DE102004029025A1 - Verfahren zur Darstellung von Gewebe mit sehr kurzer T2-Relaxationszeit in der Magnetresonanz-Tomographie - Google Patents

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Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanz-Tomographie, MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur Ermittlung von T2-gewichteten Bildern von Gewebe mit kurzer T2-Zeit in der MRT-Bildgebung, DOLLAR A dadurch gekennzeichnet, DOLLAR A dass im Rahmen einer Steady-State-Free-Precession-Sequenz mit nicht-schichtselektiven HF-Anregungspulsen und Projektions-Rekonstruktions-Methode pro Sequenzdurchlauf DOLLAR A jeweils ein erstes Steady-State-Signal in Form eines halben Echos und ein zweites Steady-State-Signal in Form eines weiteren halben Echos mit sehr kurzen Echozeiten TE¶1¶ und TE¶2¶ = 2TR - TE¶1¶ ausgelesen werden und durch gewichtete Addition so kombiniert werden, dass auf Basis der Sequenz ein MRT-Bild von Gewebe mit kurzer T2-Zeit erhalten wird.

Description

  • Verfahren zur Darstellung von Gewebe mit sehr kurzer T2-Relaxationszeit in der Magnetresonanz-Tomographie
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanz-Tomographie, MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur kontrastreichen Darstellung von Gewebe, welches eine sehr kurze T2-Relaxationszeit (sehr schneller Zerfall der Quermagnetisierung Mxy) aufweist.
  • Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 20 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstantem Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese „geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in dem jeweils interessierenden Bereich – auch FOV (engl.: Field-Of-View) genannt – in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden, was im Allgemeinen als „Ortskodierung" bezeichnet wird.
  • Während der Bildkontrast eines Bildes in der Computertomographie (CT) nur von der Elektronendichte des betrachteten Gewebes abhängt, wird das Kernresonanzsignal und damit der Charakter des MR-Bildes hauptsächlich durch die intrinsischen Gewebeparameter ρ, T1 und T2 bestimmt. Hierbei ist ρ die Protonendichte, T1 charakterisiert den Aufbau der Längsmagneti sierung Mz und T2 charakterisiert den Zerfall der Quermagnetisierung Mxy.
  • Um Fehlinterpretationen zu vermeiden, werden in der klinischen Routine immer mehrere MR-Bilder mit unterschiedlichen Aufnahmeparametern akquiriert, die so gewählt werden, dass der Bildkontrast der einzelnen Bilder hauptsächlich durch einen einzigen Gewebeparameter bestimmt wird. Man spricht in diesem Zusammenhang von T1-, T2- oder ρ-gewichteten Bildern. Teilweise geht man noch einen Schritt weiter und berechnet aus mehreren MR-Bildern, die mit unterschiedlichen Aufnahmeparametern akquiriert wurden, "reine" Parameterbilder.
  • Der Vorteil besteht darin, dass der Bildkontrast auf den berechneten Parameterbildern in den meisten Fällen größer ist als auf den gewichteten Aufnahmen. Die so erhaltenen MR-Bilder können schließlich dazu benutzt werden, um verschiedene normale und pathologische Gewebe zu charakterisieren.
  • Dabei ist es schwierig, derzeit Gewebe mit sehr kurzer T2-Relaxationszeit mit ausreichend positivem Kontrast darzustellen. Wasserstoffatomkerne, die in relativ unbeweglichen makromolekularen Strukturen eingebaut sind, tragen in der Regel nur wenig bzw. überhaupt nicht zum Bildsignal bei, da bei sehr kurzen T2-Zeiten (T2 << TE) das Kernresonanzsignal der Querrelaxation zum Zeitpunkt der Datenakquisition bereits auf Null abgeklungen ist.
  • Typische Gewebe dieser Art sind hauptsächlich im orthopädischen Bereich zu finden (Bänder, Meniskus im Knie), aber auch beispielsweise im Parenchym der Lunge. Alle herkömmlichen Spinecho- oder Gradientenecho-Sequenzen zeigen zum Beispiel Bänderrisse mit nur sehr geringer Intensität und sind oft nur vor dem Hintergrund fettigen Gewebes sichtbar. Fehlt dies, so können diese Strukturen nur schwer erkannt werden.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Verfahren bereitzustellen, welches es ermöglicht, auf einfache Weise Gewebe mit sehr kurzen T2-Relaxationszeiten mit hohem Kontrast darzustellen.
