DE102008032155A1

DE102008032155A1 - Verfahren zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt und Magnetresonanzanlage

Info

Publication number: DE102008032155A1
Application number: DE102008032155A
Authority: DE
Inventors: Jaeseok Dr. Park
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2008-07-08
Filing date: 2008-07-08
Publication date: 2010-01-28
Anticipated expiration: 2028-07-09
Also published as: US20100013479A1; DE102008032155B4; US7847551B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt (102) zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus einem Bereich des Untersuchungsobjekts (102), mit den folgenden Schritten: - Anlagen eines Hauptmagnetfeldes (B0); - Einstrahlen eines adiabatischen Half-Passage(AHP)-Pulses (201; 301) zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung und - Einstrahlen mindestens eines ersten und eines zweiten adiabatischen Full-Passage(AFP)-Pulses (202, 203; 302, 303) zur Erzeugung einer schichtselektiven Rephasierung der transversalen Magnetisierung; wobei der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Half-Passage-Puls (201; 301) und dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls (202; 302) mindestens 37 ms beträgt und wobei der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls (202; 302) und dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls (203; 303) mindestens 75 ms beträgt.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus einem Bereich des Untersuchungsobjekts sowie eine Magnetresonanzanlage zur Durchführung des Verfahrens.
Ein weit verbreitetes Verfahren zur Gewinnung von medizinischen Bilddaten eines zu untersuchenden Objekts ist die Magnetresonanztomographie. Dabei wird das zu untersuchende Objekt in ein möglichst homogenes statisches Magnetfeld (B₀-Feld) gebracht. Zur Aufnahme von Bilddaten werden weiterhin magnetische Gradientenfelder angelegt und elektromagnetische Hochfrequenz(HF)-Pulse eingestrahlt, die um die Magnetfelder präzedierende Kernspins anregen. Die magnetische Flussdichte der HF-Pulse wird oft mit B₁ bezeichnet. Bei einer Anregung mit HF-Pulsen wird die Richtung der Magnetisierung, die ursprünglich parallel zum B₀-Feld ausgerichtet ist, um einen vorbestimmten Winkel zu diesem gekippt (Flipwinkel). Der Flipwinkel hängt dabei sowohl von der Einstrahldauer des HF-Pulses als auch von der B₁-Feldstärke ab. Bei einem Flipwinkel von 90° kann beispielsweise eine transversale Magnetisierung (senkrecht zum B₀-Feld) erzeugt werden, deren Zerfall nachfolgend als Magnetresonanzsignal aufgenommen wird. Zur Erzeugung von qualitativ hochwertigen Bilddaten ist es folglich wünschenswert, eine möglichst gleichmäßige Auslenkung der Magnetisierung über eine Schicht des zu untersuchenden Objekts zu erhalten.
Mittels Spin-Spin-Relaxation zerfällt eine transversale Magnetisierung dabei während einer Zerfallszeit oder Relaxationszeit T₂. Ein Zerfall der transversalen Magnetisierung mit T₂ findet jedoch nur in einem idealen homogenen Magnetfeld statt. In einem realen Magnetfeld zerfällt die transversale Magnetisierung mit der Zeitkonstante T₂* aufgrund eines gewissen Grads von Inhomogenität des realen Magnetfelds. Die T₂*-Relaxationszeit ist in der Regel wesentlich kürzer als die T₂-Relaxationszeit. Um dennoch ein Signal zu erhalten, das von T₂ dominiert ist, werden Spinechoverfahren eingesetzt, wobei ein 180°-Refokussierungspuls die transversale Magnetisierung umklappt. Die transversale Magnetisierung rephasiert folglich und erzeugt ein Spinechosignal.
Unterschiedliche T₂-Relaxationszeiten für unterschiedliche Gewebe oder Flüssigkeiten können verwendet werden, um einen Kontrast zwischen diesen herzustellen. Beispielsweise wird in der Magnetresonanz-Cholangiopankreatikographie (MRCP) eine Flüssigkeit mit langer T₂-Relaxationszeit mit hohem Kontrast abgebildet. Um ein hohes Signal von der Flüssigkeit zu erhalten, werden stark T₂-gewichtete Multiechosequenzen, wie beispielsweise Turbospinechosequenzen (TSE) eingesetzt. Diese TSE-Sequenzen umfassen gewöhnlich eine Vielzahl von 180°-Refokussierungspulsen mit konstant hohen Refokussierungsflipwinkeln, um zu erreichen, dass Signale im Wesentlichen nur aus Bereichen einer untersuchten Person erhalten werden, die lange T₂-Relaxationszeiten aufweisen. Folglich resultiert das herkömmliche MRCP-Bildgebungsverfahren in einer hohen Energieeinbringung in die untersuchte Person. Da zu Beginn der Echosequenz auch Signale mit kurzen T₂-Zeiten aufgenommen werden, verbleiben in den Bilddaten oft Hintergrundsignale, die von Blut und Fett verursacht werden und eine Diagnose stören können. Die Verwendung von selektiven Hochfrequenz-(HF)Pulsen zur Fett-Sättigung führt auch zu einer unvollständigen Unterdrückung von Signalen von Körperfett aufgrund von B₀- und B₁-Inhomogenitäten. Zusätzlich ändert sich die B₁-Amplitude besonders bei einem hohen Feld räumlich, was zu ortsabhängigen inhomogenen Signalintensitäten über das Gesichtsfeld führt. Aufgrund der nötigen Pulssequenz mit hohen Flipwinkeln wird weiterhin eine hohe Leistung des Magnetresonanzsystems zur MRCP-Bildgebung benötigt. Nachteile einer herkömmlichen MRCP sind somit eine hohe Energieeinbringung in menschliches Gewebe, eine unvollständige Unterdrückung von Hintergrundsignalen und der Einfluss von B₁-Inhomogenitäten.
Aufgrund der starken T₂-Wichtung benötigt eine MRCP-Bildgebung viele Refokussierungspulse mit hohen Flipwinkeln. Um die Energieeinbringung zu reduzieren, könnte die Anzahl der Refokussierungspulse verringert werden, oder der Refokussierungsflipwinkel verringert werden. Diese Maßnahmen verringern allerdings die Aufnahmeeffizienz von Magnetresonanzsignalen und die von einer Flüssigkeit erhaltene Signalintensität.
Um die Hintergrundsignale, die von Blut und Fett hervorgerufen werden, zu reduzieren, wurde von Busse et al. in „Improved Background Suppression for 3D-MRCP using T2-Prep", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14 (2006), Seite 392, vorgeschlagen, eine Datenaufnahme nach einer Anregung zu verzögern oder eine separate kurze T₂-Präparation vor einer Anregung durchzuführen. Dieses Verfahren löst allerdings nicht das Problem der hohen Energieeinbringung, da weiterhin eine große Anzahl von Refokussierungspulsen mit großen Flipwinkeln benötigt wird.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen bereitzustellen, welches eine Aufnahme von Magnetresonanzsignalen mit möglichst geringem Hintergrundsignal, eine geringe Energieeinbringung in das Untersuchungsobjekt und eine Verringerung des Einflusses von Magnetfeldinhomogenitäten erreicht. Weiterhin ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Magnetresonanzanlage zur Durchführung des Verfahrens bereitzustellen.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche beschreiben bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung.
Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus einem Bereich des Untersuchungsobjekts bereitgestellt. Das Verfahren umfasst die Schritte eines Anlegens eines Hauptmagnetfelds, eines Einstrahlens eines adiabatischen Half-Passage-Pulses zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung und eines Einstrahlens mindestens eines ersten und eines zweiten adiabatischen Full-Passage-Pulses zur Erzeugung einer schichtselektiven Rephasierung der transversalen Magnetisierung. Erfindungsgemäß beträgt der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Half-Passage-Puls und dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls mindestens 37 ms. Weiterhin beträgt der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls und dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls mindestens 75 ms. Aufgrund der Verwendung adiabatischer Pulse ist eine solche Anregung im Allgemeinen weniger sensitiv bezüglich B₀- oder B₁-Magnetfeldinhomogenitäten. Aufgrund der Wahl der zeitlichen Abstände zwischen den Pulsen ist die Anregung in Bereichen des Untersuchungsobjekts mit kurzen T₂-Relaxationszeiten bereits zerfallen, während in Bereichen mit längeren T₂-Zerfallszeiten eine Rephasierung der transversalen Magnetisierung stattfindet und somit eine Anregung bestehen bleibt. Somit kann mit einer solchen Anregungssequenz ein guter Kontrast zwischen nicht erwünschten Strukturen, wie beispielsweise Blut und Fett, zu erwünschten Strukturen, wie beispielsweise einer bestimmten Flüssigkeit, erhalten werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden nach dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls mindestens ein dritter und ein vierter adiabatischer Full-Passage-Puls eingestrahlt, wobei die zeitlichen Abstände zwischen dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls und dem dritten adiabatischen Full-Passage-Puls sowie zwischen dem dritten adiabatischen Full-Passage-Puls und dem vierten adiabatischen Full-Passage-Puls mindestens 75 ms betragen. Mit einer solchen Anregungssequenz können Signale von Geweben über einen weiten Bereich von T₂-Relaxationszeiten beispielsweise nahezu vollständig unterdrückt werden. Eine hohe T₂-Wichtung kann insbesondere dadurch erreicht werden, dass eine Relaxation während des Einstrahlens des adiabatischen Pulses zusätzlich zu einer Relaxation zwischen den Pulsen stattfindet. Gemäß einer weiteren Ausführungsform beträgt der zeitliche Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden adiabatischen Full-Passage-Pulsen mindestens 100 ms, vorzugsweise mindestens 150 ms. Mit solchen Echozeiten kann eine starke T₂-Wichtung erzielt werden, so dass eine Flüssigkeit mit einer langen T₂-Relaxationszeit mit hohem Kontrast mit einer nachfolgenden Bildgebungssequenz abgebildet werden kann. Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der zeitliche Abstand zwischen aufeinanderfolgenden adiabatischen Full-Passage-Pulsen derart festgelegt, dass die transversale Magnetisierung nach Einstrahlen des letzten adiabatischen Full-Passage-Pulses in Bereichen des Untersuchungsobjekts, die hauptsächlich Gewebe umfassen, bereits im Wesentlichen zerfallen ist, wohingegen die transversale Magnetisierung in Bereichen des Untersuchungsobjekts, die hauptsächlich Flüssigkeit umfassen, rephasiert, so dass aus den Bereichen des Untersuchungsobjekts, die hauptsächlich Flüssigkeit umfassen, nachfolgend ein Spinechomagnetresonanzsignal aufgenommen werden kann. Somit wird ein guter Kontrast zwischen der Flüssigkeit und dem Gewebe erzielt.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird eine Phase der von dem adiabatischen Half-Passage-Puls angeregten transversalen Magnetisierung unter Verwendung einer mathematischen Beschreibung des adiabatischen Half-Passage-Pulses berechnet. Dazu kann beispielsweise eine numerische Simulation von Bloch-Gleichungen für den adiabatischen Half-Passage-Puls verwendet werden. Weiterhin wird eine HF-Phase des adiabatischen Half-Passage-Pulses unter Verwendung der berechneten Phase der transversalen Magnetisierung so eingestellt, dass nach dem Einstrahlen des adiabatischen Half-Passage-Pulses und der adiabatischen Full-Passage-Pulse eine vorbestimmte Phase der Magnetisierung vorliegt. Ein solches Ein stellen der Phase der transversalen Magnetisierung kann verwendet werden, um eine Phasenbeziehung zu nachfolgend eingestrahlten Refokussierungspulsen zu erfüllen. Eine solche Phasenbeziehung kann beispielsweise die Carr-Purcell-Meiboom-Gill-(CPMG)Bedingung sein.
Eine weitere Ausführungsform der Erfindung sieht vor, dass die eingestrahlten adiabatischen Full-Passage-Pulse gemäß einem VERSE-Verfahren moduliert sind. Eine solche VERSE-(Variable Rate Selective Excitation)Modulation ist im Detail in Conolly et al., „Variable-Rate Selective Excitation", Journal of Magnetic Resonance 78, Seiten 440–458 (1988) beschrieben (wobei die Offenbarung dieser Druckschrift hierin vollständig aufgenommen werden soll. Bei einer VERSE-Modulation wird die maximale B₁-Amplitude eines adiabatischen Full-Passage-(AFP)Pulses reduziert. Ein AFP-Puls kann dadurch moduliert werden, dass die Feldamplituden des Pulses durch Anpassen einer Einstrahldauer bei einer entsprechenden Feldamplitude auf einen vorbestimmten Wert beschränkt werden. Beispielsweise kann ein maximaler Feldamplituden-(B₁-)Wert festgelegt werden, wobei Amplitudenwerte des ursprünglichen AFP-Pulses, die über diesem maximalen Wert liegen, auf diesen maximalen Wert reduziert werden, und als Kompensation die Einstrahldauer bei der entsprechenden Amplitude verlängert wird. Somit kann die gleiche Rotation der Magnetisierung erhalten werden. Beispielsweise kann eine gleiche Anregung dadurch erhalten werden, dass mit der halben Feldstärke zweimal so lang eingestrahlt wird. Durch Verwendung einer solchen Modulation kann somit die maximale B₁-Amplitude wesentlich reduziert werden, wodurch die eingebrachte HF-Energie reduziert wird, als auch die Belastung des HF-Verstärkers.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erfolgt während des Einstrahlens des adiabatischen Half-Passage-(AHP)Pulses und der adiabatischen Full-Passage-(AFP)Pulse keine Aufnahme von Magnetresonanzsignalen für eine Bildgebung. Gewebe oder Bereiche des Untersuchungsobjekts mit relativ kurzen T₂-Zeiten können beispielsweise nach einem Einstrahlen des AHP-Pulses oder des ersten AFP-Pulses noch Magnetresonanzsignale aussenden, was zu einer Erhöhung des Hintergrundsignals führen kann. Somit ist es vorteilhaft, während des Einstrahlens der AHP-Pulse und der AFP-Pulse keine Magnetresonanzsignale aufzunehmen, da somit Magnetresonanzsignale von Bereichen mit kurzer T₂-Zeit weiter unterdrückt werden können.
Das Verfahren kann gemäß einer weiteren Ausführungsform ein aufeinanderfolgendes Einstrahlen mehrerer Refokussierungspulse zur Erzeugung einer Rephasierung der transversalen Magnetisierung und ein Aufnehmen von Spinechomagnetresonanzsignalen zwischen aufeinanderfolgenden Refokussierungspulsen umfassen. Die Refokussierungspulse können beispielsweise Teil einer Turbospinechosequenz zur Bildgebung sein. Die Verwendung einer solchen Spinechosequenz in Verbindung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Erzeugung einer Anregung ist vorteilhaft, da stark T₂-gewichtete Magnetresonanzsignale mit geringen Hintergrundsignalen aufgenommen werden können. Beispielsweise kann die Phase der Refokussierungspulse und/oder die Phase des adiabatischen Half-Passage-Pulses derart eingestellt werden, dass eine CPMG-Bedingung erfüllt wird. Das Erfüllen einer CPMG-Bedingung ist vorteilhaft, da sich Abweichungen von vorgegebenen Flipwinkeln für die Refokussierungspulse nicht addieren, und somit beispielsweise jedes zweite Spinechosignal die korrekte Signalamplitude aufweisen kann.
