DE102004046490B4 - Verfahren und Vorrichtung zur Gradient-Echo-Bildgebung mit während des Durchlaufs stattfindender Optimierung der Gewebeunterdrückung - Google Patents

Abstract

MRI-Vorrichtung zur Akquisition von Gradient-Echo-Daten, zu der gehören: ein Magnetresonanz-Bildgebungs-(MRI-)System, das eine Anzahl von Gradientenspulen, die um eine Bohrung eines Magneten positioniert sind, um ein polarisierendes Magnetfeld vorzugeben, und ein HF-Transceiversystem sowie einen HF-Schalter aufweist, der durch ein Pulsgebermodul gesteuert ist, um HF-Signale zu einer HF-Spulenanordnung zu übertragen, um MR-Bilddaten zu akquirieren; und ein Computer, der programmiert ist, um: (A) einen Inversionsimpuls (θ1; θ2) anzuwenden, um eine Magnetisierung eines zu unterdrückenden Gewebes zu invertieren; (B) einen Nullpunkt (72) der Längsmagnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes zu bestimmen; (C) ein Zeitintervall für die Längsmagnetisierung des Gewebes zu bestimmen, innerhalb dessen sich diese bis auf diesen Nullpunkt (72) erholt; und (D) ausgehend von dem Zeitintervall eine Anzahl von HF-Anregungsimpulsen zur Bildgebung (Alpha-Pulse) (74) zu bestimmen, die nach jedem Inversionspuls einer Gradient-Echo-Pulssequenz (70) anzuwenden sind.