  • Diese Aufgabe wird gemäß der vorliegenden Erfindung durch die Merkmale des unabhängigen Anspruchs gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
  • Erfindungsgemäß wird im Verfahren beansprucht zur Ermittlung von T2-gewichteten Bildern von Gewebe mit kurzer T2-Zeit in der MRT-Bildgebung, dadurch gekennzeichnet, dass im Rahmen einer Steady-State-Free-Precession-Sequenz mit nicht-schichtselektiven HF-Anregungspulsen und Projektions-Rekonstruktions-Methode pro Sequenzdurchlauf jeweils ein erstes Steady-State-Signal in Form eines halben Echos und ein zweites Steady-State-Signal in Form eines weiteren halben Echos mit sehr kurzen Echozeiten TE1 und TE2 = 2TR – TE1 ausgelesen werden und durch gewichtete Addition so kombiniert werden, dass auf Basis der Sequenz ein MRT-Bild von Gewebe mit kurzer T2-Zeit erhalten wird.
  • Dabei erfolgt die Projektions-Rekonstruktionsmethode in einer ersten Ausführungsform der Erfindung zweidimensional in Kombination mit einer sehr kurzen 3D-Tabelle in Schichtrichtung.
  • In einer zweiten Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Projektions-Rekonstruktionsmethode dreidimensional auf Basis einer sphärischen Verteilungsfunktion v(Θ, ϕ, r) mit Θ, ϕ, r als sphärische Koordinaten.
  • In einer weiteren Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung sind die Gradientenpulse in allen Raumrichtungen so geartet, dass das erste Steady-State-Signal ein FISP-Signal und das zweite Steady-State-Signal ein PSIF-Signal ist oder die Gradientenpulse in allen Raumrichtungen sind so geartet, dass das erste Steady-State-Signal ein true-FISP-Signal und das zweite Steady-State-Signal ein T2 *-gewichtetes true-FISP-Signal ist.
  • Im Falle einer true-FISP-Sequenz sind die Gradientenpulse bipolar und punktsymmetrisch zu TR/2 oder aber – in einer weiteren möglichen Ausführungsform – multipolar und achsensymmetrisch zu TR/2 sind, wobei der Flächeninhalt der Gradientenpulse jeweils einer Achse insgesamt den Wert Null ergibt.
  • In diesem Falle kann bei TR/2 ein Echosignal akquiriert werden welches vorteilhafterweise als Navigatorsignal verwendet werden kann.
  • Insgesamt soll in der erfindungsgemäßen Sequenz die Summe der Quadrate der Gradientenamplituden konstant sein.
  • Erstes und zweites Steady-State-Signal werden jeweils durch ein half-Fourier-Verfahren rekonstruiert.
  • Das Verfahren ist dadurch gekennzeichnet, dass
    • – die kurze T2-Zeit im Bereich von Millisekunden,
    • – die sehr kurzen Echozeiten TE1 und TE2 im Bereich von mehreren hundert Mikrosekunden,
    • – die Dauer der sehr kurzen 3D-Tabelle im Bereich von mehreren hundert Mikrosekunden
    • – die Repetitionszeit TR im Bereich von wenigen Millisekunden,
    • – T2lang im Bereich von mehreren zehn Millisekunden bis zu Sekunden liegt.
  • Weiterhin wird eine Vorrichtung beansprucht, welche zur Durchführung eines Verfahrens gemäß der Ansprüche 1 bis 15 geeignet ist.
  • Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
  • 1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,
  • 2a zeigt schematisch eine DESS-Sequenz (engl.: Dual Echo in Steady State) mit Projektionsgradienten in x- und y- Richtung und eine kurze 3D-Tabelle in Schichtrichtung,
  • 2b zeigt schematisch eine DESS-Sequenz mit Projektionsgradienten in allen drei Raumrichtungen,
  • 2c zeigt schematisch eine True-FISP-Sequenz mit Projektionsgradienten in x- und y-Richtung und eine kurze 3D-Tabelle in Schichtrichtung,
  • 2d zeigt schematisch eine True-FISP-Sequenz mit Projektionsgradienten in allen drei Raumrichtungen,
  • 2e zeigt schematisch eine achsensymmetrische True-FISP-Sequenz mit Projektionsgradienten in allen drei Raumrichtungen,
  • 3 zeigt schematisch die Kombination in Form einer Subtraktion der Steady-State-Signale, die zu dem gewünschten T2-Bild führt,
  • 4 zeigt schematisch die Signaltendenz bei SSFP-Sequenzen bzw. bei deren Kombination, beides in Abhängigkeit von der T2-Relaxationszeit, und
  • 5 zeigt schematisch verschiedene bei einer konventionellen DESS-Sequenz verwendete und auftretende Signalverläufe.
  • 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
  • In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten Gy in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
  • Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil 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 Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler (engl.: Analog-Digital-Converter, ADC) in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das Kernspintomographiegerät mit einer sehr schnellen Steady-State-Sequenz betrieben, die durch sehr kurze Echozeiten TE charakterisiert ist. Die erfindungsgemäße Sequenz ist im Anlagenrechner 20 implementiert und wird von der Sequenzsteuerung 18 durchgeführt.
  • Ziel ist es, mit der erfindungsgemäßen Sequenz simultan zwei Steady-State-Free-Precession-Signale (SSFP-Signale) zu akquirieren, die sich beide hauptsächlich im T2-Kontrast voneinander unterscheiden. Durch eine gewichtete Subtraktion beider Datensätze lässt sich somit Gewebe ausschließlich mit sehr kurzem T2 positiv darstellen, wobei "sehr kurz" einen Bereich von einigen Millisekunden bedeutet, vorzugsweise eine Millisekunde. Dies wird im Folgenden näher erläutert.
  • Eine erste Möglichkeit mit einer einzigen Sequenz simultan zwei Kernspinresonanzsignale zu akquirieren besteht in der Applikation einer DESS-Sequenz (engl. Dual Echo Steady State, DESS).
  • DESS verknüpft eine FISP-Sequenz mit dem zusätzlichen Signalgewinn einer PSIF-Sequenz. Eine konventionelle DESS-Sequenz ist in 5 dargestellt. Das FISP-Echo wird nach jedem Anregungspuls α durch den ersten rephasierenden Puls des Auslesegradienten erzeugt. Insofern stellt FISP eine Gradientenechosequenz dar. Der dephasierende und rephasierende Phasenverlauf des Quermagnetisierungsvektors der FISP-Anregung ist in der 5 fett gekennzeichnet.
  • Die Grundidee von FISP (engl.: Fast Imaging with Steady Precession) besteht darin, die transversale Magnetisierung nach der Signalauslese zu restaurieren und für den nächsten Sequenzdurchgang zu nutzen. FISP allein führt bereits im Allgemeinen zu einem guten Kontrast für Gewebe mit unterschiedlichem T2. Die transversale Magnetisierung macht sich im darauffolgenden Sequenzdurchgang aber nur dann bemerkbar, wenn T2 immer noch lang genug ist oder die Echozeit TE entsprechend kurz gewählt wird. Mit dieser Bedingung verknüpft ist die Verwendung einer kurzen Repetitionszeit TR.
  • Die PSIF-Sequenz ist eine rückwärts ablaufende FISP-Sequenz (daher das Akronym "PSIF"). Bei der PSIF-Technik wird ausgenutzt, dass jeder HF-Puls nicht nur eine anregende, sondern auch eine refokussierende Komponente besitzt.
  • Betrachtet man mehrere Anregungen einer PSIF-Pulsfolge, wirkt die Anregung einer Messung refokussierend auf die Transversalkomponente (Quermagnetisierung) der vorhergehenden Messung: Der dephasierende und rephasierende Phasenverlauf des Quermagnetisierungsvektors der PSIF-Anregung ist im unteren Teil der 5 durch die dünne Linie dargestellt. Es wird ein Echo erzeugt, das mit dem zweiten rephasierenden Puls des Auslesegradienten ausgelesen wird. Da das PSIF-Signal, das mit der ersten Anregung erzeugt wird, erst am Ende des Zyklus zur zweiten Anregung ausgelesen wird, ist die Echozeit näherungsweise gleich der doppelten Repetitionszeit. PSIF besitzt eine ausgesprochen hohe T2-Wichtung (streng genommen fällt PSIF nicht in die Klasse der Gradientenechosequenzen; es handelt sich hier vielmehr um eine Spinechosequenz).
