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich, welches durch die entsprechende Wahl der vorbestimmten Anzahl von K-Raum-Punkten parametrisierbar ist, kann eine kurze Echozeit auch mit im Vergleich zum Stand der Technik geringen dephasierenden und rephasierenden Gradientenmomenten erzielt werden.
Es sei angemerkt, dass es aufgrund der K-Raum-Symmetrie theoretisch ausreicht, nur die Hälfte der K-Raum-Punkte pro K-Raum-Zeile aufzunehmen. In der Praxis werden allerdings etwas mehr K-Raum-Punkte benötigt, weshalb die vorbestimmte Anzahl von K-Raum-Punkten vor dem Gradientenecho abgetastet werden.
Die vorbestimmte Anzahl der K-Raum-Punkte, welche vor dem jeweiligen Gradientenecho erfasst werden, ist dabei insbesondere für alle innerhalb des zentralen Bereichs des K-Raums liegenden K-Raum-Zeilen konstant.
Diese vorbestimmte Anzahl kann beispielsweise 15 Pixel betragen, wenn eine vollständige erfasste K-Raum-Zeile 256 Pixel umfasst. Da die Anzahl der K-Raum-Punkte, welche nach dem Gradientenecho erfasst werden, für alle K-Raum-Zeilen (unabhängig ob innerhalb oder außerhalb des zentralen Bereichs) gleich ist, ist für die K-Raum-Zeilen innerhalb des zentralen Bereichs die Anzahl der erfassten K-Raum-Punkte gleich (und beträgt z. B. (128 + 15) = 143 Pixel).
Gemäß einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform wird ein erstes Zeitintervall, in welchem der dephasierende Gradient geschaltet wird, nur so lang gewählt wie ein zweites Zeitintervall, in welchem ein Phasenkodiergradient geschaltet wird.
Zur kartesischen Abtastung des K-Raums wird nach der HF-Anregung ein Phasenkodiergradient geschaltet. Das zweite Zeitintervall (d. h. wie lange der Phasenkodiergradient geschaltet wird) hängt dabei maßgeblich vom Abstand der zu erfassenden K-Raum-Zeile vom K-Raum-Zentrum ab. Indem das erste Zeitintervall, in welchem der dephasierende Gradient geschaltet wird, gleich dem zweiten Zeitintervall, in welchem der Phasenkodiergradient geschaltet wird, eingestellt wird, wird die Echozeit durch das Schalten des dephasierenden Gradienten vorteilhafterweise nicht verlängert. Bei dieser Ausführungsform werden demnach von einer K-Raum-Zeile umso mehr K-Raum-Punkte erfasst, je weiter die K-Raum-Zeile vom K-Raum-Zentrum entfernt liegt.
Bei einer dreidimensionalen Erfassung des K-Raums werden in der Regel zwei Phasenkodiergradienten geschaltet. In diesem Fall wird das zweite Zeitintervall von demjenigen der beiden Phasenkodiergradienten definiert, welcher zeitlich länger zur Phasenkodierung der jeweiligen K-Raum-Zeile geschaltet wird.
Da das erste Zeitintervall, in welchem der dephasierende Gradient geschaltet wird, umso größer bzw. länger ist, je weiter die K-Raum-Zeile vom K-Raum-Zentrum entfernt ist, vergrößert sich auch die Echozeit entsprechend. Dabei erfolgt die Verlängerung der Echozeit stetig mit größer werdendem Abstand vom K-Raum-Zentrum, wodurch Bild-Artefakte im rekonstruierten Bild vermieden werden können.
Die längere Echozeit für die K-Raum-Zeilen am Rand des K-Raums verschlechtern den Bildkontrast bei aus den erfassten MR-Daten rekonstruierten MR-Bildern nur geringfügig, da der Bildkontrast maßgeblich durch die Echozeit für die K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich bestimmt wird.
Die nicht erfassten MR-Daten können nachträglich rekonstruiert werden. Damit eine stabile Bildphase erreicht wird, sollten deutlich mehr als die Hälfte der MR-Daten des K-Raums erfasst werden, was erfindungsgemäß der Fall ist, da im zentralen Bereich mehr als 50% der MR-Daten und am Rand des K-Raums 100% der MR-Daten erfasst werden. Diese stabile Bildphase ist für eine erfolgreiche Rekonstruktion der nicht erfassten MR-Daten wichtig.
Durch das unvollständige Erfassen der K-Raum-Zeilen kann trotz einer kleinen Echozeit für die K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich des K-Raums eine niedrige Bandbreite (z. B. 200 Hz/px) bei dem Erfassen der MR-Daten dieser K-Raum-Zeilen gewählt werden.
Durch die niedrige Bandbreite kann die Amplitude des Auslesegradienten und vor allem die Anstiegsrate des Auslesegradienten gering gehalten werden. Die niedrige Bandbreite führt vorteilhafterweise zu einem hohen Signal-Rausch-Verhältnis.
Bevorzugt wird die Wiederholungszeit TR für alle K-Raum-Zeilen konstant eingestellt.
