DE102008057294A1

DE102008057294A1 - Trennung von Fett- und Wasserbildern nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren unter Berücksichtigung des T*2-Zerfalls

Info

Publication number: DE102008057294A1
Application number: DE102008057294A
Authority: DE
Inventors: Timothy Dr. Hughes; Vladimir Dr. Jellus
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2008-11-14
Filing date: 2008-11-14
Publication date: 2010-05-20
Anticipated expiration: 2028-11-15
Also published as: US8183866B2; US20100123460A1; DE102008057294B4

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchtung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere Akquirieren dreier Fett-Wasser-Bilder jeweils entsprechend den Echo-Zeiten TE1, TE2, TE3 nach dem HF-Anregungspuls, wobei erstes und drittes Fett-Wasser-Bild gleiche Phase aufweisen, S2: Berechnen einer $I1 aus den beiden gleichphasigen Bildern, S3: Korrigieren des $I2 in einem der beiden gleichphasigen sowie in dem gegenphasigen Fett-Wasser-Bild, S4: Rekonstruieren eines reinen $I3 Fett-Bildes sowie eines reinen $I4 Wasser-Bildes nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren auf Basis der in Schritt S3 $I5 gleichphasigen und gegenphasigen Fett-Wasser-Bilder.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren sowie ein Kernspintomographiegerät zum Durchführen dieses Verfahrens, bei dem eine T*2 -Karte erstellt wird, mit der gleichphasige sowie gegenphasige Fett- und Wasserbilder im Zweipunkt-Dixon-Verfahren korrigiert werden wodurch die Qualität reiner Fett- und reiner Wasserbilder deutlich verbessert wird.
Die Kernspintomographie ist ein Schnittbildverfahren für die medizinische Diagnostik, das sich in erster Linie durch ein hohes Kontrastauflösungsvermögen auszeichnet. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die Kernspintomographie zu einem der Röntgen-Computertomographie vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die Kernspintomographie basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Meßzeiten in der Größenordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
Eine Herausforderung in der Magnetresonanz-Bildgebung stellt Fett- und Wasser-Gewebe eines Patienten dar. Aufgrund des Einflusses der chemischen Verschiebung entstehen einerseits an den Grenzschichten zwischen Fett und Wasser Artefakte die es zu beseitigen gilt, andererseits stellt das Fettsignal wertvolle Information dar (z. B. Fettgehalt in der Leber), welche maximiert bzw. optimiert werden soll.
Mit chemischer Verschiebung bezeichnet man die Eigenschaft, daß sich die Resonanzfrequenz abhängig von der Art der chemischen Bindung, in der sich ein signalgebender Kern befindet, proportional zur Feldstärke geringfügig verschiebt. Aufgrund ihrer Konzentration im menschlichen Körper tragen hauptsächlich Wasserstoffkerne des freien Wassers und des Fettes zum Bild bei. Deren relative Resonanzfrequenzdifferenz beträgt etwa 3 ppm (parts per million). Dadurch kommt es bei der Verwendung von Spin-Echo- sowie Gradienten-Echo-Sequenzen zu einer Modulation der Signalintensität in Abhängigkeit von der Echozeit TE.
In der Originalveröffentlichung von W. T. Dixon wurde eine Methode vorgestellt die mit zwei Echos (Gradienten- oder Spinechos) eine Trennung der Fett- und Wasserbilder erreicht. Diese soll im Folgenden kurz beschrieben werden.
Unmittelbar nach Einstrahlen eines Hochfrequenz-Anregungs-Impulses (im Falle einer Spinechosequenz üblicherweise mit einem Flipwinkel von 90°, bei einer Gradientenechosequenz typischerweise mit viel kleinerem Flipwinkel) zeigen der Magnetisierungsvektor der Wasser-Protonen M_w und der Magnetisierungsvektor der Fett-Protonen M_f in dieselbe Richtung. Dieser Zustand hält jedoch nicht an, da die Wasser-Protonen im homogenen Magnetfeld 3 bis 4 ppm schneller präzessieren wie die Fett-Protonen. Im Laborsystem (2) sieht man, wie die Magnetisierung der Wasser-Protonen und die der Fett-Protonen mit der Zeit dispergiert. Diese Differenz beträgt ca. 50 Hz bei 0,35 T. Wie in 3 dargestellt, ist die Gesamtmagnetisierung M_T die Vektorsumme aus Wasser- und Fettmagnetisierung. Diese Figur bezieht sich auf ein Bezugssystem das mit der Frequenz der Wasserprotonen rotiert.