  • Die vorliegende Erfindung besteht nun unter anderem darin, die DESS-Sequenz so zu modifizieren, dass durch eine ebenso erfindungsgemäße Kombination beider erhaltenen Datensätze (Datensatz S+ von FISP und Datensatz S– von PSIF) ausschließlich Gewebe mit kurzem T2 positiv dargestellt wird.
  • Zum einen wird dies dadurch erreicht, dass die Echozeiten (TE1 für S+ und TE2 für S–) deutlich reduziert werden. Viel kürzere Echozeiten erreicht man mit nichtselektiven HF-Anregungspulsen (im Bereich von hundert Mikrosekunden im Gegensatz zu einigen Millisekunden bei schichtselektiven HF-Pulsen). Zum Anderen ist die Projektions-Rekonstruktionsmethode anzuwenden, wodurch einerseits auf die übliche (im Rahmen der herkömmlichen Spin-Warp-Technik zeitaufwändige) 2D-Phasenkodiertabelle verzichtet werden kann und andererseits die beiden Echosignale (S+ und S-) nur zur Hälfte gemessen werden müssen.
  • Insgesamt führt dies zu einem Sequenz-Schema, welches in 2a dargestellt ist. Aus den eben genannten Gründen stellt diese modifizierte DESS-Sequenz eine sehr schnelle Steady-State-Sequenz dar:
    Die HF-Pulse α sind nicht-schichtselektiv. Es wird die Projektionsrekonstruktions-Methode angewandt, weshalb auf die übliche deutlich längere 2D-Phasenkodiertabelle verzichtet werden kann. Um trotzdem dünne Schichten zu erhalten, wird in Schichtrichtung eine sehr kurze (im Bereich von mehreren hundert Mikrosekunden, vorzugsweise 500 μs) 3D-Tabelle geschaltet, die das angeregte Volumen phasenkodiert. Eine solche kurze 3D-Tabelle führt zu einer geringeren Auflösung in Schichtrichtung was im Rahmen der vorliegenden Erfindung aber in Kauf genommen werden kann. Während der ausgesprochen kurzen Phasenkodierung werden in x- und y-Richtung ebenso kurze dreieckförmige Dephasier- und Rephasier-Gradientenpulse (Ade, Are) geschalten, wobei durch die Bedingung Ade > Are gewährleistet wird, dass das jeweilige Signal S+ bzw. S– erst nach der Zeit TE1 bzw. nur vor der Zeit TE2 = 2TR – TE1 auftritt. Dabei liegen die Echozeiten TE1 bzw. TE2 im Bereich von mehreren hundert Mikrosekunden, vorzugsweise 300 μs; die Repetitionszeit TR liegt im Bereich weniger Millisekunden, vorzugsweise 3 ms).
  • Dabei tritt in einem Sequenzdurchlauf jeweils nur das halbe S+ bzw. S– Signal in Erscheinung. Die beiden halben Echosignale müssen jeweils mit einem "half-Fourier-Verfahren" rekonstruiert werden. Insofern ist auch hier das MRT-Bild im sogenannten Bildraum mittels Fourier-Transformation mit den gemessenen MRT-Daten im k-Raum (Frequenzraum) verknüpft. Allerdings wird im Gegensatz zu der 2- bzw. 3-dimensionalen Fou rier-Transformations-Tomographie im Rahmen der Projektions-Rekonstruktion unmittelbar nach der Schichtanregung ein gleichbleibender Gradient G um kleine Winkelinkremente Δϕ gedreht, wobei jedes Mal eine Projektion erzeugt wird. Die Rekonstruktion eines aus N × N Pixeln bestehenden Bildes erfordert demnach N unabhängige Projektionen, die ihrerseits durch N-Punkte definiert sind. Die so in Polarkoordinaten gewonnenen Projektionen können kartesisch durch zwei orthogonale Gradienten Gx und Gy beschrieben werden, wobei ohne Beschränkung der Allgemeinheit gilt:
    Figure 00110001
  • Ohne die Sequenzdauer signifikant zu verlängern, kann im Rahmen der Projektionsrekonstruktions-Methode statt der sehr kurzen 3D-Tabelle in Schichtrichtung durch simultane Anwendung eines dritten Projektionsgradienten Gz gemäß 2b eine sphärische Abtastung durchgeführt werden, mit den Gradienten
    Figure 00110002
    wobei Θ, ϕ, r Kugelkoordinaten (sphärische Koordinaten) und v(Θ, ϕ, r) die entsprechende Verteilungsfunktion der gesampelten Trajektorien darstellen. Die Inkrementierung erfolgt dabei um definierte Schrittweiten ΔΘ, Δϕ.