Da die K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich des K-Raums unvollständig erfasst werden, könnte die Wiederholungszeit für diese K-Raum-Zeilen kleiner bzw. kürzer eingestellt werden als die Wiederholungszeit für am Rand des K-Raums liegende K-Raum-Zeilen. Um allerdings den eingeschwungenen Zustand (steady state) der Magnetisierung während der gesamten Messung (d. h. der Erfassung aller K-Raum-Zeilen) möglichst konstant zu halten, wird die gleiche Wiederholungszeit für alle K-Raum-Zeilen gewählt.
Insbesondere zum Erfassen der MR-Daten außerhalb des zentralen Bereichs wird ein asymmetrischer Puls für den HF-Anregungspuls eingesetzt.
Unter einem asymmetrischen Puls wird dabei ein Puls verstanden, welcher seinen Maximalwert kurz vor Ende des Zeitintervalls besitzt, in welchem der asymmetrische Puls zur Anregung eingestrahlt wird. Mit asymmetrischen Pulsen kann im Vergleich zu symmetrischen Pulsen vorteilhafterweise eine kürzere Echozeit erreicht werden, ohne dass die MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile zweimal erfasst werden müssen.
Gemäß der vorliegenden Erfindung können die MR-Daten schichtweise (d. h. zweidimensional) oder dreidimensional erfasst werden.
Es sei darauf hingewiesen, dass auch bei einer dreidimensionalen Erfassung der MR-Daten mit einer Art Schichtselektionsgradient gearbeitet werden kann, um den Volumenabschnitt (beispielsweise entlang von 60 mm) anzuregen. Da in diesem Fall die Amplituden des Schichtselektionsgradienten sehr gering sind, fällt auch das zu rephasierende Gradientenmoment in Schichtselektionsrichtung entsprechend gering aus, so dass die notwendige Rephasierung innerhalb des zur Phasenkodierung erforderlichen Zeitraums abgeschlossen werden kann. Bei einer dreidimensionalen Erfassung der MR-Daten kann daher in der Regel auf Halbpulse verzichtet werden.
Darüber hinaus kann eine parallele Bildgebung eingesetzt werden, um mit mehreren HF-Empfangsantennen die MR-Daten zeitlich parallel zu erfassen.
Bei der parallelen Bildgebung reduziert sich die Messzeit vorteilhafterweise um einen Faktor N (Anzahl der eingesetzten HF-Empfangsantennen).
Vorteilhafterweise kann die Anstiegsrate (slew rate) aller Gradienten beim Erfassen der MR-Daten derart eingestellt werden, dass diese Anstiegsrate maximal einem vorbestimmten Prozentsatz (z. B. 20%, besser 10% und am besten 5%) der maximalen Anstiegsrate entspricht, welche der Magnetresonanzanlage für den entsprechenden Gradienten möglich ist.
Mit anderen Worten entspricht die Anstiegsrate jedes Gradienten während der gesamten Messung höchstens dem vorbestimmten Prozentsatz der maximal möglichen Anstiegsrate. Auch kurze Überschreitungen dieses Prozentsatzes werden dabei nicht toleriert. Dadurch kann die von der Magnetresonanzanlage erzeugte Lautstärke vorteilhafterweise im Vergleich zum Stand der Technik deutlich reduziert werden.
Um für eine bestimmte Magnetresonanzanlage den vorbestimmten Prozentsatz zu ermitteln, kann auch im Vorfeld die Lautstärke jeweils für bestimmte Anstiegsraten des jeweiligen Gradienten gemessen werden. Da die Lautstärke mit steigender Anstiegsrate ansteigt, kann der vorbestimmte Prozentsatz der maximal möglichen Anstiegsrate als derjenige Prozentsatz der maximalen Anstiegsrate des jeweiligen Gradienten bestimmt werden, bei welchem die Lautstärke, welche sich bei diesem Prozentsatz der maximalen Anstiegsrate ergibt, gerade noch unterhalb oder zumindest nicht höher als ein vorbestimmter Lautstärke-Schwellenwert liegt.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird auch eine Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt in einem Untersuchungsobjekt bereitgestellt. Dabei umfasst die Magnetresonanzanlage einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, mindestens eine HF-Antenne und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der mindestens einen HF-Antenne, zum Empfang von von der oder den HF-Antennen aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung der MR-Bilder. Die Magnetresonanzanlage ist derart ausgestaltet, dass die Magnetresonanzanlage mit der mindestens einen HF-Antenne einen HF-Anregungspuls einstrahlt und die MR-Daten entlang von parallel verlaufenden K-Raum-Zeilen (kartesisch) mit der mindestens einen HF-Antenne erfasst. Dabei ist für jede K-Raum-Zeile eine Zeitspanne definiert, welche bei dem Einstrahlen eines HF-Pulses direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile beginnt und zu einem Zeitpunkt des Echos beim Erfassen der MR-Daten der entsprechenden K-Raum-Zeile endet. Die Magnetresonanzanlage ist ausgestaltet, um die Zeitspanne für diejenigen K-Raum-Zeilen, welche im zentralen Bereich des K-Raums liegen, kürzer einzustellen als für K-Raum-Zeilen, welche außerhalb dieses zentralen Bereichs liegen.