Die 4 zeigt, daß die Gesamtmagnetisierung M_T anfänglich, wenn die Wasser- und die Fettmagnetisierung in dieselbe Richtung zeigen, ein Maximum aufweist, jedoch bald, wenn die Wasser- und die Fettmagnetisierung antiparallel sind, ein Minimum durchläuft.
Das erste Minimum tritt auf wenn
Dabei ist t die Zeit, ν_F die Fett- und ν_W die Wasserprotonenfrequenz. Die Zeit a ist von großer Bedeutung da die Aufnahme einer Bildgebungssequenz zur Zeit t = a ein Bild liefert in dem die Helligkeit der Pixel von der Differenz zwischen Fett- und Wassermagnetisierung abhängt. Eine Aufnahme bei t = 2a (bei t = 0 kann noch kein Echo akquiriert werden, da sich dieses während t = 2a erst bilden muß; bei t = 3a ist die Fett-Wasser-Magnetisierung antiparallel), also wenn Fett- und Wassermagnetisierung parallel ausgerichtet sind, ergibt ein Bild in dem die Summe aus Fett- und Wassermagnetisierung dargestellt ist.
Von entscheidender Bedeutung ist nun die Summe und die Differenz der beiden Bilder: die Summe ergibt ein Wasserbild, die Differenz ein Fettbild. Es sei bemerkt, dass zum Zeitpunkt der Messung beide Bilder noch eine zusätzliche systembedingte Phase aufweisen. Die Korrektur dieser Phase ist notwendig, soll aber im Rahmen dieser Anmeldung nicht näher erläutert werden.
Die eben vorgestellte Methode hat allerdings einen großen Nachteil: Sie berücksichtigt nicht, dass beide Echos (Gradienten-Echo oder Spin-Echo) durch unterschiedliche Zerfallsprozesse (Relaxationsprozesse) beeinträchtigt werden:
das Gradienten-Echo typischerweise durch die durch T*2 -charakterisierte unterschiedlich ortsabhängige Relaxation der Quermagnetisierung; das Spin-Echo typischerweise durch den reinen T₂-Zerfall (also ohne Berücksichtigung der lokalen B₀-Feld-Inhomogenitäten). Tatsächlich vorhandene Inhomogenitäten durch relativ starke T*2 - bzw T₂-charakterisierte Relaxationsprozesse führen dazu, daß die Komponenten nicht zweifelsfrei getrennt werden können. Im weiteren Verlauf werden ohne Beschränkung der Allgemeinheit im Wesentlichen T*2 -sensitive Gradienten-Echo-Techniken betrachtet.
An der Lösung dieses Problems wird zur Zeit eifrig geforscht. Alle derzeitigen Lösungsansätze basieren auf der Messung zusätzlicher Echos üblicherweise mehr als drei (es können bis zu elf Echos gemessen werden). Dies hat jedoch einerseits den Nachteil einer wesentlichen Verlängerung der Meßzeit, die insbesondere für die meisten klinischen Anwendungen nicht-akzeptabel ist. Andererseits wird auch die Bildauflösung drastisch reduziert.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher ein Verfahren und ein Kernspintomographiegerät zum Durchführen eines solchen Verfahrens bereitzustellen, welches auf einfache Weise die Akquirierung reiner Fett- und Wasserbilder unter Berücksichtigung der T*2 -Relaxation ermöglichen.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Trennung von Fett- und Wasserbildern nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren unter Berücksichtigung des T*2 -Zerfalls und ist gekennzeichnet durch folgende Schritte:

S1: Akquirieren dreier Fett-Wasser-Bilder jeweils entsprechend den Echo-Zeiten TE1, TE2, TE3 nach dem HF-Anregungspuls, wobei erstes und drittes Fett-Wasser-Bild gleiche Phase aufweisen,
S2: Berechnen einer T*2 -Karte aus den beiden gleichphasigen Bildern,
S3: Korrigieren des T*2 -Einflusses in einem der beiden gleichphasigen sowie in dem gegenphasigen Fett-Wasser-Bild,
S4: Rekonstruieren eines reinen T*2 -korrigierten Fett-Bildes sowie eines reinen T*2 -korrigierten Wasser-Bildes nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren auf Basis der in Schritt S3 T*2 -korrigierten gleichphasigen und gegenphasigen Fett-Wasser-Bilder.