  • In 3 ist ein typischer Signalverlauf der gemessenen Datensätze S+ und S– ohne Einfluss des Auslesegradienten dargestellt. Die Abhängigkeiten der akquirierten Echosignale S+ und S– von den Amplituden (Akurz, Alang) und Relaxationszeiten von Gewebe mit zeitlich kurzer bzw. mit zeitlich langer Querrelaxation (T2kurz bzw. T2lang) sowie von den Sequenz-basierten Echozeiten TE1 und TE2 können mathematisch wie folgt formuliert werden:
    Figure 00120001
  • Typische Werte sind: T2kurz = 1 ms, Tlang = 60 ms, Amplituden Akurz = Alang bei einer ADC-Auslesezeit von jeweils 1 ms.
  • Dass der mathematische Ausdruck von S keinen T2kurz-Einfluss aufweist, entspricht der Tatsache, dass zum Auslesezeitpunkt von S die Quermagnetisierung von Gewebe mit kurzen T2 bereits wieder vollständig relaxiert ist; im Gegensatz zu S+, welches nach TE1 einen deutlichen T2-Einfluss von Gewebe mit kurzer T2-Konstante erfährt. Dieser T2-Einfluss (T2kurz) kann durch geeignete Parameterwahl der Messsequenz extrahiert werden:
    Wählt man TE1 und TE2 so, dass gilt: T2lang >> TE1 und zugleich T2lang >> TE2so erhält man nach der Subtraktion S+-S– durch Entwickeln der Terme mit Alang bzw. T2lang im Exponenten den Term
    Figure 00120002
    der wegen
    Figure 00120003
    vernachlässigt werden kann.
  • Die Subtraktion S+-S– führt somit zu einem "T2kurZ only"-Bild
    Figure 00120004
    welches im wesentlichen Gewebe mit sehr kurzer T2-Zeit positiv kontrastiert.
  • Die Abhängigkeit der Signaltendenz Δ von der T2-Relaxationszeit ist in 4 dargestellt. Die Abhängigkeiten der S+-bzw. S-Signale von T2 für unterschiedliche Echozeiten TE1 = 0,5 ms und TE2 = 6 ms haben einen Verlauf der den beiden durchgezogenen Kurven entspricht. Das Differenzsignal (gepunktete Kurve) hat ein deutliches Maximum bei sehr kurzen T2-Relaxationszeiten im Bereich von 2 bis 5 ms.
  • Die Sichtbarmachung von Gewebe mit sehr kurzer T2-Relaxationszeit beruht also auf der Anwendung einer sehr schnellen Steady-State-Sequenz bei der simultan zwei Signale mit unterschiedlicher T2-Wichtung gemessen werden. Eine solche muss nicht notwendigerweise durch eine modifizierte DESS-Sequenz (gemäß 2a, 2b) realisiert werden, dies können auch als zweite Möglichkeit zwei SSFP-Signale sein, die – basierend auf der True-FISP-Akquisitions-Technik – mit unterschiedlichen Echozeiten generiert werden.