Weiterhin können die Refokussierungspulse gemäß einer weiteren Ausführungsform Teil einer Spinechosequenz sein und ein Umklappen der transversalen Magnetisierung mit vorbestimmten Flipwinkeln verursachen, wobei die Refokussierungspulse jeweils derart eingestellt werden, dass sich der Flipwinkel gemäß vorgegebener Werte über die Dauer der Spinechosequenz ändert. Mit einer solchen Steuerung der Flipwinkel über die Dauer der Spinechosequenz kann beispielsweise erreicht werden, dass nur eine minimale HF-Energie in das Untersuchungsobjekt eingebracht wird. Beispielsweise können geringe Flip winkelwerte vorgegeben werden, so dass die Einstrahldauer oder maximale Feldamplitude der Refokussierungspulse reduziert werden kann. Beispielsweise kann für mindestens die Hälfte der im Rahmen der Spinechosequenz eingestrahlten Refokussierungspulse der verursachte Flipwinkel weniger als 120° betragen, vorzugsweise weniger als 100°. Mit solchen geringen Flipwinkeln ist es möglich, die eingebrachte HF-Energie wesentlich zu reduzieren. Dabei können die für die Flipwinkel vorgegebenen Werte unter Verwendung einer inversen Lösung einer Bloch-Gleichung und von Relaxationszeiten für Referenzgewebe derart berechnet werden, dass die Magnetresonanzsignale maximiert werden, wobei die Werte für die Flipwinkel für vorbestimmte Refokussierungspulse auf vorgegebene Maximalwerte beschränkt werden. Dafür kann beispielsweise ein Verfahren wie in Mugler et al., „Practical Implementation of Optimized Tissue-Specific Prescribed Signal Evolutions for Improved Turbo-Spin-Echo Imaging", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 11 (2003), Seite 203 beschrieben eingesetzt werden. Die Veränderung der Flipwinkel über die Dauer der Spinechosequenz kann je nach Anwendungsbereich angepasst werden. Somit kann ein maximales Magnetresonanzsignal bei minimaler Energieeinbringung realisiert werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung fallen die für die Flipwinkel vorgegebenen Werte über die Dauer der Spinechosequenz für eine vorbestimmte Anzahl von Refokussierungspulsen exponentiell ab, wobei die vorgegebenen Werte für eine vorbestimmte Anzahl darauffolgender Refokussierungspulse einen vorbestimmten Wert beibehalten oder auf einen vorbestimmten Wert ansteigen. Eine solche Entwicklung der Flipwinkel kann beispielsweise ausreichend hohe Flipwinkel am Anfang der Spinechosequenz bereitstellen, während geringere Flipwinkel im mittleren Teil der Echosequenz für eine geringe Energieeinbringung sorgen. Eine derart konfigurierte Veränderung der Flipwinkel über die Spinechosequenz kann beispielsweise für eine MRCP-Bildgebung verwendet werden.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung werden die Spinechomagnetresonanzsignale in Phasenkodierrichtung mit einer teilweisen Fourier-Aufnahme aufgenommen. Somit kann eine Energieeinbringung weiterhin reduziert werden.
Eine weitere Ausführungsform sieht dabei vor, dass Spinechomagnetresonanzsignale für zentrale k-Raum-Linien nachfolgend auf die Anregung mit adiabatischen Pulsen aufgenommen werden. Durch ein anfängliches Aufnehmen der zentralen k-Raum-Linien kann beispielsweise eine B₁-Insensitivität weiter verbessert werden. Obwohl beispielsweise B₁-Inhomogenitätseffekte in den Refokussierungspulse auftreten können, ist der zentrale Bereich des k-Raums durch eine Änderung einer B₁-Amplitude weniger betroffen, wodurch eine anfängliche Aufnahme der zentralen k-Raum-Linien vorteilhaft ist.
Das Erzeugen einer Anregung durch Einstrahlen der Pulse wie vorab beschrieben kann beispielsweise Teil einer Bildgebungssequenz zur Darstellung einer Flüssigkeit sein, insbesondere Teil einer Magnetresonanz-Cholangiopankreatikographie-Bildgebungssequenz. Da in einem solchen Fall die Flüssigkeit hohe T₂-Zeiten aufweisen kann, ist eine Anwendung des vorab beschriebenen Verfahrens besonders vorteilhaft, da somit ein hoher Kontrast zwischen der Flüssigkeit und umliegenden Gewebe erhalten werden kann, was beispielsweise eine Darstellung eines Gallengangsystems mit hohem Kontrast ermöglicht.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Magnetresonanzanlage zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt zur Aufnahme von Magnetresonanzsignale aus einem Bereich des Untersuchungsobjekts bereitgestellt. Die Magnetresonanzanlage umfasst einen Magneten zum Anlegen eines Hauptmagnetfelds an einen Bereich des Untersuchungsobjekts, eine HF-Spulenanordnung zum Einstrahlen von HF-Pulsen in einen Bereich des Untersuchungsobjekts und eine Steuereinheit. Die Steuereinheit steuert das Einstrahlen von HF-Pulsen derart, dass ein adiabatischer Half-Passage-Puls zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung sowie mindestens ein erster und ein zweiter adiabatischer Full-Passage-Puls zur Erzeugung einer schichtselektiven Rephasierung der transversalen Magnetisierung eingestrahlt wird, wobei der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Half-Passage-Puls und dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls mindestens 37 ms beträgt, und wobei der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls und dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls mindestens 57 ms beträgt. Eine derartige Ausgestaltung einer Magnetresonanzanlage ist vorteilhaft, da sie sich für eine nachfolgende Aufnahme von Magnetresonanzsignalen mit hohem Kontrast von Bereichen mit langer T₂-Relaxationszeit zu Bereichen mit kurzer T₂-Relaxationszeit eignet, sowie eine gute Unterdrückung von Hintergrundsignalen und eine geringe Einbringung von HF-Energie erreichen kann. Vorzugsweise ist die Magnetresonanzanlage derart ausgestaltet, dass sie gemäß einem der vorab genannten Verfahren arbeitet.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm bereitgestellt, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem eines der vorab genannten Verfahren ausführt. Weiterhin wird ein elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf elektronisch lesbaren Steuerinformationen bereitgestellt, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwenden des Datenträgers in einem Rechnersystem eines der vorab genannten Verfahren durchführen. Das Computerprogrammprodukt oder der elektronisch lesbare Datenträger können beispielsweise in einem Rechnersystem verwendet werden, das funktionell mit einer Magnetresonanzanlage verbunden ist.
Die Merkmale der oben beschriebenen Ausführungsform der Erfindung können kombiniert werden. Mit Bezug auf das Verfahren beschriebene Merkmale können beispielsweise auch in Verbindung mit der beschriebenen Magnetresonanzanlage verwendet werden.
Weitere Vorteile und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend mit Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage gemäß einer Ausführungsform der Erfindung.
2 ist eine schematische Darstellung einer Ausführungsform einer erfindungsgemäßen HF-Anregung, die aus einem adiabatischen Half-Passage-Puls und zwei adiabatischen Full-Passage-Pulsen zusammengesetzt ist.
3 ist eine schematische Darstellung einer Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Anregungssequenz mit nachfolgender Spinechosequenz, wobei die Anregungssequenz aus einem adiabatischen Half-Passage-Puls und vier darauffolgenden adiabatischen Full-Passage-Pulsen besteht.
4 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen.
5 zeigt ein Diagramm einer möglichen Variation des Flipwinkels von Refokussierungspulsen über den Verlauf einer Spinechosequenz.
6 zeigt beispielhaft Magnetresonanzsignale von verschiedenen Bereichen eines Untersuchungsobjekts, die über den Verlauf einer Spinechosequenz erhalten wurden.