Die Magnetisierungsvektoren von Wasser (W) und von Fett (F) sind vorteilhafterweise parallel und zeigen entweder in die gleiche Richtung (W + F) oder in die entgegengesetzte Richtung (W – F). Der Einfluß der zuvor erwähnten systembedingten Phase sei im weiteren Verlauf der mathematischen Herleitung vernachlässigt).
Das Berechnen der T*2 -Karte aus den beiden gleichphasigen Bildern erfolgt erfindungsgemäß durch die Gleichung
wobei
das gemessene MR-Signal für das Voxel (x, y) aus dem i-ten Echo darstellt und i = 1, 2, 3.
Ferner erfolgt das Korrigieren des T*2 -Einflusses in einem der beiden gleichphasigen (i = 1, 3) sowie in dem gegenphasigen (i = 2) Fett-Wasser-Bild erfindungsgemäß durch die Gleichung
Ebenso vorteilhaft stellen die akquirierten Echos je nach gewählter MR-Bildgebungssequenz Spinechos oder Gradientenechos dar, wobei bei Spinchos T * / 2 durch T₂ zu ersetzen ist.
Weiterhin betrifft die vorliegende Erfindung ein MR-Bildgebungsgerät mit Mitteln zum

– Akquirieren dreier Fett-Wasser-Bilder jeweils entsprechend den Echo-Zeiten TE1, TE2, TE3 nach dem HF-Anregungspuls, wobei erstes und drittes Fett-Wasser-Bild gleiche Phase aufweisen,
– Berechnen einer T*2 -Karte aus den beiden gleichphasigen Bildern,
– Korrigieren des T*2 -Einflusses in einem der beiden gleichphasigen sowie in dem gegenphasigen Fett-Wasser-Bild,
– Rekonstruieren eines reinen T*2 -korrigierten Fett-Bildes sowie eines reinen T*2 -korrigierten Wasser-Bildes nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren auf Basis der in Schritt S3 T*2 -korrigierten gleichphasigen und gegenphasigen Fett-Wasser-Bilder.

Die vorliegende Erfindung betrifft ferner ein Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5 durchführen zu können, wenn das Programm auf einem maschinenlesbaren Datenträger gespeichert ist.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,
2 stellt die transversalen Magnetisierungskomponenten von Fett und Wasser nach einem 90°-Impuls im Laborsystem dar.
3 zeigt die Situation im rotierenden Bezugsystem
4 zeigt die gemessene Magnetisierung von Wasser, Fett sowie der Überlagerung beider Signale
5 zeigt eine Gradienten-Echo-Sequenz,
6 zeigt eine Spin-Echo-Sequenz,
7 zeigt, wie nach einem HF-Anregungspuls nacheinander drei Echos akquiriert werden, wobei der Gesamt- Signalverlauf mit einer T*2 -charakterisierten Exponentialfunktion moduliert ist,
8 zeigt ein vereinfachtes Flussdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens, und
9 ein Datenflußdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Meßvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden. Die Shim-Stromversorgung 15 ist mit dem Anlagenrechner verbunden und wird von diesem angesteuert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfaßt einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Meßvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Meßsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Meßdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfaßt.
2 stellt die transversalen Magnetisierungskomponenten von Fett und Wasser nach einem 90°-Impuls im Laborsystem dar. Das Volumenelement enthält sowohl das Wasser- als auch das Fettsignal. Mw ist die Magnetisierung des Wassers; Mf ist die Magnetisierung des Fettes; νw und νf sind die Lamorfrequenzen der Wasser- und Fettprotonen (ω = 2πν).
3 zeigt die Situation im rotierenden Bezugsystem: In der oberen Zeichnung ist die Gesamtmagnetisierung von Wasser größer als die von Fett |Mw| > |Mf|. In der unteren Zeichnung ist die Gesamtmagnetisierung von Fett größer als die von Wasser |Mf| > |Mw|.
Die in 3 dargestellte Veränderung der Gesamtmagnetisierung MT führt zu einer periodischen Änderung des gemessenen Gesamtkernresonanzsignals.