  • In 2c ist eine solche Hybrid-True-FISP-SSFP-Sequenz dargestellt. Nach einem sehr kurzen nicht-schichtselektiven HF-Anregungspuls wird eine sehr kurze 3D-Tabelle in Schichtrichtung geschaltet und sofort anschließend ein True-FISP-Signal S1 generiert, welches durch Schalten zweier bipolarer Projektions-Gradienten Gx und Gy nach der Zeit TR-TE2 wieder refokussiert und T2*-gewichtet ausgelesen wird:
    Figure 00130001
    (Die Rampen der jeweiligen Gradientenpulse sind aus Gründen der Übersichtlichkeit weggelassen)
  • Auch hier wird die (zweidimensionale) Projektions-Rekonstruktionsmethode angewandt (Gx = G sinϕ, Gy = G cosϕ mit Gx 2 + Gy 2 = const), wobei es zur Generierung der True-FISP-Signale S1 und S2 notwendig ist, die Bipolarität so zu gestalten, dass das jeweilige Gradientenflächenintegral in jeder Richtung Null ergibt:
    Figure 00140001
    wobei Gi die Gradientenamplitude und ti die Gradientenbrenndauer darstellt mit i = x,y.
  • Die Sequenz in 2d unterscheidet sich von der Sequenz in 2c nur dadurch, dass die Projektions-Rekonstruktion dreidimensional ist. Das heißt, die Inkrementierung im Rahmen der Abtastung erfolgt über die sphärischen Koordinaten Θ, ϕ, wobei die Symmetrie der Bipolarität in Richtung i = z hinzukommt.
  • Gemäß 2e werden bei dreidimensionaler Projektions-Rekonstruktionsmethode die Gradienten aller drei Raumrichtungen Gx, Gy, Gz multipolar (in diesem Fall drei Pulse alternierend) geschaltet, wobei einerseits wiederum die True-FISP-Bedingung
    Figure 00140002
    gegeben ist und eine Achsensymmetrie der Sequenz bzgl. der Mittelachse zweier HF-Pulse (bei TR / 2) besteht. Letzteres führt zu einem zusätzlichen achsensymmetrischen Echosignal
    Figure 00140003
    am Ort der besagten Symmetrieachse, welches nicht zwingend ausgewertet bzw. genutzt werden muss, aber möglicherweise als Navigatorsignal dienen kann. Insgesamt führt eine Sequenz gemäß 2e zu einer Bewegungsinsensitiven Signalakquirierung.
  • Wie bei den Sequenzen gemäß 2a und 2b ist der Kontrast (z.B. Fett-Bänder-Muskel) des TE1-bildes, welches aus S1 mit Sequenzen gemäß der 2c, 2d oder 2c erhalten wird, sehr klein. Das aus S2 erhaltene simultan zu S1 aufgenommene Bild bei TE2 hat einen ähnlichen Kontrast wie das S1-Bild, wobei jedoch das Signal von dem Gewebe mit sehr kurzer Quer-Relaxation T2 zum Zeitpunkt TE2 durch T2-Zerfall vollständig abgeklungen ist. Auch hier lässt sich durch eine gewichtete Subtraktion der beiden Datensätze S1 und S2 ausschließlich Gewebe mit sehr kurzem T2 positiv darstellen.
  • Es sei darauf hingewiesen, dass die ADC-Auslesezeit in der Größenordnung von T2kurz sein sollte, um den Auflösungsverlust im Bild durch die asymmetrische T2-Filterwirkung auf die Messdaten gering zu halten. Aus diesem Grund sollte mit hohen Auslesebandbreiten gemessen werden.
  • Ferner ist zu bemerken, dass die simultan akquirierten SSFP-Signale S+, S bzw. S1, S2 nur dann nutzbar sind, wenn der Quo
    Figure 00150001
    nicht allzu groß ist, da sonst das Steady-State-Signal (im Falle sehr kurzer T2-Zeiten) in ein einfaches Gradientenechosignal übergeht und die Signale S+, S bzw. S1 und S2 verschwinden.
  • Zuletzt ist noch zu erwähnen, dass die Echozeiten der vorgeschlagenen Sequenzen klein sind gegenüber
    Figure 00150002
    weshalb keine störenden "opposed-Effekte" auftreten werden (δ = 3,3 ppm ist der chemical shift Wert der Fettprotonen zu den Wasserprotonen).