Description

• HINTERGRUND ZU DER ERFINDUNG
• Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein das Gebiet der Magnetresonanz-(MR-)Bildgebung und insbesondere eine Vorrichtung der Gradient-Echo-Bildgebung mit während des Durchlaufs stattfindender (on-the-fly) Optimierung der Gewebeunterdrückung.
• Wenn eine Substanz, bspw. menschliches Gewebe, einem homogenen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt wird, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe, sich mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren jedoch um dieses unterschiedlich stark mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Falls die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt wird, das sich in der xy-Ebene befindet und in der Nähe der Larmorfrequenz schwingt, kann das netto ausgerichtete Moment oder die „Längsmagnetisierung” M_z in die xy-Ebene gedreht oder „gekippt” werden, um ein Netto-Quermagnetmoment M_t zu erzeugen. Nachdem das Anregungssignal B₁ beendet ist, wird durch die angeregten Spins ein Signal emittiert, und dieses Signal kann empfangen und verarbeitet werden, um ein Bild aufzubauen.
• Wenn diese Signale eingesetzt werden, um Bilder zu erzeugen, werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Gewöhnlich wird die abzubildende Region mittels einer Folge von Messzyklen gescannt, in denen diese Gradienten abhängig von dem speziell verwendeten Ortungsverfahren variieren. Der sich ergebende Satz von empfangenen NMR-Signale wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild mittels eines oder mehrerer hinlänglich bekannter Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.
• Um die Fähigkeit eines Radiologen oder eines anderen medizinischen Dienstleisters zu verbessern, auf wirksame und effektive Weise eine bestimmte Krankheitserscheinung oder Anormalität zu diagnostizieren, ist es häufig erwünscht, von bestimmten Geweben herrührende Signale zu unterdrücken, während gleichzeitig Signale von anderen Geweben erhalten werden. Es sind viele Datenakquisitionsschemen zur Unterdrückung spezifischer Gewebe entwickelt worden. Diese Verfahren der Gewebeunterdrückung können auch Signale eliminieren, die nicht nur von der Frequenzauswahl, sondern auch von T₁ abhängen. Bspw. setzt eine Bildgebungstechnik mit Gewebeunterdrückung einen frequenzselektiven Sättigungsimpuls ein, der vor standardmäßigen Bildgebungsimpulsen einer Sequenz angewendet wird. Infolgedessen setzt der Sättigungsimpuls die Magnetisierung des speziellen Gewebes, das unterdrückt werden soll, z. B. Fett, zu Null. Als solches wird bei der Anwendung der standardmäßigen Bildgebungssequenz kein Signal von der unterdrückten Komponente oder dem unterdrückten Gewebe detektiert. Folglich erscheinen die nicht detektierten Komponenten in einem rekonstruierten Bild schwarz und bieten somit Kontrast in Bezug auf die detektierten und abgebildeten Komponenten oder Gewebe. Die Gewebeunterdrückungstechnik kann in Zusammenhang sowohl mit der Spin-Echo-Bildgebung als auch mit der Gradient-Echo-Bildgebung durchgeführt werden. Bei Gradient-Echo-Bildgebungssequenzen, die zur schnellen Bildgebung entworfen sind, wird durch die Verwendung standardgemäßer Gewebeunterdrückungstechniken die Akquisitionszeit drastisch erhöht. Dies beeinflusst in negativer Weise den Patientendurchsatz und erhöht die Wahrscheinlichkeit einer Patientenbewegung während des Bildgebungsprozesses, was das rekonstruierte Bild negativ beeinflusst.
• Eine vorgeschlagene Lösung besteht darin, nach jeder Anwendung der Gewebeunterdrückung mehrere Linien des K-Raums zu erfassen. Damit dieser Lösungsansatz gelingt, muss das Signal von dem unterdrückten Gewebe für einige Zeit gleich Null bleiben, nachdem die Unterdrückungstechnik angewendet worden ist. Die Zeit und Dauer, für die das unterdrückte Gewebe nach dem Sättigungsimpuls gleich Null bleibt, variiert mit dem T₁ des Gewebes und mit Bildgebungsparametern, d. h. der Auflösung, der Bandbreite des Empfängers, dem Pulswinkel (Flip-Winkel), TR und dgl. Trotz der Abhängigkeit der Unterdrückungszeit von den Bildgebungsparametern beharren bekannte Bildgebungstechniken auf einer zeitlichen Abfolge der Unterdrückungsimpulse und des Füllungsschemas des K-Raums, die keine Rücksicht auf die besonderen Bildgebungsparameter nimmt. Dies führt zu einer unvorhersagbaren Qualität der Gewebeunterdrückung und zu Bildartefakten.
• US 5 429 134 A beschreibt eine MRI-Vorrichtung zur Akquisition von Gradient-Echo-Daten, die ein Magnetresonanz-Bildgebungs-(MRI-)System, das eine Anzahl von Gradientenspulen, die um eine Bohrung eines Magneten positioniert sind, um ein polarisierendes Magnetfeld vorzugeben, und ein HF-Transceiversystem sowie einen HF-Schalter aufweist, der durch ein Pulsgebermodul gesteuert ist, um HF-Signale zu einer HF-Spulenanordnung zu übertragen, um MR-Bilddaten zu akquirieren, und einen Computer zum Speichern von Bilddaten und Programmen für eine Systemsteuerung enthält. Die Systemsteuereinrichtung ist eingerichtet, um zur Akquisition von NMR-Daten eines Patienten auf der MRI-Vorrichtung während jedes Herzzyklus des Patienten eine Pulssequenz auszuführen, die aufweist: einen ersten frequenzselektiven HF-Inversionsimpuls mit einem ersten Flip-Winkel zur Unterdrückung von Fett, gefolgt von einer ersten Gruppe von NMR-Pulssequenzen, einen zweiten frequenzselektiven HF-Inversionsimpuls mit einem zweiten Flip-Winkel zur Unterdrückung von Fett, gefolgt von einer zweiten Gruppe von NMR-Pulssequenzen. Die Anzahl der HF-Anregungsimpulse zur Bildgebung in jeder Gruppe von NMR-Pulssequenzen wird nominell auf 8 festgelegt. Um bei der Fettunterdrückung die Verzögerungszeit, bis die Fettmagnetisierung den Nullpunkt passiert, zu reduzieren und für alle Gruppen von NMR-Pulssequenzen zu vereinheitlichen, wird vorgeschlagen, dass der erste Flip-Winkel des ersten HF-Inversionsimpulses deutlich kleiner sein soll als der zweite Flip-Winkel des zweiten HF-Inversionsimpulses. Außerdem wird vorgeschlagen, die Flip-Winkel der HF-Anregungsimpulse zu variieren, um die Notwendigkeit, Dummy-HF-Anregungsimpulse einzusetzen, um die Magnetisierung vor der Datenakquisition zu stabilisieren, zu eliminieren.