Die Vorteile der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage entsprechen dabei im Wesentlichen den Vorteilen des erfindungsgemäßen Verfahrens, welche vorab im Detail ausgeführt worden sind, so dass hier auf eine Wiederholung verzichtet wird.
Des Weiteren beschreibt die vorliegende Erfindung ein Computerprogrammprodukt, insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software, welche man in einen Speicher einer programmierbaren Steuerung bzw. einer Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage laden kann. Mit diesem Computerprogrammprodukt können alle oder verschiedene vorab beschriebene Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden, wenn das Computerprogrammprodukt in der Steuerung oder Steuereinrichtung der Magnetresonanzanlage läuft. Dabei benötigt das Computerprogrammprodukt eventuell Programmmittel, z. B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, um die entsprechenden Ausführungsformen der Verfahren zu realisieren. Mit anderen Worten soll mit dem auf das Computerprogrammprodukt gerichteten Anspruch insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software unter Schutz gestellt werden, mit welcher eine der oben beschriebenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden kann bzw. welche diese Ausführungsform ausführt. Dabei kann es sich bei der Software um einen Quellcode (z. B. C++), der noch compiliert (übersetzt) und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder um einen ausführbaren Softwarecode handeln, der zur Ausführung nur noch in die entsprechende Recheneinheit bzw. Steuereinrichtung zu laden ist.
Schließlich offenbart die vorliegende Erfindung einen elektronisch lesbaren Datenträger, z. B. eine DVD, ein Magnetband oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software (vgl. oben), gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen (Software) von dem Datenträger gelesen und in eine Steuereinrichtung bzw. Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage gespeichert werden, können alle erfindungsgemäßen Ausführungsformen des vorab beschriebenen Verfahrens durchgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung ermöglicht eine signifikante Reduzierung der Lautstärke einer Magnetresonanzanlage trotz geringer Echozeiten und trotz geringer Schichtdicken. Darüber hinaus kann die Erfindung generell beim Erfassen von MR-Daten mit einer Magnetresonanzanlage eingesetzt werden, um zumindest einen großen Teil der Messung (Erfassung der MR-Daten) im Vergleich zum Stand der Technik leise durchzuführen.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter erfindungsgemäßer Ausführungsformen mit Bezug zu den Figuren im Detail beschrieben.
In 1 ist schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage dargestellt.
In 2 ist zum Vergleich dargestellt, wie die K-Raum-Zeilen konventionell erfasst werden.
Demgegenüber ist in 3 dargestellt, wie die K-Raum-Zeilen erfindungsgemäß erfasst werden.
In 4 ist dargestellt, wie der K-Raum erfindungsgemäß bei einer Gradienten-Echo-Sequenz abgetastet wird.
In 5 ist eine erfindungsgemäße zweidimensionale Gradienten-Echo-Sequenz mit Halbpulsen dargestellt.
In 6 ist der Gradientenverlauf einer kompletten Messung des zweidimensionalen K-Raums dargestellt.
In 7 ist eine erfindungsgemäße dreidimensionale Gradienten-Echo-Sequenz dargestellt.
In 8 ist eine zweidimensionale erfindungsgemäße Turbo-Spin-Echo-Sequenz ohne Crusher-Gradienten dargestellt.
In 9 ist eine zweidimensionale erfindungsgemäße Turbo-Spin-Echo-Sequenz dargestellt.
In 10 ist ein Flussplan einer erfindungsgemäßen Turbo-Spin-Echo-Sequenz dargestellt.
In 11 ist ein Flussplan einer erfindungsgemäßen Gradienten-Echo-Sequenz dargestellt.
1 ist eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Untersuchungsbereich eines Objekts O, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegend in der Magnetresonanzanlage 5 angeordnet ist. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welchem die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers angeordnet werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenfeldsystem bzw. Gradientenfeldsystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen (auch zeitlich veränderbaren) 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. Der Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine (oder mehrere) Hochfrequenzantennen 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts O bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts O umsetzen. Jede Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer ringförmigen vorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen der jeweiligen 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 (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22, welches Teil einer Steuereinrichtung 10 der Magnetresonanzanlage 5 ist, umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagerechner 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-Sendespulen der Hochfrequenzantenne(n) 4 strahlt/en die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und resultierende Echosignale werden über die HF-Empfangsspule(n) abgetastet. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator) des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert, im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert und über den Ausgang 11 ausgegeben. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz 0 demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz 0 und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt über einen Ausgang 11 gewonnenen Messdaten ein MR-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-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude 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 MR-Bildes, welche z. B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgt über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
In 2 ist dargestellt, wie die K-Raum-Zeilen 41 nach dem Stand der Technik bei einer Turbo-Spin-Echo-Sequenz erfasst werden. Dabei beginnt ein Echozug mit der K-Raum-Zeile in der Nähe des K-Raum-Zentrums 43, wobei anschließend weiter vom K-Raum-Zentrum 43 entfernte K-Raum-Zeilen 41 erfasst werden. Dabei ist der Echoabstand, d. h. der zeitliche Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden Refokussierungspulsen, für alle K-Raum-Zeilen 41 konstant.
