DE102007021719B4

DE102007021719B4 - Turbospinechobildgebungssequenz mit langen Echozügen und optimiertem T1-Kontrast

Info

Publication number: DE102007021719B4
Application number: DE102007021719A
Authority: DE
Inventors: Jaeseok Dr. Park
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2007-05-09
Filing date: 2007-05-09
Publication date: 2010-09-30
Anticipated expiration: 2027-05-10
Also published as: CN101303400B; DE102007021719A1; US7639010B2; US20080278159A1; CN101303400A

Abstract

Turbo-Spinecho-Bildgebungsverfahren zur Erzeugung von T1-gewichteten Bildern eines Untersuchungsobjekts mittels magnetischer Kernresonanz, mit den folgenden Schritten:
– Anregen einer Magnetisierung des Untersuchungsobjekts mit einem HF-Anregungspuls (30),
– Einstrahlen einer Anzahl N von HF-Refokussierungspulsen (31) mit unterschiedlichen Kippwinkeln zur Erzeugung einer Vielzahl von Spin-Echos für einen Anregungspuls,
– Schalten einer Wiederherstellungspulskette (32) nur nach den N Refokussierungspulsen und vor dem nächsten HF-Anregungspuls, welche die Magnetisierung so beeinflusst, dass vor dem nächsten HF-Anregungspuls (30) die Magnetisierung durch die Wiederherstellungspulskette (32) in der negativen z-Richtung entgegengesetzt zur Richtung des Hauptmagnetfeldes ausgerichtet ist.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von T1-gewichteten Bildern eines Untersuchungsobjekts mittels magnetischer Kernresonanz. Die Erfindung findet insbesondere Anwendung bei der Verwendung von schnellen Spinechobildgebungssequenzen, mit denen ein T1-Kontrast erzielt werden soll. Die Erfindung kann beispielsweise bei der Aufnahme von Bildern des Gehirns zur Unterscheidung von weißer und grauer Hirnsubstanz verwendet werden. Selbstverständlich kann sie auch bei anderen Untersuchungsbereichen Anwendung finden, bei denen ein T1-Kontrast wünschenswert ist.
Zur Erzielung eines T1-Kontrastes in Magnetresonanzbildern (MR-Bildern) werden üblicherweise zweidimensionale Spinechobildgebungssequenzen verwendet. Diese haben jedoch den Nachteil einer langen Aufnahmezeit. Diese kann verkürzt werden durch das Schalten von längeren Echozügen mit mehreren Refokussierungspulsen. Bei längeren Echozügen mit mehreren Refokussierungspulsen ergibt sich jedoch das Problem, dass sich der T1-Kontrast verschlechtert, da die detektierten Signale im Verlauf des Echozuges eine vermehrte T2-Wichtung erhalten.
Weiterhin wurden dreidimensionale Spinechobildgebungsverfahren entwickelt, bei denen nach einem räumlich nicht selektiven Anregungspuls Refokussierungspulse mit unterschiedlichen Kippwinkeln verwendet wurden, wodurch die Verwendung von längeren Echozügen möglich wurden (siehe Mugler JP et al. in „Three-dimensional spin-echo-train proton-density-weighted. imaging using shaped signal evolutions”; 1999 in Proceedings of the 7th Annual Meeting of ISMRM, Philadelphia, USA, Seite 1631, und Mugler et al. in „Optimized single-slab three-dimensional spin-echo MR imaging of the brain” in Radiology, 2000; 216 (3): s 91–899). Diese Verfahren haben jedoch weiterhin den Nachteil, dass bei langen Echozügen die späteren Signalechos eine höhere T2 Wichtung erhalten.
US 2004/0051527 A1 beschreibt ein Bildgebungsverfahren mit einem langem Echozug, bei dem vor Einstrahlen der Anregungs- und Refokussierungspulse mit variablem Kippwinkel die Magnetisierung durch einen 180°-Puls invertiert wird.
Folglich ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Erstellung von T1 gewichteten Bildern bereitzustellen, bei dem trotz der Verwendung von längeren Echozügen die T2 Wichtung weitgehend unterdrückt werden kann.
Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen des unabhängigen Patentanspruchs gelöst. In den abhängigen Ansprüchen werden bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung trifft diese ein Verfahren zur Erzeugung von T1 gewichteten Bildern eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage, wobei in einem ersten Schritt die Magnetisierung des Untersuchungsobjekts mit einem HF Anregungspuls angeregt wird. Anschließend wird eine Anzahl N von HF Fokussierungspulsen mit variablen Kippwinkeln zur Erzeugung einer Vielzahl von Spinechos für einen Anregungspuls eingestrahlt. Erfindungsgemäß wird nun nach Schalten der N Refokussierungspulse eine Wiederherstellungspulskette verwendet, wobei diese Wiederherstellungspulskette vor dem nächsten HF Anregungspuls verwendet wird. Diese Wiederherstellungspulskette von HF Pulsen beeinflusst die Magnetisierung derart, dass vor dem nächsten HF Anregungspuls die Magnetisierung durch die Herstellungspulskette in die negative z-Richtung entgegengesetzt zur Richtung des Hauptmagnetfeldes ausgerichtet wird. Das Hauptmagnetfeld B0, auch Polarisierungsfeld genannt, wird üblicherweise als in die positive z-Richtung ausgerichtet festgelegt. Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird nun die Magnetisierung vor dem nächsten HF Anregungspuls um 180° entgegengesetzt zur Hauptmagnetfeldrichtung ausgerichtet. Durch diese Wiederherstellungs pulskette oder Restorepulskette wird der T1-Kontrast im berechneten Bild verstärkt.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform ist die Wiederherstellungspulskette derart ausgebildet, dass zuerst die trans versale Magnetisierung nach den Refokussierungspulsen maximiert wird, um anschließend die maximierte Transversalmagnetisierung in die negative z-Richtung entgegengesetzt zum Hauptmagnetfeld auszurichten. Hierbei kann die Wiederherstellungspulskette drei HF Pulse aufweisen, bei denen die ersten beiden HF Pulse der Wiederherstellungspulskette die transversale Magnetisierung nach den N Refokussierungspulsen maximieren, während der letzte HF Puls dieser Wiederherstellungspulskette die Magnetisierung in die negative z-Richtung entgegengesetzt zum Hauptmagnetfeld ausrichtet. In diesem Ausführungsbeispiel können die beiden ersten HF-Pulse entlang einer Achse in der transversalen Ebene eingestrahlt werden, während der dritte HF Puls dieser Pulskette im Wesentlichen orthogonal zu den beiden ersten Pulsen eingestrahlt wird. Werden beispielsweise die ersten beiden Pulse entlang der y-Achse eingestrahlt, so wird der dritte Puls entlang der x-Achse eingestrahlt.
Die Refokussierungspulse können beispielsweise untereinander einen zeitlichen Abstand von T_es haben, wobei der zeitliche Abstand vom letzten Refokussierungspuls zum ersten HF Puls der Wiederherstellungspulskette ebenfalls T_es sein kann, und der Abstand zwischen den ersten beiden HF-Pulsen der Wiederherstellungspulskette im Wesentlichen ebenfalls gleich T_es ist. In einer Ausführungsform kann der zeitliche Abstand zwischen dem zweiten und dem dritten HF Puls der Wiederherstellungspulskette halb so groß gewählt werden, d. h.
Die Kippwinkel der ersten beiden Pulse der Wiederherstellungspulskette können wie folgt berechnet werden βn,y = βmaxcos(λ(2 – n)), n = 1,2 [1]
, wobei β_n,y der Kippwinkel der ersten beiden Wiederherstellungspulse ist und β_max der maximale Wert zur Bestimmung der Kippwinkel ist, wobei β_max beispielsweise zwischen 150° und 170° vorzugsweise 160° für die Berechnung und die Bildgebung gewählt werden kann. α_L,y ist der Kippwinkel des letzten HF Pulses im Refokussierungspulszug.
Bevorzugt werden die MR-Bilder mit teilweise Fouriertechnik (sogenannter Half-Partial-Fourier-Technik) aufgenommen. Bei dieser Aufnahmetechnik wird nicht der gesamte Rohdaten- bzw. K-Raum mit Signalen gefüllt. Diese teilweise Fouriertechnik kann gemäß einem Aspekt der Erfindung in der Phasenkodierrichtung mit linearer Abfolge der Phasenkodierlinien verwendet werden. Durch die Verwendung der teilweisen Fouriertechnik wird gegenüber der herkömmlichen Methode mit der Verwendung von variablen Refokussierungspulsen die Echozuglänge vermindert. Durch die Reduzierung der Echozuglänge ist es jedoch möglich, den Einfluss von T2-gewichteten Signalanteilen zu minimieren. Beispielsweise wird die Echozuglänge halbiert durch die teilweise Fouriertechnik, wodurch der T2 Signaleinfluss minimiert werden kann. Während beispielsweise herkömmlicherweise zwischen 100 und 120 Refokussierungspulse mit variablem Kippwinkel verwendet wurden, wird gemäß diesem Aspekt der Erfindung die Anzahl auf einen Wert zwischen 50 bis 60 reduziert.