• Es ist deshalb erwünscht, ein System zu schaffen, das in der Lage ist, während des Durchlaufs sowohl eine zeitliche Abfolge einer Serie von Unterdrückungsimpulsen als auch eines Füllungsschemas des K-Raums festzusetzen, die optimiert ist, um zu den für einen unmittelbar bevorstehenden Scanvorgang vom Bediener vorgeschriebenen speziellen Bildgebungsparametern zu passen.
• KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
• Durch die vorliegende Erfindung ist ein System für eine während des Durchlaufs stattfindende Optimierung der zeitlichen Abstimmung der Unterdrückungsimpulse und eines Füllungsschemas des K-Raums für von einem Bediener vorgeschriebene Bildgebungsparameter geschaffen, wobei das System die vorerwähnten Nachteile überwindet.
• Die Erfindung minimiert die gesamte Datenakquisitionszeit für die Sequenz, die für die besonderen vom Bediener vorgeschriebenen Bildgebungsparameter maßgeschneidert ist. In dieser Hinsicht enthält die vorliegende Erfindung auch eine Pulssequenz, die einen 180°-Impuls verwendet, um die Magnetisierung, die dem zu unterdrückenden Gewebe zugeordnet ist, zu invertieren, so dass ein maximaler Zeitbetrag zur Verfügung gestellt wird, um nach jeder Inversion Alpha- oder Bildgebungsimpulse zu applizieren. Die Pulssequenz optimiert die Anzahl von Hochfrequenz-(HF-)Alpha-Anregungspulsen, die nach jedem Inversionspuls appliziert werden, basierend auf einem spezifischen Datenakquisitionsprotokoll oder von dem Bediener ausgewählten Bildgebungsparametern. Diese Pulssequenz berücksichtigt ein modifiziertes K-Raum-Füllungsschema, das im Zentrum des K-Raums dasjenige Echo positioniert, das am nächsten dem Nullpunkt der Magnetisierung des unterdrückten Gewebes entspricht. Zusätzlich wird für den ersten Inversionspuls der Sequenz ein Flip-Winkel von weniger als 180° verwendet, um die Magnetisierung des unterdrückten Gewebes sofort in einen stabilen Zustand zu treiben, wodurch die Notwendigkeit, während einer Annäherung an den stabilen Zustand Datenerfassungen vorzunehmen, die verworfen werden, beseitigt wird. Als solches ist die Gewebeunterdrückung an das spezifische, vom Bediener ausgewählte Protokoll oder die spezifischen, vom Bediener ausgewählten Bildgebungsparameter optimiert, wie auch die gesamte Akquisitionszeit reduziert ist. Die vorliegende Erfindung kann im Zusammenhang mit spektralselektiven Inversionspulsen, um vorzugsweise ein Gewebe bei einer bestimmten Ordinatenfrequenz, z. B. Fett, zu unterdrücken oder mit raumselektiven Inversionspulsen verwendet werden, um vorzugsweise Gewebe in einer durch die Impulse beeinflussten Region, z. B. einem SättigungsbandA, wie auch jedes Blut, das zu der Zeit der Pulse durch die ins Ziel genommen Region fließt, zu unterdrücken. Darüber hinaus kann die Erfindung, wegen der Abhängigkeit der T₁(-Relaxation) des Gewebes von der K-Raum-Füllordnung, auch dazu verwendet werden, um Signale von Geweben basierend auf deren Längsrelaxationszeiten zu unterdrücken.
• Gemäß der Erfindung ist eine Magnetresonanzbildgebungs-(MRI-)Vorrichtung zur Akquirierung von Gradient-Echo-Daten offenbart. Die Vorrichtung enthält ein MRI-System, das mehrere Gradientenspulen aufweist, die um eine Bohrung eines Magneten herum positioniert sind, um ein Polarisationsmagnetfeld vorzugeben. Ein HF-Transceiversystem und ein HF-Schalter sind durch ein Pulsgebungsmodul gesteuert, um HF-Signale zu einer HF-Spulenanordnung zu senden und von dieser zu empfangen, um MR-Bilder zu akquirieren. Die MRI-Vorrichtung enthält ferner einen Computer, der programmiert ist, um einen Inversionsimpuls anzuwenden, um eine Magnetisierung eines ein Ziel der Unterdrückung bildenden Gewebes zu invertieren, und einen Nullpunkt der Magnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes zu bestimmen. Der Computer ist ferner programmiert, um ein Zeitintervall für die Längsmagnetisierung des Gewebes zur Erholung bis zu dem Nullpunkt zu ermitteln. Der Computer ist programmiert, um ausgehend von diesem Zeitintervall einen Anteil von HF-Anregungsimpulsen zur Bildgebung (Alphapulsen) zu bestimmen, die nach jedem Inversionspuls einer Gradient-Echo-Pulssequenz angewendet werden müssen.
• Weitere Merkmale, Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung erschließen sich aus der folgenden detaillierten Beschreibung und den Zeichnungen.
• KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
• Die Zeichnungen veranschaulichen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel, das gegenwärtig für eine Verwirklichung der Erfindung in Betracht gezogen wird.
• In den Zeichnungen zeigen:
• 1 ein schematisiertes Blockschaltbild eines bekannten MR-Bildgebungssystems zur Verwendung im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung.
• 2 eine graphische Darstellung eines Teils einer Gradient-Echo-Pulssequenz gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
• 3 ein Flussdiagramm, dass die Schritte der während des Durchlauf stattfindenden Optimierung der Gewebeunterdrückung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verdeutlicht.
• DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DES BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEISPIELS
• Es ist ein System veranschaulicht, das dazu dient, während des Durchlaufs eine Gradient-Echo-Pulssequenz zur Gewebeunterdrückung zu optimieren. Das System ist auch dazu eingerichtet, 2D- und 3D-Gradient-Echo-Akquisitionen auszuführen.
• Unter Bezugnahme auf 1 sind die Hauptkomponenten eines an sich bekannten Magnetresnanz-Bildgebungs-(MRI-)Systems 10 gezeigt, das die vorliegende Erfindung verwendet. Der Betrieb des Systems wird über eine Bedienerkonsole 12 gesteuert, die eine Tastatur oder ein sonstiges Eingabegerät 13, ein Bedienfeld 14 und einen Anzeigeschirm 16 enthält. Die Konsole 12 tauscht über eine Verbindung 18 Daten mit einem separatem Computersystem 20 aus, das es einem Bediener ermöglicht, das Erzeugen und Anzeigen von Bildern auf dem Anzeigeschirm 16 zu steuern. Das Computersystem 20 weist eine Anzahl von über eine Verdrahtungsplatine 20a miteinander kommunizierenden Modulen auf. Zu diesen gehören ein Bildprozessormodul 22, ein CPU-Modul 24 und ein Speichermodul 26, das aus dem Stand der Technik als ein Frame-Puffer bekannt ist, der dazu dient, Bilddatenfelder zu speichern. Das Computersystem 20 ist zum Speichern von Bilddaten und Programmen an ein Plattenspeichermedium 28 und ein Bandlaufwerk 30 angeschlossen und tauscht über einen seriellen Hochgeschwindigkeitslink 34 mit einer separaten Systemsteuerung 32 Daten aus. Das Eingabegerät 13 kann eine Maus, ein Joystick, eine Tastatur, ein Trackball, ein Touchscreen, eine Lichtstiftwand, eine Sprachsteuerung oder ein beliebiges ähnliches oder äquivalentes Eingabegerät sein, und dieses kann für ein interaktives Vorgeben der Geometrie verwendet werden.
• Die Systemsteuerung 32 umfasst einen Satz von Modulen, die über eine Verdrahtungsplatine 32a miteinander verbunden sind. Zu diesen gehören ein CPU-Modul 36 und ein Pulsgeneratormodul 38, das über eine serielle Schnittstelle 40 mit der Bedienerkontrolle 12 in Verbindung steht. Es ist die Schnittstelle 40, über die die Systemsteuerung 32 Steuerbefehle von dem Bediener empfängt, um die Abtastsequenz anzugeben, die ausgeführt werden soll. Das Pulsgeneratormodul 38 veranlasst die Systemkomponenten, die gewünschte Systemabtastsequenz auszuführen, und erzeugt Daten, die die Zeitsteuerung, Intensität und Gestalt der erzeugten HF-Pulse sowie die Zeitsteuerung und Länge der Datenakquisitionsfenster angeben. Das Pulsgeneratormodul 38 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkern 42 verbunden, um die Zeitsteuerung und die Form der während des Scannens erzeugten Gradientenpulse anzuzeigen. Das Pulsgeneratormodul 38 kann fernen Patientendaten von einer physiologischen Akquisitionscontroller 44 empfangen, der von einer Anzahl von unterschiedlichen, mit dem Patienten verbundenen Sensoren Signale entgegennimmt, bspw. EKG-Signale über an dem Patienten angelegte Elektroden. Schließlich ist das Pulsgeneratormodul 38 mit einem Scanraum-Interfaceschaltkreis 46 verbunden, der von vielfältigen Sensoren Signale entgegennimmt, die den Zustand des Patienten und des Magnetsystems kennzeichnen. Es ist ebenfalle der Scanraum-Interfaceschaltkreis 46, über den ein Patientenpositionierungssystem 48 Steuerbefehle empfängt, um den Patienten in die gewünschte Position für den Scanvorgang zu überführen.
• Die durch das Pulsgeneratormodul 38 erzeugten Gradientenwellenformen werden an das Gradientenverstärkersystem 42 geschickt, das Verstärker G_x, G_y, und G_z enthält. Jeder Gradientenverstärker regt eine allgemein mit 50 bezeichnete entsprechende physikalische Gradientenspule in einer Gradientenspulenanordnung an, um die Magnetfeldgradienten zu erzeugen, die für ein räumliches Codieren von erfassten Signalen verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 50 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 52, die einen polarisierenden Magneten 54 und eine HF-Ganzkörperspule 56 umfasst. Es ist für einen Fachkundigen verständlich, dass andere HF-Spulen als eine Ganzkörperspule eingebaut sein können. Ein Transceivermodul 58 in der Systemsteuerung 32 erzeugt Pulse, die durch einen HF-Verstärker 60 verstärkt und mittels eines Sende-/Empfangsschalters 62 an die HF-Spule 56 gekoppelt werden. Die sich ergebenden Signale, die in dem Patienten von den angeregten Kernen emittiert werden, können durch dieselbe HF-Spule 56 erfasst und durch den Sende-/Empfangsschalter 62 an einen Vorverstärker 64 gekoppelt werden. Die verstärkten MR-Signale werden in dem Empfängerabschnitt des Transceivers 58 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 62 wird durch ein Signal des Pulsgeneratormoduls 38 gesteuert, um den HF-Verstärker 60 während des Sendemodus mit der Spule 56 elektrisch zu verbinden und den Vorverstärker 64 während des Empfangsmodus mit der Spule 56 zu verbinden. Der Sende-/Empfangsschalter 62 kann außerdem ermöglichen, eine gesonderte HF-Spule (bspw. eine Oberflächenspule) entweder in dem Sende- oder in dem Empfangsmodus zu verwenden.
• Die durch die HF-Spule 56 aufgegriffenen MR-Signale werden durch das Transceivermodul 58 digitalisiert und an ein Speichermodul 66 in der Systemsteuerung 32 übertragen. Ein Scanvorgang ist vollständig, wenn ein Feld (Array) von unverarbeiteten K-Raum-Daten in dem Speichermodul 66 akquiriert ist. Diese unverarbeiteten K-Raum-Daten werden für jedes zu rekonstruierende Bild in gesonderte K-Raum-Daten felder umgruppiert, und jedes dieser Felder wird einem Feldprozessor 68 zugeführt, der im Betrieb dazu dient, die Daten mittels einer Fourier-Transformation in ein Feld von Bilddaten umzuwandeln. Diese Bilddaten werden durch die serielle Verbindung 34 an das Computersystem 20 übergeben, wo sie in einem Speicher, z. B. einem Plattenspeicher 28, gespeichert werden. Abhängig von Steuerbefehlen, die über die Bedienerkonsole 12 empfangen werden, können diese Bilddaten für eine langfristige Datenspeicherung, wie bspw. auf dem Bandlaufwerk 30, archiviert werden, oder sie können durch den Bildprozessor 22 weiterverarbeitet und an die Bedienerkonsole 12 übermittelt sowie auf dem Display 16 angezeigt werden.