Im Gegensatz dazu ist in 3 dargestellt, wie die K-Raum-Zeilen 41, 42 erfindungsgemäß mit einer Turbo-Spin-Echo-Sequenz erfasst werden. Dabei beginnt der erste Echozug mit der K-Raum-Zeile 41, welche in 3 oberhalb des K-Raum-Zentrums 43 an das K-Raum-Zentrum 43 angrenzt. In diesem ersten Echozug werden dann anschließend die weiter oben in 3 liegenden K-Raum-Zeilen 41 erfasst. Der zweite Echozug beginnt mit der K-Raum-Zeile 41, welche in 3 unterhalb des K-Raum-Zentrums 43 an das K-Raum-Zentrum 43 angrenzt. Bei diesem zweiten Echozug werden dann anschließend die weiter unten in 3 liegenden K-Raum-Zeilen 41 erfasst. Der dritte Echozug beginnt mit der K-Raum-Zeile 42, welche direkt oberhalb der ersten K-Raum-Zeile 41 des ersten Echozugs liegt, und setzt mit den weiter oben liegenden K-Raum-Zeilen 42 fort. Der vierte Echozug beginnt mit der K-Raum-Zeile 42, welche direkt unterhalb der ersten K-Raum-Zeile 41 des zweiten Echozug liegt, und setzt mit den weiter unten liegenden K-Raum-Zeilen 42 fort.
Dabei beträgt der Echoabstand bei dem ersten und dem zweiten Echozug 8,5 ms, während der Echoabstand bei dem dritten und vierten Echozug 12 ms beträgt. Definiert man den zentralen Bereich des K-Raums als diejenigen beiden K-Raum-Zeilen 41, welche oben und unten an das K-Raum-Zentrum 43 angrenzen, werden die K-Raum-Zeilen 41 im zentralen Bereich des K-Raums mit einer kürzeren Echoabstand erfasst als K-Raum-Zeilen 42 außerhalb des zentralen Bereichs.
Im Allgemeinen wird der kürzere Echoabstand, welcher für Echozüge eingesetzt wird, welche zumindest teilweise MR-Daten im zentralen Bereich des K-Raums erfassen, abhängig von dem erforderlichen Kontrast gewählt. Der längere Echoabstand für die Echozüge, welche ausschließlich MR-Daten außerhalb des zentralen Bereichs erfassen, wird derart gewählt, dass der erforderliche Kontrast erzielt werden kann, aber dennoch eine vergleichsweise geringe Lautstärke der Magnetresonanzanlage beim Erfassen der MR-Daten vorliegt.
An der mit 3 dargestellten Ausführungsform erkennt man, dass erfindungsgemäß nicht alle außerhalb des zentralen Bereichs liegenden K-Raum-Zeilen mit einem größeren bzw. längeren Echoabstand erfasst werden als die innerhalb des zentralen Bereichs liegenden K-Raum-Zeilen 41.
Aufgrund des längeren Echoabstands können die K-Raum-Zeilen 42 mit einer leisen Gradientenschaltung erfasst werden, da genügend Zeit vorhanden ist, um die Gradienten leise zu schalten. Um auch die K-Raum-Zeilen 41, bei welchen der Echoabstand kürzer ist, leise schalten zu können, können beispielsweise die MR-Daten jeder K-Raum-Zeile 41 zweifach erfasst werden, wobei die beiden eingesetzten Refokussierungspulse zueinander entgegengesetzte Phasenzyklen aufweisen, um dadurch auf die Crusher-Gradienten zu verzichten, wodurch letztendlich mehr Zeit zum Schalten der Gradienten gewonnen wird.
In 4 ist schematisch dargestellt, wie der K-Raum 40 mit parallel in kx-Richtung (Ausleserichtung) verlaufenden K-Raum-Zeilen erfasst wird. Dabei ist der K-Raum 40 zum einen durch die senkrecht zur Ausleserichtung stehende Ebene 25 in zwei Abschnitte 47, 48 unterteilt. Zum anderen ist der K-Raum 40 in einen zentralen Bereich 44 und einen nicht-zentralen Bereich (ohne Bezugszeichen) unterteilt. Die Ebene 25 weist dabei einen Abstand 26 vom K-Raum-Zentrum 43 auf, welcher einer vorbestimmten Anzahl von K-Raum-Punkten (zum Beispiel 15 Pixel) entspricht. Der zentrale Bereich 44 ist symmetrisch zu einer in Ausleserichtung kx durch das K-Raum-Zentrum 43 verlaufenden Geraden 24 ausgebildet und weist in Richtung ky eine Abmessung 27 auf, welche ebenfalls einer weiteren Anzahl von K-Raum-Punkten oder K-Raum-Zeilen (z. B. 15 Pixel) entspricht.