Eine weitere Möglichkeit für einen optimalen Bildkontrast ergibt sich, wenn gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung vor dem ersten HF Anregungspuls der Bildgebungssequenz ein Sättigungsabschnitt verwendet wird, in dem die transversale Magnetisierung vor dem ersten Anregungspuls zerstört wird. Diese Präparierung der Magnetisierung kann durch einen 90° Anregungspuls und dem anschließenden Schalten eines Gradienten zur Dephasierung der resultierenden Quermagnetisierung erreicht werden. Dieser Sättigungsabschnitt, der nur zu Beginn vor dem ersten Anregungspuls geschaltet werden, kann dazu beitragen, dass unterschiedliche Signalpegel während der ersten Anregungspulse vermieden werden können. Durch die Magne tisierungspräparierung ist es möglich, innerhalb der ersten Repetitionszeiten TR und die dazugehörigen Anregungspulse einen im Wesentlichen konstanten Signalanteil zu erhalten.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung kann der zeitliche Abstand des Sättigungsabschnitts vor dem ersten Anregungspuls, T_TD genannt, durch Lösen der Blochgleichung berechnet werden. T_TD kann wie folgt abgeschätzt werden
, wobei M₀ die longitudinale Gleichgewichtsmagnetisierung darstellt und M_Z0 die Magnetisierung am Ende des Refokussierungspulszuges vor dem Anfang des nächsten Anregungspulses aufgrund der T1-Relaxierung ergibt.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung werden wichtige Bildgebungsparameter der Bildgebungssequenz mit Hilfe der Blochgleichungen berechnet. Einer dieser Parameter kann die Repetitionszeit TR zwischen zwei Anregungspulsen sein. Ebenso kann der Kippwinkel des dritten HF Pulses der Wiederherstellungspulskette mit Hilfe der Blochgleichungen berechnet werden. Auch die Kippwinkel der Refokussierungspulse können mit Hilfe der Blochgleichungen berechnet werden. Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung werden die Kippwinkel der Refokussierungspulse derart variiert, dass die ersten HF-Pulse dieses Pulszuges einen Kippwinkel zwischen 70° und 90° induzieren. Diese relativ großen Kippwinkel werden verwendet, um einen Pseudogleichgewichtszustand der Magnetisierung zu Beginn des Echozuges zu erhalten. Innerhalb von wenigen HF Pulsen wird der Kippwinkel auf Werte zwischen 20° bis 30° vermindert, wobei anschließend der Kippwinkel bis zum N-ten HF Puls kontinuierlich auf Werte zwischen 40° und 60° ansteigt. Durch diese Kippwinkelabfolge wird ein Pseudogleichgewichtszustand erreicht. Die oben genannten Werte beziehen sich auf Bildgebungssequenzen zur Erzeugung eines guten Bildkontrastes zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz. Selbstverständlich sind bei anderen Anwendungsmöglichkeiten andere Kippwinkelvariationen möglich. Der langsame Anstieg der Kippwinkel von Werten von ca. 20° auf Werte von ca. 50° dient dazu, den Geweberelaxierungsprozessen entgegenzuwirken.
Bei einer Anwendung im Kopf einer Untersuchungsperson können die Kippwinkel und Bildgebungsparameter derart gewählt werden, dass das Signal der grauen Gehirnmasse im Wesentlichen konstant über die Anzahl der Refokussierungspulse bleibt. In einer Ausführungsform kann der Signalverlauf der grauen Gehirnsubstanz während der verschiedenen Refokussierungspulse bestimmt werden, wobei anschließend der Bereich, d. h. die Zahl der Refokussierungspulse gewählt wird, bei dem die graue Hirnsubstanz beginnt, einen im Wesentlichen konstanten Signalverlauf in Abhängigkeit von Refokussierungspulsen zu erhalten. Die ersten Refokussierungspulse, bei denen ein im Wesentlichen konstanter Signalverlauf der grauen Gehirnmasse erreicht wird, werden verwendet, um das K-Raum-Zentrum aufzunehmen, bei dem der Signalunterschied zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz maximal ist. Da das K-Raum-Zentrum für den Kontrast im Bild zuständig ist, während die äußeren K-Raum-Zellen für die Auflösung von Bedeutung sind, wird der Zeitpunkt zur Aufnahme des K-Raum-Zentrums gewählt, bei dem der Signalunterschied zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz am größten ist.
Die während der Bildgebungssequenz verwendeten HF Pulse können sogenannte harte HF-Pulse sein, die einen im Wesentlichen rechteckiges Schichtprofil im zeitlichen Verlauf haben und ohne gleichzeitiges Schalten von Gradienten eingestrahlt werden. Vorzugsweise ist die Bildgebungssequenz eine dreidimensionale Bildgebungssequenz, wobei die Dreidimensionalität nicht durch Schalten von mehreren zweidimensionalen Schichten hintereinander erreicht wird, sondern durch Anregen eins Volumens und durch nachfolgendes Schalten eines weiteren Phasenkodiergradienten zusätzlich zu dem bestehenden Phasenkodiergradienten.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigen:
1 die Veränderung der Kippwinkel für die Refokussierungspulse gemäß einem Verfahren nach dem Stand der Technik,
2 die Signalentwicklung für die graue und weiße Hirnsubstanz für die Wahl der Refokussierungspulse gemäß dem Ausführungsbeispiel von 1,
3 ein schematisches Pulssequenzdiagram zur Erhaltung von T1 gewichteten spinechobasierten Bildern gemäß der Erfindung,
4 einen Ausschnitt aus dem Sequenzdiagram von 3, der die Schaltung der Refokussierungspulse und der Wiederherstellungspulse zeigt,
5 die Variation der Kippwinkel der Refokussierungspulse und der ersten beiden HF Pulse der Wiederherstellungpulskette,
6 die Entwicklung des Signals der weißen und grauen Hirnsubstanz für verschiedene Winkel des letzten HF Pulses der Wiederherstellungspulskette in Abhängigkeit von der Anzahl der Refokussierungspulse,
7 die Variation der Signaldifferenz zwischen weißer Gehirnmasse und grauer Gehirnmasse zum Zeitpunkt TE in Abhängigkeit des Kippwinkels des letzten HF Pulses der Wiederherstellungspulskette,
8 die Signaldifferenz zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz zum Echozeitpunkt in Abhängigkeit von der Repetitionszeit TR und für verschiedene Echopulslängen,
9 die Signaldifferenz zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz in Abhängigkeit von der Echozuglänge, und
10 die Signalentwicklung der weißen und grauen Hirnsubstanz zum Zeitpunk TE mit und ohne Sättigungsabschnitt vor dem Einstrahlen des ersten HF Anregungspulses.