• Die vorliegende Erfindung betrifft eine Pulssequenz, die eine optimale Anzahl von HF-Anregungspulsen (Alpha-Pulsen) nach einem Inversionspuls in einer für die Bildgebungsparameter, die durch einen Bediener bei der Vorgabe des Scanvorgangs identifiziert werden, spezifischen Weise anwendet. Die beschriebene Pulssequenz und Optimierungstechnik kann dazu benutzt werden, um für viele vom Bediener vorgegebene Bildgebungsparameter eine starke Fettunterdrückung zu erreichen. Dadurch werden Bildartefakte eliminiert, die gewöhnlich mit Fettunterdrückung anwendenden Bildgebungstechniken verbunden sind, die mehrere Linien eines K-Raums nach jeder Anwendung eines Unterdrückungspulses erfassen. Die vorliegende Erfindung ist insbesondere zur fettunterdrückten Bildgebung geeignet, bei der es erforderlich ist, kleine Flip-Winkel der Alpha-Pulse zu verwenden, um Bereiche eines nicht kontrastverbesserten Gewebes wie auch Bereiche mit angereichertem Kontrastmittel zu visualisieren. Bspw. ist die vorliegende Erfindung zur Anzeige von Brust-, Knie- und Leberregionen eines Patienten besonders geeignet. Darüber hinaus hat sich erwiesen, dass die vorliegende Erfindung die Gewebeunterdrückung in Sättigungsbändern für Gradient-Echo-Sequenzen verbessert. Bei einer empirischen Studie ist die Gewebeunterdrückung in einem Sättigungsband von 49% auf 91% erhöht worden. Diese Erfindung kann auch dazu benutzt werden, um das Gewebe mittels seiner Längsrelaxationskonstante zu unterdrücken. Ein Beispiel hierfür bildet die CSF-Signalunterdrückung.
• Indem nun auf 2 Bezug genommen wird, wird eine Pulssequenz 70 auf einer MRI-Vorrichtung gemäß, einem Aspekt der vorliegenden Erfindung über mehrere TR-Zyklen ausgeführt Jeder TR-Zyklus definiert eine Datenakquisitionsperiode, d. h. eine Zeitdauer zwischen Alpha-Pulsen. Die Pulssequenz 70 ist durch einen Inversionspuls festgelegt, der zu Beginn einer jeden TR-Zeitperiode angewendet wird. Bei der Pulssequenz 70 unterscheidet sich jedoch der spektralselektive Inversionspuls, der während der ersten TR-Periode TR₁ angewendet wird, von dem spektralselektiven Inversionspuls, der während jeder nachfolgenden TR-Periode, d. h. TR₂, TR₃, TR_N, angewendet wird. Speziell weist der spektralselektive Inversionspuls θ₁ für TR₁ einen Flip-Winkel von weniger als 180° auf, während der spektralselektive Inversionspuls θ₂ für TR₂ und jede nachfolgende TR einen Flip-Winkel von 180° aufweist. Durch Verwendung eines Flip-Winkels von weniger als 180° für den ersten spektralselektiven Inversionspuls wird die zu unterdrückende Gewebemagnetisierung unmittelbar in einen stabilen Zustand getrieben, wodurch der Bedarf, zu verwerfende Datenakquisitionen während einer Annährung an den stabilen Zustand auszuführen, beseitigt wird. Das bedeutet, dass gewöhnlich die Daten, die während einer Annährung an den stabilen Zustand akquiriert werden, verworfen und nicht wehrend der Bildrekonstruktion verwendet werden. Indem die unterdrückte Magnetisierung sofort in einen stabilen Zustand überführt wird, wird die gesamte Datenakquisitionszeit reduziert.
• Bei jeder nachfolgenden TR weist der spektralselektive Inversionspuls einen Flip-Winkel von 180° auf. Der 180°-Puls polt die dem unterdrückten Gewebe zugeordnete Magnetisierung um, wodurch die zur Applikation von Alpha-Pulsen nach jedem Inversionspuls bereitgestellte Zeitdauer maximiert wird. Dies bedeutet, dass im Vergleich zu der Verzögerungszeit, die mit kleineren Flip-Winkeln des Inversionspulses verbunden ist, die Verwendung eines Flip-Winkels von 180° für den Inversionspuls eine längere Verzögerung zwischen dem Inversionspuls und dem Nullpunkt 72 der unterdrückten Magnetisierung ergibt.
• Unter weiterer Bezugnahme auf 2 ist ersichtlich, dass nach jedem spektralselektiven Inversionspuls eine Folge von Alpha-Pulsen 74 angewendet wird. Die Folge von Alpha-Pulsen 74 ermöglicht es, während einen einzelnen TR mehrere Linien eines K-Raums zu füllen. Da die Anzahl von Pulsen in jeder Folge 74 derart optimiert ist, dass die effektivste Gewebeunterdrückung erzielt wird, wird eine optimale Anzahl von während jeder TR zu akquirierenden K-Raum-Linien verwendet.
• Außerdem wird, wie oben erwähnt, die Folge von Alpha-Pulsen 74 unmittelbar nach dem spektralselektiven Inversionspuls angewendet. Als solches ist es für einen Bediener nicht mehr erforderlich, ein TI-Intervall für die Pulssequenz einzugeben. Ein Fachkundiger wird sofort erkennen, dass das TI gewöhnlich der Zeitdauer entspricht, bevor die Datenakquisition beginnt und nachdem ein Inversionspuls angewendet ist. Bei von TI abhängigen Pulssequenzen findet gewöhnlich eine Datenakquisition nicht statt, bevor nicht die TI-Periode abgelaufen ist. Mit der vorliegenden Erfindung findet die Datenakquisition jedoch sofort statt, nachdem der Inversionspuls angewendet worden ist, und es wird nicht der Ablauf einer Verzögerungsperiode, d. h. TI, abgewartet. Darüber hinaus enthält die vorliegende Erfindung auch ein modifiziertes K-Raum-Füllungsschema, das in dem Zentrum des K-Raums diejenigen Daten positioniert, die von dem Echo herrühren, das am nächsten dem Nullpunkt der Magnetisierung des unterdrückten Gewebes entspricht. Das Zentrum des K-Raums ist mit Daten gefüllt, die einer Linie entsprechen, wenn die Längsmagnetisierung von dem unterdrückten Gewebe bei oder in der Nähe von Null liegt.