Ähnlich wie der K-Raum 40 ist der zentrale Bereich 44 durch die Ebene 25 in zwei Abschnitte 45, 46 unterteilt. Beim Erfassen der MR-Daten der im zentralen Bereich 44 liegenden K-Raum-Zeilen werden nur diejenigen K-Raum-Punkte erfasst, welche innerhalb des Abschnitts 45 liegen, während die im Abschnitt 46 liegenden K-Raum-Punkte 50 nicht erfasst werden. In ähnlicher Weise werden beim Erfassen der MR-Daten der außerhalb des zentralen Bereichs 44 liegenden K-Raum-Zeilen die im K-Raum-Abschnitt 49 liegenden K-Raum-Punkte 50 nicht erfasst.
Wie nun der K-Raum 40 mit Hilfe einer erfindungsgemäßen Gradienten-Echo-Sequenz abgetastet wird, wird mit 5 erläutert.
Um eine K-Raum-Zeile abzutasten, wird zuerst ein HF-Anregungspuls 31 in Form eines so genannten Halbpulses eingestrahlt, während gleichzeitig ein Schichtselektionsgradient 32 geschaltet wird. Da der Halbpuls 31 sein Maximum am Ende des Pulses aufweist, muss vorteilhafterweise nur ein sehr geringes dephasierendes Moment in Schichtselektionsrichtung kz geschaltet werden, welches ohne Probleme innerhalb der Echozeit TE geschaltet werden kann. Direkt nach dem HF-Anregungspuls 31 erfolgt das Schalten eines Phasenkodiergradienten 34 und das Schalten eines dephasierenden Gradienten 38 in Ausleserichtung kx. Direkt nach dem dephasierenden Gradienten 38 wird der Auslesegradient 33 geschaltet. Die Messzeit TS (d. h. das Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile) beginnt, nachdem der Auslesegradient 33 seinen Maximalwert erreicht hat.
Das Gradientenecho tritt auf, sobald das von dem Auslesegradienten 33 erzeugte Gradientenmoment dem von dem dephasierenden Gradienten 38 erzeugten Gradientenmoment entspricht. Die Zeitspanne vom Beginn des dephasierenden Gradienten 38 bis zu dem Echo wird als Echozeit TE bezeichnet. Der Zeitpunkt des Gradientenechos bzw. das Ende der Echozeit TE entspricht in 4 der Geraden 28, welche senkrecht zur Ausleserichtung kx durch das K-Raum-Zentrum 43 verläuft. Der Beginn der Messung der K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich 44 entspricht in 4 der Ebene 25. Anders ausgedrückt, wird zum Beginn der Messzeit TS ein K-Raum-Punkt der Ebene 25 erfasst, während zum Zeitpunkt des Gradientenechos ein K-Raum-Punkt der Geraden 28 erfasst wird.
Da der dephasierende Gradient 38 bei den K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich 44 zur Erzeugung einer kurzen Echozeit TE nur kurz geschaltet wird, werden nur wenige K-Raum-Punkte vor dem Gradientenecho erfasst, was durch den kurzen Abstand 26 dargestellt ist.
Da zur Messung der innerhalb des zentralen Bereichs 44 liegenden K-Raum-Zeilen Halbpulse 31 eingesetzt werden, muss die Messung derselben K-Raum-Zeile mit entgegengesetzt geschaltetem Schichtselektionsgradienten 32 wiederholt werden, wie dies in 5 dargestellt ist.
Bei K-Raum-Zeilen außerhalb des zentralen Bereichs 44 muss das von dem Phasenkodiergradienten 34 vor der Messzeit T_s zu erzeugende Gradientenmoment umso größer sein, je weiter die jeweilige K-Raum-Zeile vom K-Raum-Zentrum 43 entfernt ist. Da der Phasenkodiergradient 34 umso länger geschaltet werden muss, je größer das zu erzeugende Gradientenmoment ist, kann auch der dephasierende Gradient 38 entsprechend länger geschaltet werden. Damit wandert der Anfangspunkt der jeweiligen K-Raum-Zeile in 4 umso weiter nach links, je größer der Abstand der K-Raum-Zeile vom K-Raum-Zentrum 43 ist. Aus diesem Grund weist der K-Raum-Abschnitt 49, welcher die nicht erfassten K-Raum-Punkte 50 umfasst, den dargestellten dreieckförmigen Verlauf auf.
Zusammengefasst werden die im K-Raum-Abschnitt 47 enthaltenen K-Raum-Punkte für jede K-Raum-Zeile erfasst, während die im K-Raum-Abschnitt 48 liegenden K-Raum-Punkte nur für den Bereich außerhalb des K-Raum-Abschnitts 49 erfasst werden.