In Zusammenhang mit 1 und 2 wird die mit zunehmender Echozuglänge auftretende T2-Wichtung bei dem Verfahren nach dem Stand der Technik näher beschrieben. 1 zeigt die Auswahl der Kippwinkel für die Refokussierungspulse einer Turbospinechosequenz in Abhängigkeit von der Anzahl der HF Refokussierungspulse. In 2 ist die entsprechende Signalentwicklung bei grauer und weißer Hirnsubstanz für die in 1 verwendeten Kippwinkel dargestellt, wobei ein T1 Kontrast mit Hilfe von schnellen Spinechobildgebungssequenzen mit langen Echozügen erreicht werden soll. Der Signalverlauf der grauen Hirnsubstanz (GM) wird als Sollsignalwert in der Blochgleichung zur Berechnung der Kippwinkel von 1 verwendet. Diese Simulationsparameter wurden wie folgt gewählt: Repetitionszeit TR = 750 ms, Echozeit TE = 15 ms, Abstand der Refokussierungspulse T_es = 3 ms, Echozuglänge, d. h. Anzahl der Refokussierungspulse 111, T1/T2 = 915/100 ms für graue Hirnsubstanz und T1/T2 = 600/80 ms für weiße Hirnsubstanz. Die Kippwinkel variieren zu Beginn stark, angefangen bei Kippwinkel über 80°, wobei nach weniger als fünf HF-Pulsen diese einen Kippwinkel von 20° bis 25° aufweisen. Anschließend steigt der Kippwinkel kontinuierlich an. Wie in 2 zu erkennen ist, wird für die graue Hirnsubstanz nach einem anfänglichen schnellen exponentiellen Abfall ein Pseudogleichgewichtszustand erreicht. Die weiße Gehirnsubstanz nimmt im Signal, während das Signal der grauen Gehirnsubstanz konstant bleibt, ab. Bei einem gegebenen TR werden T1-gewichtete Signale zu Beginn des Echozugs erzeugt, während sich allmählich T2-gewichtete Signale im Laufe des Echozuges entwickeln. Für größere HF Nummern schneidet das Signal der wei ßen Hirnsubstanz das Signal der grauen Hirnsubstanz. Folglich entwickelt sich der Bildkontrast mit zunehmender Anzahl von Echos schlechter. Der Bildkontrast wird dominiert durch die Differenz der Signalwerte zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz im K-Raum-Mittelpunkt bei K_y = 0. Um einen genügenden T1 Kontrast zu erhalten, wird K_y = 0 aufgenommen, zu Beginn wenn der Pseudogleichgewichtszustand erreicht wird. Dieser Pseudogleichgewichtszustand wird erreicht, wenn mehrere Refokussierungspulse mit relativ großem Kippwinkel zu Beginn des Echozuges eingestrahlt werden wie in 1 zu erkennen ist. Wenn man berücksichtigt, dass der Signalabfall der weißen Substanz schneller erfolgt als der der grauen Substanz, ist zu erkennen, dass der Bildkontrast von der Längsmagnetisierung M_Z0 abhängt, die unmittelbar vor dem Anregungspuls anliegt, sowie von dem Betrag des Signalabfalls bis zum Pseudogleichgewichtszustand. M_Z0 stellt die Längsmagnetisierung dar, die sich nach dem Ende des Echozuges bis zum Beginn des Anregungspulses aufgrund der T1-Relaxation einstellt. Der Betrag des Signalabfalls zum Pseudogleichgewichtszustand nimmt ab, wenn M_Z0 steigt, da sich das Signal exponentiell abfallend entwickelt. Folglich ist es wichtig den Wert von M_Z0 in der weißen und grauen Hirnsubstanz richtig zu steuern, um einen vergrößerten T1 Kontrast zu erhalten.
Dieser wird mit einem Pulssequenzdiagram erreicht, das schematisch in 3 und 4 dargestellt ist. 3 zeigt ein 3D-Turbospinechopulsdiagram, mit dem ein optimaler T1 Kontrast auch mit langen Echozügen erreicht werden kann. Die Signalanregung erfolgt mit einem räumlich nicht selektiven Anregungspuls 30 gefolgt von einem Refokussierungspulszug 31 mit variablem Kippwinkel. Wie später in Zusammenhang mit 5 erklärt wird, wird hierbei die sogenannte Partial-Fourier-Technik angewendet, bei der nur der halbe K-Raum mit Rohdaten gefüllt wird. Nach dem Refokussierungspulszug 31 folgen noch Wiederherstellungspulse 32, durch welche die Magnetisierung M_Z0 so präpariert wird, dass ein optimaler T1-Kontrast erhalten wird. Der Refokussierungspulszug 31 und die Wiederherstellungspulse 32 werden nachfolgend unter Bezugnahme auf 4 näher erläutert. Nach einer Repetitionszeit TR folgt der nächste räumlich nicht selektive Anregungspuls 30.
Vor dem ersten, und nur vor dem ersten räumlich nicht selektiven Anregungspuls, wird eine Magnetisierungspräparierung 33 geschalten, beispielsweise bestehend aus einem 90°-Puls und einem nachfolgenden Spoilergradienten zur Dephasierung der entstehenden Quermagnetisierung. Die Effekte der vorgeschalteten Magnetisierungspräparierung werden in Zusammenhang mit 10 näher erläutert.