• Unter weiterer Bezugnahme auf 2 ist ersichtlich, dass die Anzahl von Impulsen jeder Folge 74 von den speziellen Bildgebungsparametern für den Scanvorgang abhängt, wie sie durch einen Bediener eingegeben worden sind. Wie nachstehend in größerem Detail beschrieben, werden Eingaben, die TR, die Bandbreite des Empfängers, die x-Auflösung, das T₁ des unterdrückten Gewebes und die Flip-Winkel der Alpha-Pulse betreffen, dazu verwendet, die optimale oder maximale Anzahl von Alpha-Pulsen, die nach jedem Inversionspuls angewendet werden sollen, zu ermitteln.
• Es ist erkannt worden, dass längere Alpha-Pulsfolgen eine größere Erholung der Magnetisierung von Fett ergeben, jedoch zu kürzeren Akquisitionszeiten führen. Bspw. ist herausgefunden worden, dass die, in einem Beispiel, bei zwölf Alpha-Pulsen sich ergebende Erholung der Magnetisierung von Fett wesentlich kleiner ist als der anfängliche Wert der Magnetisierung. Außerdem ergibt eine Pulsfolge mit 16 Alpha-Pulsen ebenfalls eine Längsmagnetisierungserholung, die wesentlich kleiner ist als der anfängliche Wert der Magnetisierung. Es hat sich jedoch gezeigt, dass das Maß der Erholung bei 16 Alpha-Pulsen größer ist als bei einer Alpha-Pulsfolge mit 12 Impulsen. Es ist verständlich, dass eine Alpha-Pulsfolge mit 24 Pulsen zu einer wesentlich stärkeren Erholung führt, als mit einer entweder 12 oder 16 Pulse enthaltenden Alpha-Pulsfolge erreicht wird. Wie vorstehend erwähnt, wird durch eine erhöhte Anzahl von Alpha-Pulsen in der Pulsfolge auch die Datenakquisitionszeit des gesamten Datensatzes verkürzt, da weniger Inversionspulse erforderlich sind. Die Anforderungen in Bezug auf den Patientendurchsatz und Einschränkungen hinsichtlich einer unerwünschten Patientenbewegung machen aber eine minimale Datenakquisitionszeit erforderlich. Für den Bediener oder Pulssequenzentwickler ist es an sich möglich, eine obere Schwelle für die Magnetisierungserholung für das unterdrückte Gewebe auszuwählen oder festzusetzen. An sich wird die maximale Anzahl von Pulsen der Alpha-Pulsfolge, die angewendet werden kann, während das gewünschte Gewebe unterhalb der vom Bediener ausgewählten Schwelle unterdrückt wird, als die optimale Anzahl anzuwendender Pulse verwendet.
• Indem nun auf 3 Bezug genommen wird, werden die Handlungen/Schritte eines Steuerungsalgorithmus zur Ermittlung der optimalen Anzahl von Alpha-Pulsen, die nach jedem Inversionspuls einer Gradient-Echo-Pulssequenz anzuwenden sind, erläutert. Die Handlungen/Schritte werden vorzugsweise „während des Durchlaufs” („on-the-fly”) ausgeführt, so dass die Gradient-Echo-Pulssequenz speziell und ausschließlich für Bildgebungsparameter einer unmittelbar bevorstehenden MR-Untersuchung entworfen ist. Wie beschrieben sein wird, ist ein Computer derart konfiguriert, um eine Serie von Bedienereingaben zu empfangen und die Parameter des Scanvorgangs zu kennzeichnen und um ausgehend von diesen spezifischen Eingaben eine Bildgebungssequenz zu entwickeln. Die Methode 80 beginnt bei 82, indem ein Bediener oder Pulssequenzentwickler eine Serie von Bildgebungsparametern eines unmittelbar bevorstehenden Scanvorgangs bei 84 eingibt. Die Bedienereingaben können die Empfängerbandbreite (kHz), die x-Auflösung, die Anzahl von Schichten, die y-Auflösung, TR und den Flip-Winkel für jeden Alpha-Puls enthalten. Aus diesen Bedienereingaben ermittelt der Algorithmus eine Reihe von Werten, die verwendet werden, um die optimale Anzahl von Alpha-Pulsen zu berechnen, die nach jedem spektralselektiven Inversionspuls appliziert werden sollen. Bspw. löst der Algorithmus im Schritt 86 die folgende Gleichung: E = exp(–T_R/T₁) (Gl. 1).
• Ausgehend von dieser Berechnung löst der Algorithmus die folgende Gleichung bei Schritt 88: Q = Ecos(α) (Gl. 2), wobei „E” den im Schritt 86 ermittelten Wert kennzeichnet, während α der Flip-Winkel eines jeden Alpha-Pulses ist.
• Mit dem im Schritt 88 ermittelten Wert ermittelt der Algorithmus 80 im Schritt 90 das Verhältnis der in stabilem Zustand befindlichen Magnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes zu der in thermischem Gleichgewicht befindlichen Magnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes entsprechend der folgenden Gleichung: Mss = Mo[(1 – exp(–TI/T1))qⁿ + (1 – E)(1 – qⁿ)/(1 –q)]/(1 – cos(θ)exp(–TI/T1)qⁿ) (Gl. 3), wobei Mss die Längsmagnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes ist, Mo die Magnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes in thermischem Gleichgewicht ist, T1 der Spinrelaxationszeit des zu unterdrückenden Gewebes entspricht, TI die auf den Inversionspuls folgende standardmäßige Zeitdauer ist, bevor ein erster Alpha-Puls angewendet wird, und n eine Anzahl von Alpha-Pulsen angibt, die jedem Inversionspuls folgen. Wie vorstehend beschrieben, kann durch Festsetzen einer oberen Schwelle für den Maximalwert des Verhältnisses von Mss/M_o die Unterdrückung im Verhältnis zu M_o bestimmt werden. Unter Verwendung der berechneten Magnetisierung im stabilen Zustand kann der Algorithmus 80 anschließend im Schritt 92 den Flip-Winkel für den ersten Inversionspuls ermitteln. Wie in der folgenden Gleichung verdeutlicht, ist der Flip-Winkel für den ersten Inversionspuls θ₁ der Arkuskosinus des Verhältnisses der Magnetisierung im stabilen Zustand zu der Magnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes in thermischem Gleichgewicht. Die entsprechende Gleichung lautet: θ₁ = arccos(Mss/Mo) (Gl. 4).