1 zeigt schematisch eine Magnetresonanzanlage 100, mit der die Phasenlage einer durch einen adiabatischen Hochfrequenzpuls induzierten Magnetisierung bestimmt werden kann, beispielsweise für eine nachfolgende Aufnahme von Bilddaten mit einer Multiechomagnetresonanzsequenz. Eine derartige Magnetresonanzanlage weist einen Magneten 101 zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B₀ auf. Im hier gezeigten Beispiel ist das Untersuchungsobjekt eine Untersuchungsperson 102, die auf einer Liege 103 angeordnet ist. Wie schematisch durch Pfeile dargestellt, kann die Liege in den Magneten 101 gefahren werden und in diesem verfahren werden. Die Magnetresonanzanlage weist weiterhin ein Gradientensystem 104 zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten auf, die für die Bildgebung und Ortskodierung verwendet werden. Zur Anregung der sich im Hauptmagnetfeld ergebenden Polarisation ist eine Hochfrequenzspulenanordnung 105 vorgesehen, die ein Hochfrequenzfeld in die untersuchte Person 102 einstrahlt, um die Magnetisierung aus der Gleichgewichtslage auszulenken. Zur Steuerung der Magnetfeldgradienten ist eine Gradienteneinheit 106 vorgesehen, und zur Steuerung der eingestrahlten HF-Pulse ist eine HF-Einheit 107 vorgesehen. Eine Steuereinheit 108 steuert zentral die Magnetresonanzanlage, die Auswahl der Bildgebungssequenzen erfolgt ebenfalls in der Steuereinheit 108. Über eine Eingabeeinheit 109 kann eine Bedienperson ein Sequenzprotokoll auswählen und weitere Einstellungen an der Magnetresonanzanlage vornehmen, wie beispielsweise das Vorgeben von Bildgebungsparametern. Eine Anzeigeeinheit 110 dient zum Anzeigen von aufgenommenen Magnetresonanzsignalen bzw. rekonstruierten Bilddaten sowie der eingestellten Parameter und anderer zum Betrieb der Magnetresonanzanlage erforderlichen Darstellungen. Weiterhin ist eine Rechnereinheit 111 vorgesehen, die beispielsweise zum Rekonstruieren von Bilddaten aus aufgenommenen Magnetresonanzsignalen dient.
Mit einer solchen Rechnereinheit können beispielsweise auch numerische Simulationen von Bloch-Gleichungen durchgeführt werden, beispielsweise um die von einem AFP-Puls erzeugte Phase der transversalen Magnetisierung zu berechnen, oder um vorgegebene Werte für Flipwinkel von Refokussierungspulsen zu berechnen. Die allgemeine Funktionsweise einer Magnetresonanzanlage ist dem Fachmann bekannt, so dass auf eine detaillierte Beschreibung der allgemeinen Komponenten verzichtet wird.
Eine Aufnahmeeinheit der Magnetresonanzanlage 100 kann beispielsweise die Gradienteneinheit 106, das Gradientensystem 104, die HF-Einheit 107, die Hochfrequenzspulenanordnung 105 und den Magneten 101 umfassen. Weitere Ausführungsformen der Aufnahmeeinheit sind natürlich denkbar, wie beispielsweise der Einsatz spezieller Kopfspulen, Brustspulen und anderer lokaler Spulenanordnungen zum Hochfrequenzsende- und empfangsbetrieb, die Verwendung verschiedener Gradientenspulensätze für das Gradientensystem sowie die Verwendung von verschiedenen Magneten 101, wie beispielsweise Permanentmagnete, normal leitende oder supraleitende Magnete.
Die Steuereinheit 108 steuert die Gradienteneinheit 106 und die HF-Einheit 107 derart, dass ein adiabatischer Half-Passage-(AHP)Puls und darauffolgend zwei adiabatische Full-Passage-(AFP)Pulse in einen zu untersuchenden Bereich des Untersuchungsobjekts eingestrahlt werden. Dabei wird der zeitliche Abstand zwischen den eingestrahlten Pulsen derart gewählt, dass nach dem Einstrahlen des AHP-Pulses und der AFP-Pulse die Anregung in Bereichen des Untersuchungsobjekts mit kurzer T₂ bereits zerfallen ist, während eine durch den AHP-Puls erzeugte transversale Magnetisierung in Bereichen mit langer T₂-Relaxationszeit rephasiert. Die so erzeugte Anregung steht für nachfolgende Sequenzen zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen zur Verfügung. Beispielsweise wird der Zerfall der durch die Anregung erzeugten Magnetisierung im Rahmen einer Spinechosequenz mit Hilfe der Hochfrequenzspulenanordnung 105 sowie der HF-Einheit 107 aufgenommen.
Durch Ansteuern der Gradienteneinheit 106 können während diesen Vorgängen Magnetfeldgradienten angelegt werden. Beispielsweise können während des Einstrahlens der AFP-Pulse Schichtselektionsgradienten angelegt werden, so dass diese eine schichtselektive Rephasierung der Magnetisierung verursachen. Vor oder während des Aufnehmens von Magnetresonanzsignalen können weiterhin Phasenkodiergradienten und Frequenzkodiergradienten angelegt werden, als auch Spoiler- oder Crusher-Gradienten zur Zerstreuung einer verbleibenden Rest magnetisierung und dem damit verbundenen Zerfallsignal (Free Induction Decay, FID).
Steuereinheit 108 ist nun derart ausgestaltet, dass sie mittels HF-Einheit 107 und HF-Spulenanordnung 105 das Einstrahlen eines AHP-Pulses und beispielsweise zwei oder vier darauffolgender AFP-Pulse veranlasst. Die AHP-Pulse und die AFP-Pulse können beispielsweise anhand vorgegebener HF-Pulssignalverläufe eingestrahlt werden. Die Pulsform wird dabei derart bestimmt, dass der AHP-Puls eine im Wesentlichen transversale Magnetisierung von Kernspins induziert, d. h. die Magnetisierung um einen 90°-Winkel auslenkt, während die AFP-Pulse derart ausgestaltet sind, dass die Magnetisierung eine Auslenkung um im Wesentlichen 180° erfährt. Des Weiteren sind die AFP-Pulse für eine schichtselektive Anregung ausgestaltet, und während des Einstrahlens wird ein Schichtselektionsgradient mittels der Gradienteneinheit 106 angelegt. Die Ausgestaltung der adiabatischen Anregungspulse kann beispielsweise in Rechnereinheit 111 berechnet werden. Beispielsweise kann eine numerische Simulation von Bloch-Gleichungen für den AHP-Puls erfolgen, um eine anfängliche Hochfrequenzphase für den AHP-Puls zu bestimmen, mit welcher der AHP-Puls eingestrahlt werden soll. Dies ist beispielsweise für eine Verwendung der verursachten Anwendung im Rahmen einer Multi-Spinechosequenz von Bedeutung, wie nachfolgend ausführlicher beschrieben wird.
In Multiechomagnetresonanzsequenzen, wie beispielsweise der Turbospinechosequenz, werden oft 180°-Pulse zur Refokussierung verwendet. Beträgt die Auslenkung der Magnetisierung nicht volle 180°, was sich selten erreichen lässt, so ist die Abweichung kumulativ, was zu erheblichen Veränderungen der Amplitude von aufgenommenen Magnetresonanzsignalen während der Turbospinechosequenz führen kann. Dieses kann durch Erfüllen der Car-Purcell-Meiboom-Gil(GPMG)-Bedingung vermieden werden. Hierbei wird die Phase von 180°-Refokussierpulsen um 90° gegen beispielsweise einen 90°-Anregungspuls versetzt. Somit wird eine kumulative Abweichung vermieden. Bei einem Einstrahlen der HF-Pulse unter dieser Bedingung zeigen alle geraden Echos die korrekte Amplitude, während die ungeraden Echos eine etwas reduzierte Amplitude aufweisen.
Durch die numerische Simulation der Bloch-Gleichungen für den AHP-Puls in der Recheneinheit 111 kann nun die HF-Phase für den AHP-Puls derart bestimmt werden, dass eine CPMG-Bedingung beim nachfolgenden Einstrahlen von Refokussierungspulsen im Rahmen einer Multiechomagnetresonanzsequenz erfüllt werden kann. Weiterhin ist darauf hinzuweisen, dass die AFP-Pulse derart paarweise mittels der Steuereinheit 108 und der HF-Einheit 107 eingestrahlt werden, dass eine nicht lineare Phasenvariation über eine selektive Schicht, die typischerweise von dem ersten AFP-Puls des Paars induziert wird, exakt mittels des zweiten AFP-Pulses kompensiert wird. Somit wird eine nahezu konstante Phase innerhalb der angeregten Schicht erzeugt.