4 zeigt die gemessene Magnetisierung von Wasser, Fett sowie das Gesamtkernresonanzsignal durch Überlagerung beider Signale.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann das Kernspintomographiegerät mit einer Gradientenechosequenz oder mit einer Spinechosequenz betrieben werden. 3 und 4 dienen einer kurzen Erläuterung und stellen allgemeine Echosequenzen dar, die bei einer Zwei- oder Mehrpunkt-Dixon-Technik entsprechend modifiziert werden müssen.
Wie in 5 dargestellt findet bei der Gradientenechosequenz eine Rephasierung bezüglich eines Schichtselektionsgradienten G_S und eine Vordephasierung bezüglich eines Auslesegradienten G_R statt. Durch diese Gradientenschaltung wird die durch die Gradienten hervorgerufene Dephasierung der Quermagnetisierung kompensiert, so daß ein Echosignal entsteht, das als Gradientenecho bezeichnet wird. Die Grundidee ist also, daß die transversale Magnetisierung nach der Signalauslese restauriert wird und für den nächsten Sequenzdurchgang genutzt werden kann. Das Echosignal wird in der Gradientenechosequenz ausschließlich durch Gradientenumkehrung des Frequenzkodiergradienten generiert.
Die Spinechosequenz ist in 6 dargestellt. Bei der Spinechosequenz folgt dem 90°-Anregungsimpuls eine dephasierende Frequenzkodier- bzw. Auslesegradientenschaltung (Gr). Nach Abschalten des Gradienten (Gr) bleibt eine Phasenverschiebung bestehen. Ein nachfolgender 180° Hochfrequenzimpuls bewirkt eine Invertierung der Phasenverschiebung. Wird der Gradient (Gr) nochmals in gleicher Weise wie zuvor eingeschaltet wirkt er rephasierend. So wird die Phasenverschiebung betragsmäßig wieder reduziert. Zum Zeitpunkt der vollständigen Rephasierung ist die Refokussierung der Kernspins zum Spinecho vollzogen.
In beiden Techniken ist die Repetitionszeit T_R die Zeit, nach der ein HF-Anregungsimpuls dem anderen folgt. Nach der Zeit T_E erfolgt das Echosignal und kann mittels Auslesegradient G_R akquiriert werden.
Bei der Phasencodierung wird vor der Akquisition des Signals für eine feste Zeit ein Gradientenfeld eingeschaltet, dessen Stärke bei jedem Sequenzdurchgang schrittweise um den einen Betrag ΔG_P erniedrigt (↓) bzw. erhöht (↑) wird.
An dieser Stelle ist anzumerken, daß die Systemfrequenz in der Regel auf Wasser abgestimmt ist, so daß die Wasserspins im rotierenden Bezugssystem nicht präzedieren würden, d. h. ”on-resonant” wären (vorausgesetzt das Grundfeld B0 wäre absolut homogen). Der Präzessionswinkel β_W von Wasser wäre Null, β_W = 0. Das andere Spinkollektiv Fett, würde im rotierenden Bezugssystem des Wassers so präzedieren, daß es nach einer Zeit ΔT_E um den Winkel β_F = 180° und somit antiparallel zum Spinkollektiv des Wassers, nach der Zeit 2ΔTE um β_F = 360°, das heißt parallel zum Spinkollektiv des Wassers ausgerichtet werden würde.
Tatsächlich ist auch die T*2 -Relaxation nicht in jedem Punkt der abzubildenden Fett-Wasser-Bilder (W – F bzw. W + F) gleichgroß. Aus diesem Grund wird erfindungsgemäß für jedes Fett-Wasser-Bild der gleichen Phase (also entweder aus zwei W – F Bildern oder aus zwei W + F Bildern) eine T*2 -Karte erstellt. Mit dieser T*2 -Karte kann dann sowohl das W – F Bild als auch das W + F Bild T*2 -korrigiert werden, wodurch nach der Zwei-Punkt-Dixon-Rekonstruktion auf Basis dieser Bilder sauber getrennte jeweils T*2 -korrigierte Fett- und Wasser-Bilder erzeugt werden können.
Im Folgenden soll gezeigt werden, wie mathematisch aus den akquirierten Fett-Wasser-Bildern (entweder aus zwei W – F Bildern und einem W + F Bild oder aber aus zwei W + F Bildern und einem W – F Bild) eine T*2 -Karte und damit letztlich ein T*2 -korrigiertes W + F Bild sowie ein ebenso T*2 -korrigiertes W – F Bild berechnet werden kann.