• Bei der Bestimmung der Anzahl von Alpha-Pulsen, die nach jedem Inversionspuls einer jeden nachfolgenden TR anzuwenden sind, wird ein Flip-Winkel θ von 180° verwendet. Im Schritt 94 bestimmt der Algorithmus 80 die maximale Anzahl von Alpha-Pulsen, die nach jedem Inversionspuls anzuwenden sind, durch Lösung der Gl. 3. Nach der Bestimmung der Anzahl nach jedem Inversionspuls anzuwendenden Alpha-Pulsen gemäß Schritt 94 ermittelt der Algorithmus den Alpha-Puls, der dem Nullpunkt der Magnetisierung des Zielgewebes am nächsten kommt, und isoliert diesen im Schritt 96. Der Nullpunkt fällt mit dem Punkt zusammen, bei dem die Längsmagnetisierung des Zielgewebes auf ihrem Weg zur Erholung von der Inversion zu ihrem anfänglichen positiven Magnetisierungszustand Null passiert. Als solches würde die Füllung des Zentrums des K-Raums mit Daten, die von dem dem Nullpunkt des Zielgewebes entsprechenden Echo herrühren, dazu führen, dass zu diesem Zeitpunkt von dem unterdrückten Gewebe ein Nullsignal erfasst wird. Falls das Zielgewebe Fett ist, würden die dem Zentrum des K-Raums entsprechenden Daten als solche keine Daten enthalten, die einem vom Fett erzeugten Signal Zugeordnet sind. Deshalb ist in dem rekonstruierten Bild die Darstellung zwischen Fett- und Wasserregionen verbessert. Wenn der dem Nullpunkt des Zielgewebes nächste Alpha-Puls isoliert ist, erzeugt der Algorithmus 80 eine Pulssequenz und definiert ein K-Raum-Füllungsschema bei 98, das speziell für die Bildgebungsparameter gilt, die durch den Bediener oder Pulssequenzerzeuger im Schritt 84 identifiziert werden, woraufhin die Pulssequenzentwicklung für den bestimmten Bildscanvorgang abgeschlossen ist und im Schritt 100 ausgeführt wird, um Daten eines Patienten zu akquirieren. Die Pulssequenz in dem K-Raum-Füllungsschema ist an sich für den bestimmten Scanvorgang eindeutig und für den bestimmten Scanvorgang optimiert.
• Der vorstehend beschriebene Algorithmus ergibt eine verbesserte Gewebeunterdrückung, insbesondere für niedrige Flip-Winkel. Es sollte jedoch erwähnt werden, dass die vorliegende Erfindung auch bei Gradient-Echo-Sequenzen wirkungsfähig ist, die größere Flip-Winkel verwenden. Es ist ein spektralselektiver Inversionspuls von 180° beschrieben, der dazu dient, die Gewebemagnetisierung derart zu invertieren, dass eine maximale Zeitdauer zur verfügung gestellt wird, um nach jeder Inversion Alpha-Pulse abzugeben. Es wird ein modifiziertes K-Raum-Füllungsschema ausgeführt, das in dem Zentrum des K-Raums Daten von dem Echo platziert, das am ehesten dem Nullpunkt der Magnetisierung des unterdrückten Gewebes entspricht. Es ist jedoch zu erwähnen, das für den ersten Inversionspuls ein Flip-Winkel von weniger als 180° verwendet wird, um die Magnetisierung des unterdrückten Gewebes verhältnismäßig unverzüglich in einen stabilen Zustand zu überführen, wodurch die Notwendigkeit wegfällt, während einer Annäherung an den stabilen Zustand zu verwerfende Datenakquisitionen vorzunehmen. Demgemäß optimiert die vorliegende Erfindung die Gewebe- oder Fettunterdrückung für das spezielle Protokoll, das verwendet wird, um Daten zu akquirieren, und sie vermindert auch die gesamte Datenakquisitionszeit.
• Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ferner die Abgabe von Dummy-Alpha-Pulsen in dem Fall in Betracht gezogen, dass keine Daten akquiriert werden, um ein Gleichgewicht aufrechtzuerhalten, falls der Modulus aus einer Anzahl von zu akquirierenden K-Raum-Linien dividiert durch die Anzahl von Alpha-Pulsen pro TR ungleich null ist. Da die Anzahl von Alpha-Pulsen nicht notwendigerweise ganzzahlig in der Anzahl der K-Raum-Linien, die zur Füllung eines K-Raums erforderlich sind, aufgeht, kann die in Schritt 94 nach 3 ermittelte Anzahl von Alpha-Pulsen unter dem Gesichtspunkt der Minimierung der gesamten Datenakquisitionszeit nicht eine wahre optimale Anzahl von Alpha-Pulsen ergeben. Dies bedeutet, dass in vielen Fällen die Datenakquisitionszeit durch Verwendung eines geringfügig kleineren Wertes oder einer geringfügig kleineren Anzahl von Alpha-Pulsen, als durch den Algorithmus 80 ermittelt (3), wesentlich vermindert werden kann. An sich kann zur Berechnung einer idealen Anzahl von Alpha-Pulsen für diese Fälle eine niedrigere Schwelle für die erhalte Magnetisierung auch durch den Bediener oder Pulssequenzentwicklerfestgesetzt werden. Als solches kann aus dem Bereich innerhalb des zulässigen Bereichs für die im stabilen Zustand befindliche Magnetisierung ein optimaler Wert der Alpha-Pulse ermittelt werden, der die Anzahl von Dummy-Alpha-Pulsen, die appliziert werden müssen, minimiert, wodurch die gesamte Datenakquisitionszeit in diesen Fällen, in denen Dummy-Pulse erforderlich sind, auf ein Minimum reduziert wird.
• Gemäß der Erfindung ist eine MRI-Vorrichtung offenbart, die dazu dient, Gradient-Echo-Daten zu akquirieren. Die Vorrichtung enthält ein MRI-System, das mehrere Gradientenspulen aufweist, die um eine Bohrung eines Magneten positioniert sind, um ein polarisierendes Magnetfeld aufzuprägen. Ein HF-Transceiversystem und ein HF-Schalter sind durch ein Pulsgebermodul gesteuert, um HF-Signale zu einer HF-Spulenanordnung zu senden und von dieser zu empfangen, um MR-Bilder zu akquirieren. Die MRI-Vorrichtung enthält ferner einen Computer, der derart programmiert ist, um einen Nullpunkt der Magnetisierung des Gewebes zu ermitteln, das Ziel der Unterdrückung bildet. Der Computer ist ferner derart programmiert, um ein Zeitintervall so zu bestimmen, damit sich die Längsmagnetisierung des Gewebes bis auf den Nullpunkt erholt. Der Computer ist derart programmiert, um ausgehend von diesem Zeitintervall eine Anzahl von Alpha-Pulsen zu bestimmen, die nach jedem Inversionspuls einer Gradient-Echo-Pulssequenz angewendet werden sollen.
• Die vorliegende Erfindung wurde anhand des bevorzugten Ausführungsbeispiels beschrieben, und es ist klar, dass äquivalente, alternative und modifizierte Formen neben den ausdrücklich genannten möglich sind.
• Bezugszeichenliste