Die zeitlichen Abstände zwischen AHP-Puls und darauffolgenden AFP-Pulsen werden nun derart gewählt, dass eine sehr starke T₂-Wichtung erhalten wird. Dazu wird die Echozeit zwischen dem AHP-Puls und den darauffolgenden 360°-AFP-Pulsen derart ausgedehnt, dass die Anregung in Form der transversalen Magnetisierung in Gebieten mit kurzer T₂ im Wesentlichen zerfallen ist, während in Gebieten mit langer T₂, wie beispielsweise der Flüssigkeit des Gallensystems, eine Anregung bestehen bleibt. Steuereinheit 108 ist nun weiterhin derart ausgestaltet, dass nachfolgend auf eine solche Anregungssequenz eine Multiechomagnetresonanzsequenz eingestrahlt wird, wie beispielsweise eine Turbospinechosequenz. Flipwinkel und Einstrahldauern der Refokussierungspulse einer solchen Sequenz können beispielsweise in Rechnereinheit 111 berechnet werden. Steuereinheit 108 steuert das Einstrahlen der berechneten Refokussierungspulse und das Aufnehmen von Spinechomagnetresonanzsignalen zwischen den Refokussierungspulsen. Weiterhin kann Steuereinheit 108 das Durchführen weiterer solcher Sequenzen, die aus einer adiabatischen Anregungssequenz und nachfolgenden Refokussierungspulsen bestehen, für dieselbe Schicht oder für weitere Schichten veranlassen. Rechnereinheit 111 kann anschließend Magnetresonanzsignale, die aus den untersuchten Schichten erhalten werden, in Bilddaten umrechnen. Bilddaten aus mehreren Schichten können dann anschließend von Rechnereinheit 111 zu dreidimensionalen Bilddaten zusammengesetzt werden. Unter Verwendung der beschriebenen Bildgebungssequenz mit adiabatischer Anregungssequenz weisen solchen Bilddaten einen hohen Kontrast zwischen beispielsweise flüssigkeitsgefüllten Gängen des Gallengangsystems und umliegendem Gewebe auf. Auch wird ein hoher Kontrast gegenüber Blut und Fettgewebe erreicht.
2 ist eine schematische Darstellung einer beispielhaften Anregungssequenz, die einen AHP-Puls 201 sowie zwei AFP-Pulse 202 und 203 umfasst. Ein adiabatischer Hochfrequenzpuls ist im Allgemeinen ein Puls, der eine Amplitudenmodulation und eine Frequenz-(oder Phasen-)Modulation aufweist. Ein adiabatischer Puls ist in der Regel zum Anregen einer gemeinsamen Präzision aller Wasserstoffspins einer Probe ausgestaltet. Die Anregung der Kernspins ist dabei über einem gewissen Schwellwert der Feldstärke B₁ im Wesentlichen B₁-unempfindlich, wodurch auch bei dem Vorhandensein von Magnetfeldinhomogenitäten eine gemeinsame Anregung der Kernspins erreicht werden kann.
Auf Achse 204 ist die Abfolge der HF-Pulse gezeigt. Der AHP-Puls 201 bewirkt eine Drehung der Magnetisierung um 90°. Während des Einstrahlens des AHP-Pulses 201 wird kein Gradient angelegt, und die Anregung erfolgt nicht schichtselektiv. Während des Einstrahlens der AFP-Pulse 202 und 203 werden axiale Gradienten 205 und 206 angelegt. Diese sind auf der Achse 207 gezeigt und werden oft auch als Schichtselektionsgradienten bezeichnet. Adiabatische Full-Passage-Pulse bewirken eine Drehung der Magnetisierung um im Wesentlichen 180°. Diese Anregung der Magnetisierung erfolgt dabei schichtselektiv. Frequenzselektive adiabatische Pulse können beispielsweise durch ein Begrenzen der Pulsbandbreite erhalten werden. Als schichtselektive AFP-Inversionspulse können Secans hyper bolicus (sech)-Pulse (~1/cosh x) verwendet werden. Das Anlegen der Schichtselektionsgradienten 205 und 206 führt zu unterschiedlichen Lamor-Frequenzen der angeregten Spins, wodurch wiederum nur Spins aus einer vorbestimmten Schicht aufgrund der Frequenzselektivität der adiabatischen Pulse 202 und 203 angeregt werden. Die 180°-AFP-Pulse 202 und 203 führen beispielsweise zu einem Spinechosignal nach einer Zeitdauer TE bzw. 2TE. Im Allgemeinen hängt der Zeitpunkt, an dem ein Spinecho beobachtet werden kann, vom zeitlichen Abstand zwischen dem Anregungspuls (AHP) und dem Refokussierungspuls (hier AFP 202 bzw. AFP 203) ab. Der hier gezeigte zusammengesetzte adiabatische HF-Puls ist B₁-unempfindlich. Weiterhin ist mit einem solchen Puls eine Schichtselektion mit hoher Genauigkeit möglich.
Die Echozeit TE wird nun derart gewählt, dass eine starke T₂-Wichtung mit gleichzeitiger Unterdrückung von Hintergrundsignalen erhalten wird. Dazu kann TE beispielsweise auf 75 ms ausgedehnt werden, vorzugsweise sogar auf eine Dauer zwischen 100 und 200 ms. Beispielsweise wird mit TE = 150 ms eine sehr starke T₂-Wichtung erreicht. Das Echosignal, das nachfolgend auf den AFP-Puls 203 aufgenommen wird, wird aufgrund dieser starken T₂-Wichtung im Wesentlichen von Bereichen des Untersuchungsobjekts mit langen T₂-Relaxationszeiten aufgenommen. Im Rahmen einer Multiechomagnetresonanzsequenz können nun nachfolgend Refokussierungspulse mit geringeren Flipwinkeln eingestrahlt werden, da bereits eine starke T₂-Wichtung vorliegt. Vorzugsweise werden dafür Refokussierungspulse mit einem geringen, variablen Flipwinkel verwendet. Somit kann die Einbringung von HF-Energie in das Gewebe des Untersuchungsobjekts minimiert werden.
3 zeigt eine Anregungssequenz gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Wiederum wird eine stark T₂-gewichtete schichtselektive Anregung unter Verwendung eines B₁-insensitiven zusammengesetzten adiabatischen Anregungspulses durchgeführt. Der zusammengesetzte adiabatische Anregungspuls von 3 umfasst einen nichtselektiven adiabatischen Half-Passage-Puls 301. Durch Einstrahlen des AHP-Pulses 301 wird eine longitudinale Magnetisierung, die beispielsweise durch ein B₀-Feld hervorgerufen wird, unter der adiabatischen Bedingung gleichmäßig in die transversale Ebene gedreht. Die Eigenschaften des adiabatischen Anregungspulses führen dazu, dass die Magnetisierung gleichmäßig unabhängig von räumlich variierender B₁-Amplitude in die transversale Ebene umgeklappt wird, vorausgesetzt, dass sich das effektive B₁-Feld langsam ändert im Vergleich zur Präzession von Spins um das effektive B₁-Feld. Nachfolgend auf den AHP-Anregungspuls werden zwei identische selektive adiabatische Full-Passage-(AFP)Pulse 302 und 303 für eine Schichtselektion eingestrahlt. Wie bereits erwähnt, wird eine nicht lineare Phasenveränderung über die Schicht, die typischerweise durch den ersten AFP-Puls 302 induziert wird, von dem zweiten AFP-Puls 303 kompensiert, wodurch eine im Wesentlichen konstante Phase innerhalb der Schicht erzeugt wird. Anschließend werden zwei weitere identische selektive AFP-Pulse 304 und 305 eingestrahlt. Während des Einstrahlens der AFP-Pulse 302, 303, 304 und 305 werden Schichtselektionsgradienten 307, 308, 309 bzw. 310 für eine Schichtselektion angelegt. Diese sind auf der Schichtselektionsgradientenachse 311 gezeigt. Nachfolgend auf diese zusammengesetzte Anregungssequenz sollen Multiechorefokussierungspulse 312 mit variablen geringen Flipwinkeln eingestrahlt werden. Diese sind in 3 nur angedeutet und werden nachfolgend mit Bezug auf 5 näher beschrieben.