In 4 sind die Refokussierungspulse des Refokussierungspulszugs 31 und die Wiederherstellungspulse 32 näher dargestellt. Die Refokussierungspulse bestehen aus N Pulsen mit unterschiedlichen Kippwinkeln α_1,y bis α_L,y. Der Abstand zwischen zwei Refokussierungspulsen beträgt T_es. In 5 sind die Kippwinkel für die verschiedenen Refokussierungspulse gezeigt. Die ersten Pulse haben einen Winkel von ca. 800, während zwischen dem fünften und zehnten Puls ein Kippwinkel von ungefähr 20° erreicht wird. Der Kippwinkel steigt dann kontinuierlich bis ungefähr zum 60. Refokussierungspuls an. Im Vergleich der 1 und 5 ist zu erkennen, dass die Echozuglänge ETL ungefähr um die Hälfte reduziert wurde durch die Anwendung der Half-Partial-Fourier-Technik. Nach den Refokussierungspulsen im Refokussierungspulszug 31 folgen Wiederherstellungspulse 32, im dargestellten Beispiel die Pulse 32a, 32b und 32c. Der Abstand vom letzten Refokussierungspuls zum ersten Wiederherstellungspuls β_1,y beträgt ebenfalls T_es, ebenso wie der Abstand zwischen dem ersten und zweiten Wiederherstellungspuls. Die in 4 angegebenen y- und x-Werte geben die Richtung der Einstrahlung an, wobei sich die Richtung des Hauptmagnetfeldes in Richtung der z-Achse erstreckt. Die ersten beiden Pulse 32a und 32b haben die Aufgabe, die restliche transversale Magnetisierung nach den Refokussierungspulsen zu refokussieren und damit zu maximieren, während der letzte Wiederherstellungspuls 32c ausgebildet ist, um den T1 Kontrast unmittelbar vor dem nächsten Anregungspuls zu stärken. Wie näher in Zusammenhang mit den 6 und 7 er klärt wird, kippt der letzte Wiederherstellungspuls 32c die Magnetisierung in die negative z-Richtung entgegengesetzt zur Richtung des Hauptmagnetfeldes. Wie zu erkennen ist, werden alle α-Pulse des Refokussierungspulszuges und die beiden ersten β-Pulse des Wiederherstellungspulszuges entlang einer Richtung, beispielsweise der y-Richtung eingestrahlt, während der letzte Wiederherstellungspuls 32c orthogonal dazu entlang der x-Richtung eingestrahlt wird. Weiterhin beträgt der Abstand zwischen dem vorletzten und letzten Wiederherstellungspuls nur TE / 2. Die Kippwinkel für die ersten beiden Pulse können wie folgt gewählt werden: βn,y = βmaxcos(λ(2 – n)), n = 1,2 [4]
, wobei β_n,y der Kippwinkel der ersten beiden Wiederherstellungspulse ist und β_max der maximale Wert der Wiederherstellungspulse ist, der beispielsweise 160° gewählt erden kann. In 5 sind noch die Winkel der ersten beiden Wiederherstellungspulse dargestellt. α_L,y ist der Kippwinkel des letzten HF Pulses des Refokussierungspulszuges, der mit der Partial-Fourier-Technik aufgenommen wurde. Der Wert von M_Z0 kann beeinflusst werden durch Wahl des Kippwinkels β_L,x des letzten Wiederherstellungspulses sowie durch die Zeit der Signalerholung nach dem letzten Wiederherstellungspuls bis zum nächsten Anregungspuls, wobei diese Zeitspanne mit T_sr bezeichnet wird und 3 dargestellt ist. M_Z0 kann weiterhin durch die Änderung der Repetitionszeit TR beeinflusst werden.
Der T1-Kontrast der dargestellten Bildgebungssequenz hängt vor allem von den folgenden Bildgebungsparametern ab: β_L,x, TR und der Echozuglänge ETL. Die Blochgleichungen wurden numerisch simuliert, zur Berechnung der Bildgebungsparameter, beispielsweise bei 1,5 Tesla mit den folgenden Repetitionszeiten T1/T2 = 950/100 ms für graue Gehirnsubstanz und T1/T2 = 600/80 ms für weiße Gehirnsubstanz. Die Signalentwicklung über die Anzahl der HF Refokussierungspulse wurde in Abhängigkeit des Kippwinkels des letzten Wiederherstellungspulses 33c untersucht durch Berechnung der Blochgleichungen. In 6 ist beispielhaft eine Berechnung dargestellt, bei der drei verschiedene Kippwinkel von β_L,x verwendet wurden. Ein –90° Kippwinkel entlang der x-Achse, d. h. ein konventioneller Puls zum Zurückkippen der Quermagnetisierung in Richtung der positiven Längsachse, 0° Kippwinkel (kein Puls) und 90° entlang der x-Achse, bei dem der HF-Puls die Magnetisierung zur negativen Längsrichtung ausrichtet. Die Simulationsparameter, die in 6 verwendet wurden, waren wie folgt: TR = 57 ms, TE = 15 ms, T_es = 3 ms, ETL = 113 und AETL = 60. Weiterhin wurde keine Magnetisierungspräparierung 33 unterstellt. Die Signalentwicklung der weißen und grauen Gehirnmasse nach ungefähr 10 TRs ist dargestellt, um das Signalverhalten studieren zu können. In 6 ist dieser Pseudogleichgewichtszustand für die unterschiedlichen Kippwinkel von β_L,x und für die weiße und graue Gehirnsubstanz dargestellt. Weiterhin ist der Wert des HF Pulses dargestellt, bei der das K-Raum-Zentrum bei K_y = 0 aufgenommen wurde. Der Signalunterschied zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz zu diesem Zeitpunkt ist zuständig für den Bildkontrast.