In 6 ist der Gradientenverlauf für die komplette Messung dargestellt, wobei der K-Raum 40 zweimal erfasst wird. Insbesondere am Verlauf des Auslesegradienten Gx erkennt man die Analogie zu 4. In denjenigen Zeiträumen, in welchen der Auslesegradient Gx seinen Maximalwert aufweist, werden die K-Raum-Zeilen am oberen oder unteren Rand des K-Raums 40 abgetastet, bei welchen die MR-Daten jedes Punkts der K-Raum-Zeile erfasst werden. In denjenigen Zeiträumen, in welchen der Auslesegradient Gx seinen Minimalwert aufweist, werden die K-Raum-Zeilen im zentralen Bereich 44 erfasst, bei welchen der dephasierende Gradient 38 und damit der Auslesegradient 33 am kürzesten geschaltet wird.
In 7 ist der Gradientenverlauf für ein dreidimensionales Erfassen von MR-Daten bei einer erfindungsgemäßen Gradienten-Echo-Sequenz dargestellt.
Im Gegensatz zu der in 5 dargestellten Gradienten-Echo-Sequenz handelt es sich bei dem HF-Anregungspuls 36 in 7 um einen symmetrischen Puls. Daher fällt der zeitliche Beginn der Echozeit TE mit der Mitte des Zeitintervalls zusammen, in welchem der HF-Anregungspuls 36 eingestrahlt wird. Zeitgleich mit dem HF-Anregungspuls 36 wird ein Schichtselektionsgradient 32 geschaltet, welcher im Vergleich zu 5 wesentlich kleiner ist, da keine Schicht, sondern der gesamte Volumenabschnitt angeregt wird. Da es sich um eine dreidimensionale Datenerfassung handelt, werden zwei Phasenkodiergradienten 34 bzw. Gy, Gz geschaltet.
Unten ist in 7 das Gradientenmoment 51 für den Gradienten Gx dargestellt. Zu dem Zeitpunkt, zu welchem das Gradientenmoment 51 die 0-Linie schneidet, wird das Gradientenecho erzeugt, wobei dieser Zeitpunkt auch das Ende der Echozeit TE markiert.
In 8 ist eine erfindungsgemäße Turbo-Spin-Echo-Sequenz dargestellt.
Nach einem HF-Anregungspuls 36 (einem 90°-Puls), welcher gleichzeitig mit einem Schichtselektionsgradienten 32 geschaltet wird, wird ein HF-Refokussierungspuls 35 (ein 180°-Puls) gleichzeitig mit einem weiteren Schichtselektionsgradienten 32 eingestrahlt. Da der Refokussierungspuls 35 die seit dem HF-Anregungspuls 36 dephasierenden Spins wieder rephasieren lässt, tritt das Spinecho ein Zeitintervall T nach dem Refokussierungspuls 35 auf, wobei dieses Zeitintervall T auch den zeitlichen Abstand zwischen dem HF-Anregungspuls 36 und dem folgenden Refokussierungspuls 35 definiert. Die über die Zeile ADC dargestellte Messzeit weist ihre zeitliche Mitte exakt zum Zeitpunkt des Spinechos auf.
Das Zeitintervall T, welches beim Maximalwert des Refokussierungspuls 35 beginnt und beim Spinecho endet, wird erfindungsgemäß für K-Raum-Zeilen innerhalb des zentralen Bereichs kürzer gewählt als für K-Raum-Zeilen außerhalb des zentralen Bereichs. Dabei entspricht das Zeitintervall T der Hälfte des Echoabstands ESP, welcher zum einen den Abstand zwischen zwei zeitlich aufeinanderfolgenden Spinechos und zum anderen den Abstand von zwei zeitlich aufeinanderfolgenden Refokussierungspulsen 35 definiert.
Zum Auslesen jeder K-Raum-Zeile muss nach dem Refokussierungspuls 35 der Phasenkodiergradient 34 geschaltet werden, bevor die MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile bei geschaltetem Auslesegradienten 33 erfasst werden. Dabei beginnt die Messzeit ADC erst, wenn der Auslesegradient 33 seinen Maximalwert erreicht hat.
In 9 ist eine weitere erfindungsgemäße Turbo-Spin-Echo-Sequenz dargestellt.
Im Unterschied zu 8 werden bei der in 9 dargestellten Sequenz Crusher-Gradienten 37 vor bzw. nach dem Schichtselektionsgradienten 32 für die Refokussierungspulse 35 geschaltet.
Es sei darauf hingewiesen, dass bereits beim Anstieg des Auslesegradienten 33 MR-Daten erfasst werden können, was als Rampensampling bezeichnet wird.
Zur Übersicht ist in 10 schematisch ein Flussplan zum Erfassen der MR-Daten in einem K-Raum mit einer erfindungsgemäßen Turbo-Spin-Echo-Sequenz dargestellt.