Wie bereits oben erwähnt, werden diese nachfolgenden Refokussierungspulse vorteilhafterweise unter Erfüllung der Carr-Purcell-Meiboom-Gill-(CPMG)Bedingung eingestrahlt. Dafür sollte die Orientierung der transversalen Magnetisierung nach den ersten fünf adiabatischen Pulsen 301–305 mit der Achse der Refokussierungspulse übereinstimmen. Um eine solche Phasenlage der transversalen Magnetisierung zu erreichen, wird die HF-Phase des AHP-Pulses 301 eingestellt. Diese anfängliche Phase, mit der der AHP-Puls 301 eingestrahlt werden soll, wird durch eine numerische Simulation der Bloch-Gleichungen für den AHP-Puls berechnet. Diese Berechnung kann beispielsweise in Rechnereinheit 111 von 1 erfolgen.
Die Echozeit TE zwischen zwei AFP-Pulsen bzw. zwischen dem AHP-Puls und einem Spinechosignal wird in 3 auf ungefähr 150 ms ausgedehnt, um eine starke T₂-Wichtung zu erhalten und gleichzeitig Hintergrundsignale zu unterdrücken. Die starke T₂-Wichtung wird zusätzlich zu einer Spinrelaxation zwischen den Pulsen von einer Relaxation während des Einstrahlens der adiabatischen Pulse verursacht. Darum erzeugen die adiabatischen Pulse eine viel höhere T₂-Wichtung als herkömmliche amplitudenmodulierte Pulse.
Vorteilhafterweise wird die Datenerfassung während des Einstrahlens der adiabatischen Pulse ausgesetzt. Zerfallsignale von Gebieten des Untersuchungsobjekts mit kurzer T₂, die während des Einstrahlens der adiabatischen Anregungspulse noch auftreten können, werden somit nicht aufgenommen. Bei einer Anwendung der Sequenz für MRCP werden damit beispielsweise Magnetresonanzsignale, die von Geweben des Bauchbereichs mit einem weiten Bereich von T₂-Relaxationszeiten stammen, nahezu vollständig unterdrückt.
Weiterhin sollte möglichst wenig HF-Energie in das Gewebe des Untersuchungsobjekts eingebracht werden. Um dies zu erreichen, werden die AFP-Pulse und die Schichtauswahlgradienten vorzugsweise gemäß dem VERSE-Verfahren (Low Energy Variable Rate Selective Excitation) moduliert. Für die Durchführung einer solchen Modulation sei hier ausdrücklich auf Conolly et al., „Variable-Rate Selective Excitation", Journal of Magnetic Resonance 78, Seiten 440–458 (1988) verwiesen. Bei diesem Verfahren wird im Wesentlichen die maximale Amplitude eines HF-Pulses dadurch reduziert, dass die Einstrahldauer verlängert wird. Dieser Kompromiss zwischen Amplitude und Zeit wird an jedem Punkt des Pulses variiert. Der mittlere Bereich eines HF-Pulses umfasst im Allgemeinen eine Peak-Amplitude, die somit reduziert werden kann, während Seitenbereiche des Pulses verstärkt werden können. Durch eine solche Umverteilung des Gebiets unterhalb des HF-Pulses kann die spezifische Absorptionsrate (SAR) für einen solchen Puls wesentlich reduziert werden.
Die beschriebene adiabatische Anregungssequenz kann jedoch nicht nur mit VERSE-modulierten Pulsen durchgeführt werden, sondern auch mit herkömmlichen adiabatischen Pulsen. Adiabatische AHP-Pulse und AFP-Pulse sind einem Fachmann bekannt, so dass auf deren Synthese hier nicht weiter eingegangen werden soll.
Durch Verwendung der VERSE-Modulation kann die maximale B₁-Amplitude der AFP-Pulse 302–305 wesentlich verringert werden, wodurch die eingebrachte HF-Energie und die Belastung des HF-Verstärkers verringert werden. Um die HF-Energie gering zu halten, werden weiterhin Refokussierungspulse verwendet, die variable geringe Flipwinkel aufweisen. Geeignete Flipwinkel können beispielsweise unter Verwendung einer inversen Lösung der Bloch-Gleichungen mit einer vorbestimmten gewebespezifischen Signalentwicklung berechnet werden, wie in Mugler et al., „Practical Implementation of Optimized Tissue-Specific Prescribed Signal Evolutions for Improved Turbo-Spin-Echo Imaging", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 11 (2003), Seite 203 beschrieben. Vorbestimmte Signalentwicklungen werden dabei durch Einstrahlen einer Reihe von Refokussierungspulsen mit kontinuierlich variablen HF-Puls-Flipwinkeln erreicht. Die Werte werden unter Verwendung einer iterativen theoretischen Simulation berechnet, die auf den Bloch-Gleichungen basiert. Die Werte für die Flipwinkel hängen dabei von den Relaxationszeiten eines Referenzgewebes als auch von Zeitparametern für die Pulssequenz ab. Das Verfahren zur Berechnung der Flipwinkel wird dabei derart implementiert, dass, basierend auf einer Parameterauswahl eines Benutzers, die Flipwinkel für eine Pulssequenz schnell berechnet werden können. In Abhängigkeit des RF-Puls-Flipwinkels α wird dabei ein erwünschtes Signal in Abhängigkeit eines Signals eines reinen 180°-Refokussierungspulses, eines Signals bei keinem HF-Puls und des Signals der transversalen Magnetisierung berechnet.
Diese Gleichung wird anschließend iteriert, um eine Lösung mit dem höchsten Gesamtsignal zu finden. Dabei werden Nebenbedingungen für die Flipwinkelwerte bei ausgewählten Positionen entlang der Echosequenz festgelegt, um die Energieeinbringung zu steuern. Somit wird eine Sequenz von Refokussierungspulsen mit variablen Flipwinkeln erhalten, die ein maximales Gesamtsignal liefert, jedoch nur mit einer geringen HF-Energieeinbringung verbunden ist.
Eine Signalentwicklung, die für MRCP geeignet ist, umfasst beispielsweise einen exponentiellen Abfall in den ersten 70% der Entwicklung, und ein konstantes Niveau im Rest der Entwicklung. Diese Entwicklung erzeugt ausreichend hohe Flipwinkel am Anfang der Echosequenz, wobei die Flipwinkel bis in einen bestimmten Bereich der Echosequenz verringert werden, und schließlich im Rest der Echosequenz wieder allmählich ansteigen.
Eine solche Situation ist in 5 gezeigt. Auf Achse 501 ist die HF-Puls-Nummer aufgetragen. Achse 502 zeigt den Flipwinkel in Grad. Die beispielhafte Entwicklung des Flipwinkels über die Sequenz von Refokussierungspulsen zeigt zunächst einen exponentiellen Abfall am Anfang der Sequenz, anschließend geringe Flipwinkel über einen weiten Bereich der Sequenz, und schließlich wieder ansteigende Flipwinkel am Ende der Sequenz. Wie gezeigt sind die Flipwinkel im Allgemeinen recht niedrig, so dass die Energieeinbringung in das Gewebe des Untersuchungsobjekts minimiert wird. In diesem Beispiel beträgt der Flipwinkel für den Großteil der HF-Refokussierungspulse weniger als 100°. Es ist vorteilhaft, wenn der Flipwinkel für mindestens die Hälfte der Refokussierungspulse weniger als 120° beträgt, vorzugsweise weniger als 100°.
Um eine weitere Reduzierung der Energieeinbringung zu erreichen, kann beispielsweise eine teilweise Fourier-Aufnahme in Phasenkodierrichtung verwendet werden. Mit einer solchen Aufnahme werden beispielsweise nur etwa zwischen 50 und 60% des k-Raums bzw. eine Hälfte des k-Raums mit Daten aufgefüllt.
Der Rest der Daten der entgegengesetzten Seite wird aus vorhandenen k-Raum-Daten berechnet. Bei einer gleich bleibenden räumlichen Auflösung kann damit eine schnellere Datenaufnahme erreicht werden. Diese so genannten Half-Fourier/Half-Scan-Techniken sind bekannt und werden darum hier nicht näher ausgeführt.