Nach dem α-HF-Anregungspuls (z. B. α = 90°) wird nach der Zeit TE1 das Echo1 (MR-Signal 1), nach der Zeit TE2 das Echo2 (MR-Signal 2) sowie nach der Zeit TE3 das Echo3 (MR-Signal 3) ak quiriert. Der Signalverlauf der drei Echos ist mit einer T*2 -charakterisierten Exponentialfunktion moduliert (siehe 7):
Nach der Bildrekonstruktion erhält man für jedes Pixel (x, y) (im 3D-Volumen für jedes Voxel (x, y, z)) zu den Zeiten TE1, TE2 sowie TE3 nach jedem HF-Puls der applizierten MRT-Sequenz das MR-Signal
Dabei ist S_i(x, y) das gemessene MR-Signal für das Voxel (x, y) bzw. (x, y, z) aus dem i-ten Echo. W(x, y) stellt das Wasser-Signal dar, F(x, y) repräsentiert das Fett-Signal. Ohne Beschränkung der Allgemeinheit ist – wie man sieht – im ersten und dritten Echo Fett und Wasser in Phase (W + F), im zweiten Echo jedoch gegenphasig (W – F). Die systembedingte Phase ist auch hier wieder vernachlässigt.
Aus den Gleichungen (1) und (3) kann nun eine Beziehung gewonnen werden zur Pixel-basierten Berechnung der gewünschten T*2 -Karte. Obwohl S_i, W, F sowie T * / 2 stets Funktionen der Koordinaten (x, y) bzw. (x, y, z) sind, werden letztere der besseren Übersichtlichkeit wegen weggelassen. Durch Logarithmierung der Gleichungen (1) und (3) (ln(S_i) sei der Logarithmus Naturalis) können folgende Gleichungen (4) und (5) gewonnen werden
Durch Subtrahieren der Gleichung (5) von Gleichung (4) erhält man Gleichung (6)
mit deren Hilfe Pixel für Pixel eine aktuelle auf den Messungen S₁ und S₃ basierende T*2 -Karte erstellt werden kann.
Mit der T*2 -Karte wiederum können die S₁- und S₂-Messungen T*2 -korrigiert werden wodurch T*2 -korrigierte Fett-Wasser-Bilder S ' / 1 und S ' / 2 erhalten werden, die letztendlich eine Zweipunkt-Dixon-Rekonstruktion von reinen T*2 -korrigierten Fett-Bildern und Wasser-Bildern erlauben:
Die Subtraktion der Gleichung (8) von Gleichung (7) führt zu einem reinen T*2 -korrigierten Fett-Bild (2F), die Addition der Gleichung (8) mit Gleichung (7) führt (nach der Korrektur der systembedingten Phase) zu einem reinen T*2 -korrigierten Wasserbild (2W).
In 8 ist ein vereinfachtes Flussdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt. Im Schritt S1 erfolgt eine Spinecho-Messung oder eine Gradientenecho-Messung mit der Akquirierung jeweils dreier Echos wodurch drei unterschiedliche Fett-Wasser-Bilder erzeugt werden. Dabei weisen das erste und das dritte Bild eine gemeinsame Phase auf. In Schritt S2 wird aus den beiden gleichphasigen Bildern der drei Fett-Wasser-Bilder eine T*2 -Karte berechnet. In Schritt S3 wird der T*2 -Einfluß in zwei gegenphasigen Fett-Wasser-Bildern korrigiert. In Schritt S4 wird schließlich eine Bild rekonstruktion nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren auf Basis der T*2 -korrigierten Fett-Wasser-Bilder durchgeführt.
Zur weiteren Illustration ist in 9 ein Datenflußdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt:
In Zeile 1 ist gezeigt, wie nach einem HF-Anregungspuls nacheinander drei Echos akquiriert werden. In diesem Fall ist es zuerst ein gegenphasiges Fett-Wasser-Bild (W – F), dann ein gleichphasiges (W + F) und schließlich wieder ein gegenphasiges (W – F). Genausogut könnte es ebenso zuerst ein gleichphasiges Fett-Wasser-Bild (W + F), dann ein gegenphasiges (W – F) und schließlich wieder ein gleichphasiges (W + F) sein. In Zeile 2 sind die drei Originalbilder abgebildet, die nach Vollendung der gesamten Bildsequenz aus den drei Echos erzeugt werden können. Zeile 3 zeigt die T*2 -Karte, die aus den beiden gegenphasigen Fett-Wasser-Bildern (W – F) berechnet wird. Zeile 4 zeigt, wie mit der T*2 -Karte aus einem gegenphasigen und aus einem gleichphasigen Fett-Wasser-Bild jeweils wieder ein diesmal T*2 -korrigiertes gegenphasiges und gleichphasiges Fett-Wasser-Bild gebildet wird. In Zeile 5 ist letztlich dargestellt, wie aus beiden T*2 -korrigierten Fett-Wasser-Bildern durch das Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren ein reines Fett-Bild (2F) und ein reines Wasser-Bild (2W) rekonstruiert wird.