  • Bekanntlich können Gradientenechobilder an den Stellen, wo Fett und Wasser in einem Volumenelement enthalten sind, durch unterschiedliche Phasenlagen der Magnetisierungsvektoren zur Echozeit TE Signalauslöschungs-Artefakte zeigen. Da das S-Signal aber Spin-Echo-Charakter hat, weist es – was die Fett-Wasser-Magnetisierung anbelangt – zum S+-Signal stets die invertierte Phasenbeziehung auf.
  • Eine Möglichkeit, derartige Auslöschungsartefakte generell von vornherein auszuschalten, besteht z.B. in der Anwendung eines sehr kurzen spektral selektiven aber nicht-ortsselektiven sogenannten 1λ1-1λ2-HF-Anregungspulses mit geeigneter Phasenlage λ zwischen flip- und return-Pulsen (z.B. λ1 = 0°, λ2 = 130°).

Claims (16)

  1. Verfahren zur Ermittlung von T2-gewichteten Bildern von Gewebe mit kurzer T2-Zeit in der MRT-Bildgebung, dadurch gekennzeichnet, dass im Rahmen einer Steady-State-Free-Precession-Sequenz mit nicht-schichtselektiven HF-Anregungspulsen und Projektions-Rekonstruktions-Methode pro Sequenzdurchlauf jeweils ein erstes Steady-State-Signal in Form eines halben Echos und ein zweites Steady-State-Signal in Form eines weiteren halben Echos mit sehr kurzen Echozeiten TE1 und TE2 = 2TR – TE1 ausgelesen werden und durch gewichtete Addition so kombiniert werden, dass auf Basis der Sequenz ein MRT-Bild von Gewebe mit kurzer T2-Zeit erhalten wird.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Projektions-Rekonstruktionsmethode zweidimensional erfolgt in Kombination mit einer sehr kurzen 3D-Tabelle in Schichtrichtung.
  3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Projektions-Rekonstruktionsmethode dreidimensional erfolgt auf Basis einer sphärischen Verteilungsfunktion v(Θ, ϕ, r) mit Θ, ϕ, r als sphärische Koordinaten.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenpulse in allen Raumrichtungen so geartet sind, dass das erste Steady-State-Signal ein FISP-Signal und das zweite Steady-State-Signal ein PSIF-Signal ist.
  5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenpulse in allen Raumrichtungen so geartet sind, dass das erste Steady-State-Signal ein true-FISP-Signal und das zweite Steady-State-Signal ein T2 *-gewichtetes true-FISP-Signal ist.
  6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenpulse bipolar und punktsymmetrisch zu TR/2 sind.
  7. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenpulse multipolar und achsensymmetrisch zu TR/2 sind, wobei der Flächeninhalt der Gradientenpulse jeweils einer Achse insgesamt den Wert Null ergibt.
  8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass bei TR/2 ein Echosignal akquiriert wird welches als Navigatorsignal verwendet wird.
  9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Summe der Quadrate der Gradientenamplituden konstant ist.
  10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass erstes und zweites Steady-State-Signal jeweils durch ein half-Fourier-Verfahren rekonstruiert werden.
  11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die kurze T2-Zeit im Bereich von Millisekunden liegt.
  12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die sehr kurzen Echozeiten TE1 und TE2 im Bereich von mehreren hundert Mikrosekunden liegen.
  13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Dauer der sehr kurzen 3D-Tabelle im Bereich von mehreren hundert Mikrosekunden liegt.
  14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Repetitionszeit TR im Bereich von wenigen Millisekunden liegt.
  15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass T2lang im Bereich von mehreren zehn Millisekunden bis zu Sekunden liegt.