Vorzugsweise werden weiterhin die zentralen Linien des k-Raums zu Beginn der Sequenz der Refokussierungspulse aufgenommen. Somit kann eine B₁-Insensivität weiter verbessert werden. Obwohl B₁-Inhomogenitätseffekte in der Refokussierungspulssequenz auftreten können, ist der zentrale Bereich des k-Raums von solchen Änderungen in der B₁-Amplitude weniger betroffen. Die B₁-Insensivität wird somit verbessert.
4 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens. Vorbereitende Schritte, wie beispielsweise das Positionieren eines Untersuchungsobjekts im Magneten einer Magnetresonanzanlage, sind in 4 nicht gezeigt, jedoch sind solche Schritte einem Fachmann bekannt und er weiß, wie er sie auszuführen hat. In 4 wird in einem ersten Schritt 401 ein B₀-Feld angelegt, beispielsweise mit einem Magneten 101 der Magnetresonanzanlage 100. In einem nächsten Schritt 402 erfolgt ein Einstellen der HF-Phase für einen AHP-Puls, der zum Erzeugen einer Anregung in einem Bereich des Untersuchungsobjekts eingestrahlt werden soll. Wie bereits erwähnt, wird die HF-Phase basierend auf einer numerischen Simulation derart eingestellt, dass nachfolgend eine CPMG-Bedingung erfüllt werden kann. Der AHP-Puls wird in Schritt 403 in einen Bereich des Untersuchungsobjekts eingestrahlt, wobei in diesem Bereich im Wesentlichen eine B₁-insensitive Anregung einer transversalen Magnetisierung erfolgt. In einem nächsten Schritt 404 werden vier AFP-Pulse mit starker T₂-Wichtung eingestrahlt. Die vier AFP-Pulse sind wie vorab beschrieben mit dem VERSE-Verfahren moduliert. Die AFP-Pulse werden schichtselektiv eingestrahlt, d. h. unter Anlegen eines Schichtselektionsgradienten. Nach dem Einstrahlen der vier AFP-Pulse werden im Wesentlichen Magentresonanz signale nur aus Bereichen der angeregten Schicht des Untersuchungsobjekts empfangen, die eine lange T₂-Relaxationszeit aufweisen. Nachfolgend werden Refokussierungspulse zur Erzeugung von Spinechosignalen eingestrahlt (Schritt 405). Eine solche Pulsfolge kann beispielsweise einer Turbospinechosequenz mit der vorab beschriebenen adiabatischen Anregung entsprechen. Jedoch ist es auch denkbar, andere Multiechomagnetresonanzsequenzen zu verwenden, um Magentresonanzsignale mit hoher T₂-Wichtung aufzunehmen. Beispielsweise ist es auch vorstellbar, anstatt einer Turbospinechosequenz eine Gradientenechosequenz einzusetzen.
Im Beispiel von 4 werden über den Verlauf der Spinechosequenz die Flipwinkel der Refokussierungspulse variiert (Schritt 406). Vorzugsweise werden dabei geringe Flipwinkel verwendet, so dass die in das Untersuchungsobjekt eingebrachte HF-Energie verringert werden kann. Weiterhin erfolgt während des Einstrahlens der Refokussierungspulse ein Aufnehmen von Magnetresonanzsignalen in Schritt 407. Diese Magnetresonanzignale sind Spinechosignale, die von einer Rephasierung der transversalen Magnetisierung hervorgerufen durch die Refokussierungspulse verursacht werden. Diese können beispielsweise mit HF-Einheit 107 aufgenommen werden und in Rechnereinheit 111 gespeichert bzw. verarbeitet werden.
Schritte 402–407 werden für dieselbe Schicht und/oder für weitere Schichten wiederholt (Schritt 408). Das heißt nach Schritt 407, in dem Magnetresonanzsignale aus einer Schicht aufgenommen werden, kann erneut eine Anregung einer anderen Schicht in Schritt 403 erfolgen, wobei dies beispielsweise durch Veränderung des Schichtselektionsgradienten in Schritt 404 erfolgt. Somit können Magnetresonanzsignale aus einer Vielzahl von Schichten aufgenommen werden. In Schritt 409 erfolgt schließlich die Rekonstruktion von Bilddaten aus aufgenommenen Magnetresonanzsignalen. Dies kann beispielsweise durch eine 2D-Fourier-Transformation der Magnetresonanz-k-Raum-Daten erfolgen. Aus 2D-Schichtbildern können ebenfalls 3D-Rekonstruktionen berechnet werden.
Es sollte klar sein, dass das in Bezug auf 4 beschriebene Verfahren weitere Schritte umfassen kann, insbesondere die Schritte, die im Allgemeinen bei einer Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus einer Schicht eines Untersuchungsobjekts durchgeführt werden. Dazu gehören beispielsweise das Anlegen von Phasenkodiergradienten, das Anlegen von Frequenzkodiergradienten sowie das Anlegen von so genannten Spoiler-Gradienten. Auch sollte klar sein, dass beispielsweise mehr oder weniger AFP-Pulse eingestrahlt werden können.
6 zeigt schematisch beispielhafte Verläufe von Magnetresonanzsignalen, die mit einer Multiechosequenz, die auf eine der vorab beschriebenen zusammengesetzten Anregungssequenzen folgt, aufgenommen wurden. Achse 601 gibt dabei die Refokussierungspulsnummer an, wohingegen Achse 602 eine Signalintensität in beliebigen Einheiten angibt. Das Signal 603 ist das Signal von Flüssigkeit, wie beispielsweise Flüssigkeit des Gallengangsystems, Signal 604 ist das Signal von Blut und Signal 605 von Fettgewebe. Der Signalverlauf aus 6 wurde erhalten, indem die Flipwinkel der Refokussierungspulse gemäß dem Verlauf in 5 variiert wurden. Zur Anregung wurde die in 3 gezeigte zusammengesetzte adiabatische Anregungssequenz mit einem AHP-Puls und vier AFP-Pulsen verwendet. Durch Festlegen der Echozeit zwischen 100 und 200 ms, vorzugsweise zwischen 120 und 180 ms, wurde dabei eine starke T₂-Wichtung erhalten. Wie aus 6 ersichtlich, führt die Verwendung einer solchen Anregungssequenz zusammen mit der Verwendung von Refokussierungspulsen mit variablen Flipwinkeln dazu, dass wesentlich höhere Magnetresonanzsignale von Flüssigkeit im Vergleich zu Magnetresonanzsignalen von Blut und Fett erhalten werden. Dieses wird erreicht, obwohl aufgrund der verringerten Flipwinkel nur eine geringe Energieeinbringung in das Untersuchungsobjekt erfolgt. Somit wird durch das beschriebene Verfahren sowohl ein hoher Kontrast zwischen der Flüssigkeit mit langer T₂-Relaxationszeit und anderen Bereichen des Untersuchungsobjekts erhalten, als auch eine Einbringung von HF-Energie minimiert.