Nachdem im Schritt S1 der HF-Anregungspuls eingestrahlt wird, wird im folgenden Schritt S2 ein HF-Refokussierungspuls eingestrahlt, bevor anschließend im Schritt 93 die MR-Daten einer K-Raum-Zeile erfasst werden. Anschließend wiederholen sich die Schritte S2 und S3, um ausgehend von demselben HF-Anregungspuls im Zuge eines Echozugs weitere K-Raum-Zeilen zu erfassen. Wenn alle K-Raum-Zeilen des Echozugs erfasst worden sind, beginnt ein neuer Echozug, indem ein weiterer HF-Anregungspuls im Schritt S1 eingestrahlt wird und im Zuge dieses weiteren Echozugs weitere HF-Refokussierungspulse im Schritt S2 eingestrahlt werden, um im folgenden Schritt S3 jeweils eine K-Raum-Zeile zu erfassen. Die Sequenz endet, wenn die MR-Daten aller K-Raum-Zeilen des K-Raums erfasst worden sind.
In ähnlicher Weise ist in 11 schematisch ein Flussplan zum Erfassen der MR-Daten in einem K-Raum mit einer erfindungsgemäßen Gradienten Echo-Sequenz dargestellt.
Dabei wird pro zu erfassender K-Raum-Zeile im Schritt S1 ein HF-Anregungspuls eingestrahlt, wobei anschließend ein dephasierender Gradient im Schritt S2, gefolgt von einem rephasierenden Gradienten im Schritt S3, geschaltet wird, bevor im Schritt S4 die MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile erfasst werden.

Claims

Verfahren zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts (O) mittels einer Magnetresonanzanlage (5), wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Einstrahlen eines HF-Anregungspulses (31; 36), und Erfassen der MR-Daten in Form von parallel verlaufenden K-Raum-Zeilen, wobei für jede K-Raum-Zeile eine Zeitspanne (TE; T) definiert ist, welche bei dem Einstrahlen eines HF-Pulses (31; 35) direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile beginnt und zum Zeitpunkt des Echos beim Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile endet, wobei diese Zeitspanne (TE; T) für diejenigen K-Raum-Zeilen, welche im zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, kürzer eingestellt wird als für K-Raum-Zeilen, welche außerhalb des zentralen Bereichs (44) liegen, wobei vor dem Erfassen der MR-Daten einer K-Raum-Zeile ein Refokussierungspuls (35) geschaltet wird, und wobei der Refokussierungspuls (35), welcher direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile eingestrahlt wird, dem HF-Puls entspricht, welcher den Beginn der Zeitspanne (T) für die jeweilige K-Raum-Zeile definiert.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Daten der K-Raum-Zeilen, welche in dem zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, zweimal erfasst werden, und dass die beiden Messungen der MR-Daten mit zueinander entgegengesetzten Phasenzyklen der jeweiligen Refokussierungspulse (35) durchgeführt werden, um Störungen herauszurechnen.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass kein Crusher-Gradient (37) direkt vor oder direkt nach dem Refokussierungspuls (35) geschaltet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1–3, dadurch gekennzeichnet, dass ausgehend von demselben HF-Anregungspuls (36) mehrere K-Raum-Zeilen in einem Echozug erfasst werden, indem vor jeder K-Raum-Zeile der HF-Refokussierungspuls (35) eingestrahlt wird, dass ein Echoabstand (ESP) zwischen zwei zeitlich benachbarten Refokussierungspulsen (35) in demselben Echozug konstant ist, und dass der Echoabstand (ESP) kürzer eingestellt wird, wenn der Echozug K-Raum-Zeilen umfasst, welche in dem zentralen Bereich (44) liegen, als wenn dies nicht der Fall ist.
Verfahren zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts (O) mittels einer Magnetresonanzanlage (5), wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Einstrahlen eines HF-Anregungspulses (31; 36), und Erfassen der MR-Daten in Form von parallel verlaufenden K-Raum-Zeilen, wobei für jede K-Raum-Zeile eine Zeitspanne (TE; T) definiert ist, welche bei dem Einstrahlen eines HF-Pulses (31; 35) direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile beginnt und zum Zeitpunkt des Echos beim Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile endet, wobei die Zeitspanne (TE; T) für diejenigen K-Raum-Zeilen, welche in einem zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, kürzer eingestellt wird als für K-Raum-Zeilen, welche außerhalb des zentralen Bereichs (44) liegen, wobei vor dem Erfassen der MR-Daten einer K-Raum-Zeile ein dephasierender Gradient (38) und ein rephasierender Gradient (33) geschaltet wird, und wobei der HF-Anregungspuls (31) dem HF-Puls entspricht, welcher den Beginn der Zeitspanne (TE) definiert.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass bei dem Erfassen der MR-Daten für die K-Raum-Zeilen, welche in dem zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, der HF-Anregungspuls ein Halbpuls (31) ist, und dass die MR-Daten für diese K-Raum-Zeilen, mit zwei Messungen erfasst werden, wobei ein Schichtselektionsgradient (32) bei der ersten Messung der K-Raum-Zeile zu dem Schichtselektionsgradienten (32) bei der zweiten Messung derselben K-Raum-Zeile entgegengesetzt ist.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Halbpuls (31) und der Schichtselektionsgradient (32) derart eingestellt werden, dass keine Dephasierung durch den Schichtselektionsgradienten (32) auftritt, so dass auf eine Rephasierung in Schichtselektionsrichtung verzichtet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5–7, dadurch gekennzeichnet, dass die K-Raum-Zeilen, welche in dem zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, unvollständig erfasst werden, indem der dephasierende Gradient (38) nur so kurz geschaltet wird, dass vor dem jeweiligen Gradientenecho der jeweiligen K-Raum-Zeile nur eine vorbestimmte Anzahl von K-Raum-Punkten erfasst wird, welche kleiner als die Hälfte der Anzahl der K-Raum-Punkte einer vollständig erfassten K-Raum-Zeile ist.