10

Magnetresonanz-Bildgebungs-(MRI-)System

12

Bedienerkonsole

13

Tastatur oder anderes Eingabegerät

14

Bedienfeld

16

Anzeigeschirm

18

Link, Verbindung

20

Computersystem

20a

Verdrahtung

22

Bildprozessormodul

24

CPU-Modul

26

Speichermodul

28

Plattenspeicher

30

Bandlaufwerk

32

Systemsteuerung

32a

Verdrahtung

34

serielle(r) Hochgeschwindigkeitslink, -schnittstelle

36

CPU-Modul

38

Pulsgeneratormodul

40

serielle Verbindung

42

Gradientverstärker

44

physiologischer Akquisitionscontroller

46

Scannraum-Interfaceschaltkreis

48

Patientenpositionierungssystem

50

Gradientenspulenanordnung

52

Magnetanordnung

54

polarisierender Magnet

56

HF-Ganzkörperspule

58

Transceivermodul

60

HF-Verstärker

62

Sende-/Empfangsschalter

64

Vorverstärker

66

Speichermodul

68

Feldprozessor

70

Pulssequenz

72

Nullpunkt

74

Alpha-Pulse

80

Methode zur Entwicklung einer Bildgebungssequenz

82

Beginn der Methode

84

Eingabe von Parametern für den bevorstehenden Scannvorgang

86

Gleichung

88

Gleichung

90

ermittle Magnetisierungsverhältnis im stabilen Zustand

92

ermittle Flip-Winkel für den ersten Inversionspuls

94

ermittle Anzahl von zu applizierenden Alpha-Pulsen

96

isoliere den dem Nullpunkt nächsten Alpha-Puls

98

erzeuge Pulssequenz, definiere K-Raum-Füllungsschema

100

Pulssequenz implementiert

Claims (7)

1. MRI-Vorrichtung zur Akquisition von Gradient-Echo-Daten, zu der gehören: ein Magnetresonanz-Bildgebungs-(MRI-)System, das eine Anzahl von Gradientenspulen, die um eine Bohrung eines Magneten positioniert sind, um ein polarisierendes Magnetfeld vorzugeben, und ein HF-Transceiversystem sowie einen HF-Schalter aufweist, der durch ein Pulsgebermodul gesteuert ist, um HF-Signale zu einer HF-Spulenanordnung zu übertragen, um MR-Bilddaten zu akquirieren; und ein Computer, der programmiert ist, um: (A) einen Inversionsimpuls (θ₁; θ₂) anzuwenden, um eine Magnetisierung eines zu unterdrückenden Gewebes zu invertieren; (B) einen Nullpunkt (72) der Längsmagnetisierung des zu unterdrückenden Gewebes zu bestimmen; (C) ein Zeitintervall für die Längsmagnetisierung des Gewebes zu bestimmen, innerhalb dessen sich diese bis auf diesen Nullpunkt (72) erholt; und (D) ausgehend von dem Zeitintervall eine Anzahl von HF-Anregungsimpulsen zur Bildgebung (Alpha-Pulse) (74) zu bestimmen, die nach jedem Inversionspuls einer Gradient-Echo-Pulssequenz (70) anzuwenden sind.
2. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Computer ferner dazu programmiert ist, um im Zentrum eines K-Raums ein Echo zu platzieren, das im Wesentlichen dem Nullpunkt (72) der Magnetisierung des unterdrückten Gewebes entspricht.
3. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei ein erster Inversionspuls einen Flip-Winkel von weniger als 180° aufweist, während nachfolgende Inversionspulse einen Flip-Winkel von 180° aufweisen.
4. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei der Computer ferner dazu programmiert ist, um: den Arkuskosinus eines Verhältnisses zwischen einer Magnetisierung im stabilen Zustand und einer Magnetisierung im thermisch ausgeglichenen Zustand zu ermitteln; und den Flip-Winkel des ersten Inversionspulses gleich dem Arkuskosinus zu setzen.
5. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Computer ferner dazu programmiert ist, um eine 2D-Gradient-Echo-Datenakquisition und eine 3D-Gradient-Echo-Datenakquisition vorzunehmen.
6. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Computer ferner dazu programmiert ist, um die Schritte (A)–(C) während des Durchlaufs auszuführen.
7. MRI-Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei der Computer ferner dazu programmiert ist, einen Satz von Bedienereingaben zu identifizieren, die die Empfängerbandbreite, die x-Auflösung, TR, T₁ des Gewebes, den Flip-Winkel, die y-Auflösung und eine Anzahl von Schichten kennzeichnen.

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