Der Kippwinkel der ersten beiden Wiederherstellungspulse betrug, wie in 5 gezeigt, 130° und 160°. In 6 ist nun zu erkennen, dass mit dem üblicherweise verwendeten Puls von –90° (sogenannter Flip-Back-Puls) kein optimaler Signalunterschied zwischen weißer (WM) und grauer (GM) Hirnsubstanz erreicht wird. Mit dem herkömmlichen Kippwinkel, mit welchem die Magnetisierung wieder in die positive z-Richtung ausgerichtet wird, existiert so gut wie keine Signaldifferenz zwischen weißer und grauer Gehirnsubstanz. Das Signal der grauen Gehirnsubstanz (GM-Signal) zeigt einen langsamen Anstieg entlang des Echozuges während das Signal der weißen Gehirnsubstanz relativ stark abnimmt. Dies führt zu einem Signalver lauf, der für einen T1-Kontrast nicht geeignet ist. Bei Anwendung keines Pulses ist das Signal der weißen Hirnsubstanz höher als das Signal der grauen Hirnsubstanz. Da das Signal der weißen Hirnsubstanz stärker abnimmt, schneiden sich die beiden Kurven nach ungefähr 35 Refokussierungspulsen. In der ersten Echozughälfte sind die Signale T1-gewichtet, während sie später verstärkt dem T2 Einfluss unterworfen sind. Bei der Verwendung eines Kippwinkels, der die Magnetisierung entgegengesetzt zur Längsmagnetisierung ausrichtet, ist der stärkste Signalunterschied zu erkennen. Aufgrund dieses großen Signalunterschiedes schneiden sich die beiden Kurven auch nicht, was zu einer T1-Gewichtung entlang des gesamten Echozuges führt. Die Ausführungen zu 6 lassen erkennen, dass durch die geeignete Wahl der Wiederherstellungspulse mit dem geeigneten Kippwinkel der T1 Kontrast optimiert werden kann.
7 zeigt die Signaldifferenz zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz SD_WG zum Echozeitpunkt TE mit der Variation des letzten Wiederherstellungspulses Im dargestellten Ausführungsbeispiel wurde der letzte Wiederherstellungspuls zwischen –90° und +90° verändert, wobei die Repetitionszeiten TR zwischen 400 und 1200 ms variiert wurden. Wenn β_L,x kleiner als –50° ist, ist die Signaldifferenz positiv bei TR = 400 ms, während sie für TR größer 600 ms negativ ist. Falls β_L,x größer als 15° ist, ist die Signaldifferenz für alle gegebenen TRs positiv, was bedeutet, dass das Signal der weißen Hirnsubstanz höher als das der grauen Hirnsubstanz ist. Im Allgemeinen ist aus 7 zu erkennen, dass der Kontrast, d. h. die Signaldifferenz, unabhängig vom gewählten TR maximal ist bei β_L,x = 90°. Zusammenfassend ist in 7 zu erkennen, dass der beste Kontrast mit einem Kippwinkel erreicht werden kann, der die Magnetisierung entlang der negativen z-Richtung vor dem nächsten HF-Anregungspuls ausrichtet.
Mit der Verwendung von = 90° ist die Signaldifferenz, berechnet zum Zeitpunkt TE, in 8 dargestellt für einen Repetitionszeitraum zwischen 350 und 1500 ms für eine Refokus sierungsechozuglänge ETL zwischen 20 und 100. Die Signaldifferenz zum Zeitpunkt TE erreicht einen Maximalwert für TR zwischen 700 und 800 ms unabhängig von der gewählten Echozuglänge. In 9 ist unter Verwendung der beiden Bildparameter β_L,x und TR, optimiert zu 90° und 750 ms, die Signaldifferenz dargestellt in Abhängigkeit von der Echozuglänge für Werte zwischen 20 und 200 Refokussierungspulse (ETL). Mit 40 ist der Schnittpunkt des Signals von grauer und weißer Gehirnsubstanz dargestellt. Wenn ETL kleiner als 110 ist, bleibt die Signaldifferenz positiv, was bedeutet, dass die Signale entlang des ganzen Echozuges T1 gewichtet sind. Bei ETL Werten von größer 110 wird die Signaldifferenz negativ, was bedeutet, dass die Signale teilweise T2-gewichtet sind im letzten Teil des Echozuges. Mit der Partial-Fourier-Technik bedeutet dies, dass nur 50–60 Refokussierungspulse aufgenommen werden.
In Zusammenhang mit 10 ist zu erkennen, wie sich das Signal der weißen und grauen Gehirnmasse bei der Echozeit TE über die ersten Repetitionszeiten TR mit und ohne Magnetisierungspräparierung verhält (als SR bezeichnet, von Saturation Recovery). Signale ohne Sättigungspulse fluktuieren über die ersten vier TRs und erreichen erst danach einen Gleichgewichtszustand, während die Signale der weißen und grauen Hirnsubstanz bei der Verwendung der Magnetisierungspräparierung bzw. Sättigung von Beginn an den Gleichgewichtszustand erreichen. 10 zeigt, dass die Verwendung von Block 33 zu Beginn der Bildgebung sinnvoll ist, um ein konstantes Signal zu erhalten.