  16. Vorrichtung welche zur Durchführung eines Verfahrens gemäß der Ansprüche 1 bis 15 geeignet ist.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102006058316B4 (de) * 2006-12-11 2010-10-14 Siemens Ag Verfahren zur Aufnahme von Bilddaten einer Gefäßwand und Magnet-Resonanz-Gerät hierzu

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8219176B2 (en) * 2007-03-08 2012-07-10 Allegheny-Singer Research Institute Single coil parallel imaging
DE102007013564B4 (de) * 2007-03-21 2017-11-09 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Bestimmung von Strahlen schwächenden Objekten mittels einer Magnetresonanzanlage
US7541808B2 (en) * 2007-04-11 2009-06-02 Allegheny-Singer Research Institute Rapid MRI dynamic imaging using MACH
DE102007021719B4 (de) * 2007-05-09 2010-09-30 Siemens Ag Turbospinechobildgebungssequenz mit langen Echozügen und optimiertem T1-Kontrast
US7834625B2 (en) * 2008-01-03 2010-11-16 Allegheny-Singer Research Institute Split-echo with fractional temporal-interpolation
US8688193B2 (en) 2008-06-26 2014-04-01 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager, method and program which continuously applies steady-state free precession to k-space
US8131046B2 (en) * 2008-10-29 2012-03-06 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager using cylindrical offset region of excitation, and method
US20100234721A1 (en) * 2009-03-11 2010-09-16 Allegheny-Singer Research Institute Method and MRI for referenceless flow imaging
DE102009013593A1 (de) * 2009-03-17 2010-09-23 Siemens Aktiengesellschaft MR Bildgebung mit ultrakurzer Echozeit
US8198892B2 (en) * 2009-04-22 2012-06-12 Allegheny-Singer Research Institute Steady-state-free-precession (SSFP) magnetic resonance imaging (MRI) and method
US8405394B2 (en) * 2009-10-20 2013-03-26 Allegheny-Singer Research Institute Targeted acquisition using holistic ordering (TACHO) approach for high signal to noise imaging
US20110215805A1 (en) * 2010-03-03 2011-09-08 Allegheny-Singer Research Institute MRI and method using multi-slice imaging
DE102011083398B4 (de) * 2011-09-26 2014-03-13 Siemens Aktiengesellschaft Erzeugung von T2-gewichteten Magnetresonanzaufnahmen
US10591570B2 (en) * 2012-12-17 2020-03-17 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method for 3D motion tracking in an MRI scanner using inductively coupled microcoils
CN104062611B (zh) * 2013-03-22 2017-02-15 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振系统的射频激发方法和装置
CN105334321B (zh) * 2014-07-31 2017-07-18 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像方法和系统
EP3388855B1 (de) * 2017-04-12 2024-08-28 Siemens Healthineers AG Vorrichtung und verfahren zur rückgewinnung des zeitlichen bezuges in freilaufenden mr-empfangsketten
WO2019041123A1 (zh) * 2017-08-29 2019-03-07 深圳先进技术研究院 一种优化平衡稳态自由进动序列的方法与装置
CN107728090B (zh) * 2017-08-29 2019-10-18 深圳先进技术研究院 一种优化平衡稳态自由进动序列的方法与装置

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4004185C2 (de) * 1989-02-24 1997-08-07 Siemens Ag Verfahren zur Gewinnung von flußkompensierten, T¶2¶- gewichteten Bildern mittels der kernmagnetischen Resonanz
DE19860488C1 (de) * 1998-12-28 2000-10-26 Siemens Ag Impulssequenz für ein Kernspintomographiegerät
DE10138961B4 (de) * 2001-08-08 2006-09-28 Universitätsklinikum Freiburg Verfahren zur Messung der Magnetresonanz (NMR) mittels Steady State Signalen (SSFP)
US6671536B2 (en) * 2001-09-25 2003-12-30 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance angiography using floating table projection imaging
DE10250922B4 (de) * 2002-10-31 2008-01-31 Siemens Ag Verfahren zur Ermittlung des ADC-Koeffizienten in der Diffusionsgewichteten Magnetresonanz-Bildgebung bei Verwendung von Steady-State-Sequenzen
WO2005026748A2 (en) * 2003-09-08 2005-03-24 The Regents Of The University Of California Magnetic resonance imaging with ultra short echo times
US7253620B1 (en) * 2004-03-08 2007-08-07 United States Of America, As Represented By The Secretary, Department Of Health And Human Services Spectrally selective suppression with steady-state free precession

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102006058316B4 (de) * 2006-12-11 2010-10-14 Siemens Ag Verfahren zur Aufnahme von Bilddaten einer Gefäßwand und Magnet-Resonanz-Gerät hierzu

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Publication number Publication date
US7725156B2 (en) 2010-05-25
CN1711965A (zh) 2005-12-28
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US20060036154A1 (en) 2006-02-16

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