Es ist anzumerken, dass das erfindungsgemäße Verfahren keine exakte Lösung der T*2 -Korrektur darstellt. In Wirklichkeit besteht ein Pixel oder Voxel aus unterschiedlichen Wasser- und Fett-Anteilen, die jeweils auch unterschiedliche T*2 -Relaxationzeiten aufweisen. Zudem ist die T*2 -Berechnung aus lediglich zwei Meßpunkten nicht exakt. Nichtsdestotrotz erhöht das erfindungsgemäße Verfahren den klinischen diagnostischen Wert rekonstruierter separierter Fett-Wasser-Bilder, da es dazu beiträgt, die Unterscheidungsfähigkeit an der Grenze von Fett-Wasser-Bereichen insbesondere durch unterschiedlichen T*2 -Einfluß zu erleichtern und damit zu verbessern.

Claims

Verfahren zur Trennung von Fett- und Wasserbildern nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren unter Berücksichtigung des T*2 -Zerfalls gekennzeichnet durch folgende Schritte: S1: Akquirieren dreier Fett-Wasser-Bilder jeweils entsprechend den Echo-Zeiten TE1, TE2, TE3 nach dem HF-Anregungspuls, wobei erstes und drittes Fett-Wasser-Bild gleiche Phase aufweisen, S2: Berechnen einer T*2 -Karte aus den beiden gleichphasigen Bildern, S3: Korrigieren des T*2 -Einflusses in einem der beiden gleichphasigen sowie in dem gegenphasigen Fett-Wasser-Bild, S4: Rekonstruieren eines reinen T*2 -korrigierten Fett-Bildes sowie eines reinen T*2 -korrigierten Wasser-Bildes nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren auf Basis der in Schritt S3 T*2 -korrigierten gleichphasigen und gegenphasigen Fett-Wasser-Bilder.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetisierungsvektoren von Wasser (W) und von Fett (F) parallel sind und entweder in die gleiche Richtung (W + F) oder in die entgegengesetzte Richtung (W – F) zeigen.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Berechnen der T*2 -Karte aus den beiden gleichphasien Bildern durch die Gleichung
erfolgt, wobei
das gemessene MR-Signal für das Voxel (x, y) aus dem i-ten Echo darstellt und i = 1, 2, 3.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Korrigieren des T*2 -Einflusses in einem der beiden gleichphasigen (i = 1, 3) sowie in dem gegenphasigen (i = 2) Fett-Wasser-Bild durch die Gleichung
erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die akquirierten Echos je nach gewählter MR-Bildgebungssequenz Spinechos oder Gradientenechos darstellen, wobei bei Spinchos T * / 2 durch T₂ zu ersetzen ist.
MR-Bildgebungsgerät mit Mitteln zum – Akquirieren dreier Fett-Wasser-Bilder jeweils entsprechend den Echo-Zeiten TE1, TE2, TE3 nach dem HF-Anregungspuls, wobei erstes und drittes Fett-Wasser-Bild gleiche Phase aufweisen, – Berechnen einer T*2 -Karte aus den beiden gleichphasigen Bildern, – Korrigieren des T*2 -Einflusses in einem der beiden gleichphasigen sowie in dem gegenphasigen Fett-Wasser-Bild, – Rekonstruieren eines reinen T*2 -korrigierten Fett-Bildes sowie eines reinen T*2 -korrigierten Wasser-Bildes nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren auf Basis der in Schritt S3 T*2 -korrigierten gleichphasigen und gegenphasigen Fett-Wasser-Bilder.
Computerprogramm mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5 durchführen zu können, wenn das Programm auf einem maschinenlesbaren Datenträger gespeichert ist.