Nachfolgend wird ausgeführt wie der Kippwinkel der Refokussierungspulse berechnet wird, der sich mit der Anzahl der geschalteten Refokussierungspulse ändert (siehe 5). Da sowohl die Anregungs- als auch Refokussierungspulse sehr kurze räumlich nicht selektive Pulse sind, kann die Relaxierung während der Anwendung eines jeden Pulses vernachlässigt werden. Das Einstrahlen eines jeden Pulses bedeutet somit eine einfache Rotation um eine Achse. Nachfolgend wird vorausge setzt, dass die Refokussierungspulse entlang der y-Achse eingestrahlt werden. Die Magnetisierung M_x, M_y und M_z direkt nach dem Puls lautet wie folgt: M+y = My [6] M+x = Mxcosα – Mzsinα [7] M+z = Mxsinα + Mzcosα [8], wobei M_x, M_y und M_z die Magnetisierungen unmittelbar vor dem Puls bedeuten und α der Kippwinkel des Pulses ist. Mit der Verwendung der komplexen Schreibweise M_xy = M_x + iM_y und M*xy = Mx – iMy kann der transversale Magnetisierungsvektor M + / xy nach dem Puls wie folgt beschrieben werden M+xy = Mxycos2 α2 – M*xy sin2 α2 – Mzsinα [9], wobei M_xy die transversale Magnetisierung ohne Puls ist, –M * / xy die Magnetisierung nach dem 180° Puls und –M_z ist die Magnetisierung der Längsmagnetisierung mit dem 90° Puls. Falls die Echozuglänge ETL und der zeitliche Abstand der Refokussierungspulse T_ES bekannt ist, können die Refokussierungskippwinkel berechnet werden unter der Verwendung von gewebespezifischen Signalentwicklungen und den Relaxationszeiten des untersuchten Gewebes. Für jeden Puls wird obige Gleichung wie folgt angepasst

wobei A_k, B_k und C_k jeweils den Termen M_xy, –M * / xy und –M_z in Gleichung (9) entsprechen und das Signal darstellen, das über Isochromaten gemittelt wurde, die über einen Winkelbereich zwischen nachfolgenden HF-Pulsen präzidieren. M_i ist der Anfangsmagnetisierungsvektor [00 M_z]^(T), R_x, R_y und R_z sind jeweils Rotationsmatrixen um die x-Achse (HF Anregungspuls), y-Achse (Refokussierungspuls) und z-Achse (Dephasierung aufgrund der angewendeten Gradienten). T(...) ist ein Matrixoperator, der die T1- und T2-Relaxation für die spezifizierten Zeiten darstellt; Z ist die Matrix (000; 000; 001)^T, welche die transversale Magnetisierung des Magnetisierungsvektors zur Berechnung der stimulierten Echokomponente des Signals auf Null bringt; N ist die Anzahl der simulierten Isochromaten unter Verwendung der Blochgleichungen. Es wird unterstellt, dass zwischen dem Anregungs- und dem ersten Refokussierungspuls und zwischen jedem Refokussierungspuls und dem nachfolgenden Echo die angelegten Magnetfeldgradienten zu einer gleichförmigen Dephasierung der transversalen Magnetisierung führen. Folglich ist der Wert von Φ_m = 360°·(m – 1)/N. Unter Beachtung der Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Kondition und der Standardgradientenkonfiguration für einen Spinechopulszug bilden sich erste. und die stimulierten Echos zur gleichen Zeit entlang der y-Achse. Gleichung (10) reduziert sich daher zu einer skalaren quadratischen Gleichung, die für A_k in geschlossener Form berechnet werden kann.
Um die beschriebene Signalentwicklung zu finden, die den höchsten Signallevel erzeugt, und damit Kippwinkelbedingungen einfach in den Lösungsprozess integriert werden können, wird die geschlossene Form mit einem iterativen Verfahren kombiniert, das auf dem Standardintervall Bi-Abschnittverfahren fußt (siehe Mugler et al.: „Practical Implementation of Optimized Tissue-specific Prescribed Signal Evolutions for Improved Turbo-Spin-Echo Imaging, 2003, Proceedings of the 11th Annual Meeting of ISMAM, Toronto, Canada, Seite 203).
Zusammenfassend ermöglicht die vorliegende Erfindung die Erstellung von rein T1-gewichteten dreidimensionalen Turbospinechobildern, wobei der T1-Kontrast insbesondere durch das Merkmal der Wiederherstellungspulse, der Verwendung der Half-Fourier-Technik und der Verwendung der Magnetisierungspräparierung erreicht wird. Die drei verwendeten HF Pulse der Wiederherstellungspulsfolge vergrößert die restliche transversale Magnetisierung und kippt diese anschließend in die negative z-Richtung. Eine verstärkte T2-Gewichtung wird ebenfalls durch die Verwendung der Half-Fourier-Technik vermieden.