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die vorbestimmte Anzahl für alle K-Raum-Zeilen, welche in dem zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, konstant ist.
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein erstes Zeitintervall, in welchem der dephasierende Gradient (38) geschaltet wird, maximal so lang gewählt wird wie ein zweites Zeitintervall, in welchem ein Phasenkodiergradient (34) geschaltet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5–10, dadurch gekennzeichnet, dass die Bandbreite bei dem Erfassen der MR-Daten der K-Raum-Zeilen, welche in dem zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, unterhalb eines vorbestimmten Schwellenwerts eingestellt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5–11, dadurch gekennzeichnet, dass die Wiederholungszeit für alle K-Raum-Zeilen konstant gewählt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5–12, dadurch gekennzeichnet, dass der HF-Anregungspuls ein asymmetrischer Puls ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Daten in dem Volumenabschnitt schichtweise oder dreidimensional erfasst werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere HF-Empfangsantennen eingesetzt werden, um die MR-Daten zeitlich parallel zu erfassen.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Gradient (36, 37) nur mit einer Anstiegsrate geschaltet wird, welche maximal einem vorbestimmten Prozentsatz der maximalen Anstiegsrate des Gradienten entspricht.
Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts (O), wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), mindestens eine HF-Antenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der mindestens einen HF-Antenne (4), zum Empfang von von der mindestens einen HF-Antenne (4) aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale umfasst, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) derart ausgestaltet ist, dass die Magnetresonanzanlage (5) mit der mindestens einen HF-Antenne (4) einen HF-Anregungspuls (31; 36) einstrahlt und die MR-Daten in Form von parallel verlaufenden K-Raum-Zeilen mit der mindestens einen HF-Antenne (4) erfasst, wobei für jede K-Raum-Zeile eine Zeitspanne (TE; T) definiert ist, welche bei dem Einstrahlen eines HF-Pulses (31; 35) direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile beginnt und zum Zeitpunkt des Echos beim Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile endet, wobei die Magnetresonanzanlage (5) derart ausgestaltet ist, dass sie die Zeitspanne (TE; T) für diejenigen K-Raum-Zeilen, welche im zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, kürzer einstellt als für K-Raum-Zeilen, welche außerhalb des zentralen Bereichs (44) liegen, und dass sie vor dem Erfassen der MR-Daten einer K-Raum-Zeile einen Refokussierungspuls (35) schaltet, wobei der Refokussierungspuls (35), welcher direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile eingestrahlt wird, dem HF-Puls entspricht, welcher den Beginn der Zeitspanne (T) für die jeweilige K-Raum-Zeile definiert.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 2–4 oder Anspruch 1 und einem der Ansprüche 14–16 ausgestaltet ist.
Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts (O), wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), mindestens eine HF-Antenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der mindestens einen HF-Antenne (4), zum Empfang von von der mindestens einen HF-Antenne (4) aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale umfasst, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) derart ausgestaltet ist, dass die Magnetresonanzanlage (5) mit der mindestens einen HF-Antenne (4) einen HF-Anregungspuls (31; 36) einstrahlt und die MR-Daten in Form von parallel verlaufenden K-Raum-Zeilen mit der mindestens einen HF-Antenne (4) erfasst, wobei für jede K-Raum-Zeile eine Zeitspanne (TE; T) definiert ist, welche bei dem Einstrahlen eines HF-Pulses (31; 35) direkt vor dem Erfassen der jeweiligen K-Raum-Zeile beginnt und zum Zeitpunkt des Echos beim Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Zeile endet, wobei die Magnetresonanzanlage (5) derart ausgestaltet ist, dass sie die Zeitspanne (TE; T) für diejenigen K-Raum-Zeilen, welche im zentralen Bereich (44) des K-Raums (40) liegen, kürzer einstellt als für K-Raum-Zeilen, welche außerhalb des zentralen Bereichs (44) liegen, und dass sie vor dem Erfassen der MR-Daten einen dephasierenden Gradienten (38) und einen rephasierenden Gradienten (33) schaltet, und wobei der HF-Anregungspuls (31) dem HF-Puls entspricht, welcher den Beginn der Zeitspanne (TE) definiert.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 6–13 oder Anspruch 5 und einem der Ansprüche 14–16 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt, welches ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–17 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (10) der Magnetresonanzanlage (5) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einer Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1–17 durchführen.