Zusammenfassend ist festzuhalten, dass bei einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine starke T₂-Wichtung und eine fast vollständige Hintergrundsignalunterdrückung, die für MRCP-Bildgebung benötigt werden, durch Verwendung der fünf adiabatischen Anregungspulse erreicht werden, die eine längere Echozeit verwenden, wobei eine weitere Verbesserung dadurch erreicht wird, dass die Datenerfassung erst nach dem Einstrahlen der Anregungssequenz gestartet wird. Mit einer derartigen Anregungssequenz werden des Weiteren keine separaten sequenzselektiven RF-Pulse benötigt, um eine Fettunterdrückung zu erreichen. Dies wird durch die starke T₂-Wichtung ermöglicht. Des Weiteren wird die eingebrachte HF-Energie durch Verwendung der VERSE-Modulation der HF-Pulse reduziert, sowie durch die Verwendung von variablen niedrigen Refokussierungsflipwinkeln. B₁-Insensivität wird des Weiteren erreicht sowohl durch die Verwendung der adiabatischen Anregungspulse als auch durch die Erfassung der k-Raum-Mitte zu Beginn der Refokussierungspulssequenz. Das beschriebene Verfahren erreicht damit eine verbesserte Hintergrundsignalunterdrückung (Fett, Blut, Leber, usw.), eine B₁-unempfindliche T₂-Wichtung und reduziert die Energieeinbringung in Gewebe des Untersuchungsobjekts im Vergleich mit herkömmlichen Verfahren. Das Verfahren ist damit insbesondere für MRCP-Bildgebung geeignet.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

- Busse et al. in „Improved Background Suppression for 3D-MRCP using T2-Prep”, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14 (2006), Seite 392 [0006]
- Conolly et al., „Variable-Rate Selective Excitation”, Journal of Magnetic Resonance 78, Seiten 440–458 (1988) [0012]
- Mugler et al., „Practical Implementation of Optimized Tissue-Specific Prescribed Signal Evolutions for Improved Turbo-Spin-Echo Imaging”, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 11 (2003), Seite 203 [0015]
- Conolly et al., „Variable-Rate Selective Excitation”, Journal of Magnetic Resonance 78, Seiten 440–458 (1988) [0046]
- Mugler et al., „Practical Implementation of Optimized Tissue-Specific Prescribed Signal Evolutions for Improved Turbo-Spin-Echo Imaging”, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 11 (2003), Seite 203 [0048]

Claims

Verfahren zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt (102) zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus einem Bereich des Untersuchungsobjekts (102), mit den folgenden Schritten: – Anlegen eines Hauptmagnetfeldes (B0); – Einstrahlen eines adiabatischen Half-Passage-(AHP)Pulses (201; 301) zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung; und – Einstrahlen mindestens eines ersten und eines zweiten adiabatischen Full-Passage-(AFP)Pulses (202, 203; 302, 303) zur Erzeugung einer schichtselektiven Rephasierung der transversalen Magnetisierung; wobei der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Half-Passage-Puls (201; 301) und dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls (202; 302) mindestens 37 ms beträgt, und wobei der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls (202; 302) und dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls (203; 303) mindestens 75 ms beträgt.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei nach dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls (303) mindestens ein dritter und ein vierter adiabatischen Full-Passage-Puls (304, 305) eingestrahlt werden, wobei die zeitlichen Abstände zwischen dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls (303) und dem dritten adiabatischen Full-Passage-Puls (304) sowie zwischen dem dritten adiabatischen Full-Passage-Puls (304) und dem vierten adiabatischen Full-Passage-Puls (305) mindestens 75 ms betragen.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei der zeitliche Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden adiabatischen Full-Passage-Pulsen mindestens 100 ms beträgt, vorzugsweise mindestens 150 ms.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der zeitliche Abstand zwischen aufeinanderfolgenden adiabatischen Full-Passage-Pulsen derart festgelegt ist, dass die transversale Magnetisierung nach Einstrahlen des letzten adiabatischen Full-Passage-Pulses in Bereichen des Untersuchungsobjekts, die hauptsächlich Gewebe umfassen, bereits im Wesentlichen zerfallen ist, wohingegen die transversale Magnetisierung in Bereichen des Untersuchungsobjekts, die hauptsächlich Flüssigkeit umfassen, rephasiert, so dass aus den Bereichen des Untersuchungsobjekts, die hauptsächlich Flüssigkeit umfassen, nachfolgend ein Spinecho-Magnetresonanzsignal aufgenommen werden kann.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, des Weiteren die Schritte umfassend: – Berechnen einer Phase der von dem adiabatischen Half-Passage-Puls angeregten transversalen Magnetisierung unter Verwendung einer mathematischen Beschreibung des adiabatischen Half-Passage-Pulses; – Einstellen einer HF-Phase des adiabatischen Half-Passage-Pulses unter Verwendung der berechneten Phase der transversalen Magnetisierung, so dass nach dem Einstrahlen des adiabatischen Half-Passage-Pulses und der adiabatischen Full-Passage-Pulse eine vorbestimmte Phase der transversalen Magnetisierung vorliegt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die eingestrahlten adiabatischen Full-Passage-Pulse gemäß einem VERSE Verfahren moduliert sind.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei während des Einstrahlens des adiabatischen Half-Passage-Pulses und der adiabatischen Full-Passage-Pulse keine Aufnahme von Magnetresonanzsignalen für eine Bildgebung erfolgt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, des Weiteren die Schritte umfassend: – aufeinanderfolgendes Einstrahlen mehrerer Refokussierungspulse zur Erzeugung einer Rephasierung der transversalen Magnetisierung; und – Aufnehmen von Spinecho-Magnetresonanzsignalen zwischen aufeinanderfolgenden Refokussierungspulsen.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Phase der Refokussierungspulse und/oder die Phase des adiabatischen Half-Passage-Pulses derart eingestellt werden, dass eine CPMG-Bedingung erfüllt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 oder 9, wobei die Refokussierungspulse Teil einer Spinechosequenz sind und ein Umklappen der transversalen Magnetisierung mit vorbestimmten Flipwinkeln verursachen, wobei die Refokussierungspulse jeweils derart eingestellt werden, dass sich der Flipwinkel gemäß vorgegebener Werte über die Dauer der Spinechosequenz ändert.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei für mindestens die Hälfte der im Rahmen der Spinechosequenz eingestrahlten Refokussierungspulse der verursachte Flipwinkel weniger als 120 Grad beträgt, vorzugsweise weniger als 100 Grad.
Verfahren nach einem der Ansprüche 10 oder 11, wobei die für die Flipwinkel vorgegebenen Werte unter Verwendung einer inversen Lösung einer Bloch-Gleichung und von Relaxationszeiten für Referenz-Gewebe derart berechnet werden, dass die Magnetresonanzsignale maximiert werden, wobei die Werte für die Flipwinkel für vorbestimmte Refokussierungspulse auf vorgegebene Maximalwerte beschränkt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 10–12, wobei die für die Flipwinkel vorgegebenen Werte über die Dauer der Spinechosequenz für eine vorbestimmte Anzahl von Refokussierungspulsen exponentiell abfallen, und für eine vorbestimmte Anzahl darauf folgender Refokussierungspulse einen vorbe stimmten Wert beibehalten oder auf einen vorbestimmten Wert ansteigen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8–13, wobei die Spinecho-Magnetresonanzsignale in Phasenkodierrichtung mit einer teilweisen Fourier-Aufnahme aufgenommen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8–14, wobei Spinecho-Magnetresonanzsignale für zentrale k-Raum-Linien nachfolgend auf die Anregung mit adiabatischen Pulsen aufgenommen werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Erzeugen einer Anregung durch Einstrahlen der Pulse Teil einer Bildgebungssequenz zur Darstellung einer Flüssigkeit ist, insbesondere Teil einer Magnetresonanz-Cholangiopankreatikographie-Bildgebungssequenz.
Magnetresonanzanlage (100) zur Erzeugung einer Anregung in einem Untersuchungsobjekt (102) zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus einem Bereich des Untersuchungsobjekts (102), umfassend: – einen Magneten (101) zum Anlegen eines Hauptmagnetfeldes (B₀) an einen Bereich des Untersuchungsobjekts (102); – eine HF-Spulenanordnung (105) zum Einstrahlen von HF-Pulsen in einen Bereich eines Untersuchungsobjekts (102); und – eine Steuereinheit (108), die das Einstrahlen von HF-Pulsen derart steuert, dass ein adiabatischer Half-Passage-(AHP)Puls (201; 301) zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung sowie mindestens ein erster und ein zweiter adiabatischer Full-Passage-(AFP)Puls (202, 203; 302, 303) zur Erzeugung einer schichtselektiven Rephasierung der transversalen Magnetisierung eingestrahlt wird, wobei der zeitliche Abstand zwischen dem adiabatischen Half-Passage-Puls (201; 301) und dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls (202; 302) mindestens 37 ms beträgt, und wobei der zeitliche Abstand zwischen dem ersten adiabatischen Full-Passage-Puls (202; 302) und dem zweiten adiabatischen Full-Passage-Puls (203; 303) mindestens 75 ms beträgt.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 17, wobei die Magnetresonanzanlage derart ausgestaltet ist, dass sie gemäß einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1–16 arbeitet.
Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–16 ausführt.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einem Rechnersystem das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–16 durchführen.