Claims

Turbo-Spinecho-Bildgebungsverfahren zur Erzeugung von T1-gewichteten Bildern eines Untersuchungsobjekts mittels magnetischer Kernresonanz, mit den folgenden Schritten: – Anregen einer Magnetisierung des Untersuchungsobjekts mit einem HF-Anregungspuls (30), – Einstrahlen einer Anzahl N von HF-Refokussierungspulsen (31) mit unterschiedlichen Kippwinkeln zur Erzeugung einer Vielzahl von Spin-Echos für einen Anregungspuls, – Schalten einer Wiederherstellungspulskette (32) nur nach den N Refokussierungspulsen und vor dem nächsten HF-Anregungspuls, welche die Magnetisierung so beeinflusst, dass vor dem nächsten HF-Anregungspuls (30) die Magnetisierung durch die Wiederherstellungspulskette (32) in der negativen z-Richtung entgegengesetzt zur Richtung des Hauptmagnetfeldes ausgerichtet ist.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Wiederherstellungspulskette (32) derart ausgebildet ist, dass zuerst die transversale Magnetisierung nach den Refokussierungspulsen (31) maximiert wird, während anschließend die Magnetisierung in die negative z-Richtung entgegengesetzt zum Hauptmagnetfeld ausgerichtet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Wiederherstellungspulskette (32) 3 HF-Pulse aufweist, wobei die ersten beiden HF-Pulse (32a, 32b) der Wiederherstellungspulskette die transversale Magnetisierung nach den Refokussierungspulsen maximiert, während der letzte HF-Puls (32c) dieser Wiederherstellungspulskette die Magnetisierung in die negative z-Richtung entgegengesetzt zum Hauptmagnetfeld ausrichtet.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die beiden ersten HF-Pulse (32a, 32b) der Wiederherstellungskette entlang einer Achse in der transversalen Ebene eingestrahlt werden, während der dritte HF-Puls (32c) der Wieder herstellungspulskette im Wesentlichen orthogonal zu den beiden ersten Pulsen eingestrahlt wird.
Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass die N Refokussierungspulse (31) in einem zeitlichen Abstand von T_es erfolgen, wobei der zeitliche Abstand zwischen den beiden ersten HF-Pulsen der Wiederherstellungspulskette im Wesentlichen ebenfalls gleich T_es ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass der zeitliche Abstand zwischen dem N-ten Refokussierungspuls und dem ersten der HF-Pulse der Wiederherstellungskette im Wesentlichen ebenfalls T_es ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der zeitliche Abstand zwischen dem zweiten und dritten HF-Puls der Wiederherstellungspulskette im Wesentlichen gleich T_es/2 ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Kippwinkel der beiden ersten Pulse der Wiederherstellungspulskette wie folgt berechnet wird: βn,y = βmaxcos(λ(2 – n)), n = 1,2 [1]
, wobei β_max ein maximaler Kippwinkel ist, und β_n,y der Kippwinkel des letzten Refokussierungspulses ist.
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Bilder mit teilweiser Fouriertechnik aufgenommen werden, bei der der K-Raum im Wesentlichen nur halb mit Rohdaten gefüllt wird, wobei die Roh daten in Phasenkodierrichtung nur teilweise aufgenommen werden.
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Anzahl N der Refokussierungspulse (31) für einen Anregungspuls zwischen 40 und 70, vorzugsweise zwischen 50 und 60 liegt.
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass vor dem ersten HF-Anregungspuls (30) der Bildgebungssequenz ein Sättigungsabschnitt (33) verwendet wird, in dem die transversale Magnetisierung vor der ersten Anregungspuls zerstört wird.
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der zeitliche Abstand des Sättigungsabschnitts (33) vor dem ersten Anregungspuls (30) T_TD durch Lösen der Blochgleichungen wie folgt berechnet wird:
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Repetitionszeit TR zwischen zwei Anregungspulsen mit Hilfe der Berechnung der Blochgleichungen erfolgt.
Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 3 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Kippwinkel des dritten HF-Pulses (32c) der Wiederherstellungspulskette durch Lösen der Blochgleichungen berechnet wird.
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Kippwinkel der Refokussierungpulse (31) derart variiert werden, dass die ersten HF-Pulse einen Kippwinkel zwischen 70 und 90 Grad induzieren, wobei innerhalb von weniger als 10 HF-Pulsen der Kippwinkel auf Werte von 20 bis 30 Grad abnimmt und der Kippwinkel bis zum N-ten HF-Puls kontinuierlich auf Werte zwischen 40 und 60 Grad ansteigt.
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Bilder vom Gehirn des Untersuchungsobjekts aufgenommen werden, um einen Bild kontrast zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz zu erhalten.
Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Signalverlauf der grauen Gehirnsubstanz während der N Refokussierungspulse bestimmt wird und anschließend bestimmt wird, bei welchem Refokussierungspuls das Signal einen im Wesentlichen konstanten Signalverlauf in Abhängigkeit von den Refokussierungspulsen erhält, wobei das K-Raum-Zentrum bei dem Refokussierungspuls aufgenommen wird, bei dem der Signalunterschied zwischen grauer und weißer Gehirnsubstanz maximal ist.
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die MR-Bilder mit einer dreidimensionalen Bildgebungssequenz mit zwei Phasenkodiergradienten in zwei unterschiedlichen Raumrichtungen aufgenommen werden.
Verfahren nach zumindest einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die HF-Pulse im zeitlichen Verlauf ein im Wesentlichen rechteckiges Profil haben und ohne gleichzeitiges Schalten von Gradienten eingestrahlt werden.