DE102010027312A1

DE102010027312A1 - Verfahren zur Erstellung von MR-Bildern sowie entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzlage

Info

Publication number: DE102010027312A1
Application number: DE102010027312A
Authority: DE
Inventors: Peter Schmitt
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: SIEMENS HEALTHINEERS AG, DE
Priority date: 2010-07-16
Filing date: 2010-07-16
Publication date: 2012-01-19
Anticipated expiration: 2030-07-17
Also published as: US8554301B2; DE102010027312B4; US20120016224A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erstellung von MR-Bildern eines vorbestimmten Bildgebungsvolumens (30) innerhalb eines Untersuchungsobjekts (O) mittels einer Magnetresonanzanlage (5). Das Verfahren umfasst folgende Schritte: Lokalisieren eines Zuflusses (24), welcher das Bildgebungsvolumen (30) versorgt. Ausbilden eines speziellen Volumens (26), welches das vorbestimmte Bildgebungsvolumen (30) zumindest teilweise umfasst und welches derart an den Zufluss (24) angepasst wird, dass das spezielle Volumen (26) bei dem Zufluss eine Aussparung in dem speziellen Volumen (26) aufweist, durch welche zumindest ein Teilabschnitt des Zuflusses (24) von dem speziellen Volumen (26) ausgenommen wird. Sättigen oder Invertieren der Magnetisierung des speziellen Volumens (26) mittels der Magnetresonanzanlage (5). Erfassen von Messsignalen aus dem Bildgebungsvolumen (30). Erstellen der MR-Bilder des Bildgebungsvolumens (30) mittels der Messsignale.

Description

Die vorliegende Erfindung beschreibt ein Verfahren zur Erstellung von MR-Bildern, insbesondere im Bereich MR-Angiographie und zur Darstellung von Perfusionsinformation, und eine zur Durchführung dieses Verfahrens ausgestaltete Magnetresonanzanlage sowie ein entsprechendes Computerprogrammprodukt und einen entsprechenden elektronisch lesbaren Datenträger.
Bei der ohne Kontrastmittel arbeitenden MR-Angiographie ist es bekannt, mit einem so genannten Spin-Labelling (einer Markierung der Spins) zu arbeiten. Dazu wird in der Regel ein schichtförmiges, d. h. ein in einer einzigen räumlichen Dimension begrenztes, Volumen, welches die interessierenden Gefäße enthält, mit Hilfe eines schichtselektiven Inversionsbands markiert. Aus geometrischer Sicht weist das schichtförmige Volumen bzw. die Schicht zwei plane, ungekrümmte, zueinander parallele Ebenen als Grenzflächen auf. Bei Einsatz eines herkömmlichen frequenzselektiven HF-Pulses zusammen mit einem konstanten Magnetfeldgradienten wird eine Schicht angeregt. Das heißt, eine seitliche Begrenzung (zusätzlich zu den Grenzflächen (Grenzebenen)) der Schicht existiert nicht. In der Praxis ist allerdings das Untersuchungsobjekt (der Patient) bzw. ein Bildgebungsvolumen der Magnetresonanzanlage endlich, so dass auch das schichtförmige Volumen irgendwo eine seitliche Begrenzung aufweist.
Messsignale werden nach der Inversionszeit (TI ”Inversion Time”) erfasst und in entsprechende MR-Angiographie-Bilder umgesetzt. Die Spins innerhalb des Volumens ergeben Idealerweise kein Signal (oder zumindest nur ein schwaches Signal), während von außerhalb des Volumens in die Gefäße einströmende Flüssigkeiten (z. B. Blut) eine im Vergleich hohe Signalstärke erzeugen. Siehe beispielsweise "Free-breathing renal MR angiography with steady-state free-precession (SSFP) and slabselective inversion: initial results"; M. Katoh und andere; Kidney Int. 2004; 66(3); Seiten 1272–1278 und "Selective visualization of renal artery using SSFP with Time-Spatial Labeling Inversion Pulse: Non-Contrast Enhanced MRA for patients with renal failure"; Y. Yamashita und andere; Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005), Seite 1715.
Bei Patienten mit einer geringen Herzleistung oder bei Bereichen mit einem langsamen Blutfluss ist es jedoch schwierig, den interessierenden Gefäßbaum, insbesondere bei einer kurzen TI, ausreichend mit frischem ungesättigtem einströmendem Blut zu füllen. Dadurch bleiben diejenigen Teile des Gefäßbaums, welche von dem frischen ungesättigten einströmenden Blut nicht erreicht werden, nachteiligerweise in den entstehenden MR-Angiographie-Bildern dunkel. Dasjenige Blut, welches aus dem invertierten schichtförmigen Volumen in den Gefäßbaum einströmt, erzeugt aufgrund der vorangegangenen Invertierung seiner Spins kein bzw. nahezu kein Signal und verkürzt damit die Länge des innerhalb der MR-Angiographie-Bildern sichtbaren Anteils des Gefäßbaums.
Es sei darauf hingewiesen, dass dieser Effekt, dass invertiertes oder gesättigtes Blut nahezu kein Signal erzeugt, auch vorteilhaft eingesetzt werden kann. Beispielsweise wird im Abdomenbereich üblicherweise ein Volumen invertiert, welches in kaudaler Richtung (in Fußrichtung) deutlich über das Bildgebungsvolumen hinausgeht. Dadurch wird auch venöses Blut, welches in das Bildgebungsvolumen einströmt, invertiert und (wie zumeist gewünscht) unterdrückt. Allerdings ist der beschriebene Effekt im Hinblick auf das arterielle Blut, welches in den zu untersuchenden Gefäßbaum einströmt, unerwünscht. Um das Problem zu minimieren, wird beispielsweise nach dem Stand der Technik die Grenzfläche der Inversionsschicht in der Richtung, aus welcher das Blut einströmt, möglichst dicht an den zu untersuchenden Gefäßbaum gelegt.
Dennoch ist das Problem insbesondere bei einer Untersuchung der Nierenarterien mit MR-Angiographie-Bildern, wobei das schichtförmige Inversionsvolumen beide Nieren zu umfassen hat, bisweilen störend. Da beide Nieren in dem schichtförmigen Inversionsvolumen liegen, tritt zwangsläufig eine Situation auf, dass eine erhebliche Menge des arteriellen Blutes in der Aorta quasi ”verschwendet” wird, da sich dieses Blut innerhalb des Inversionsvolumens befindet, wie es in 2a bis 2c dargestellt ist.
In 2a ist ein Zeitpunkt dargestellt, kurz nachdem die Spins innerhalb des Inversionsvolumens 26' invertiert wurden. Man erkennt in 2a, dass die Schichtdicke 32 des Inversionsvolumens 26' größer als die Schichtdicke des Bildgebungsvolumens 30 ist, was auch für die 2b bis 4c gilt.
In 2b ist die Situation eine Inversionszeit (TI) von 750 ms nach der Invertierung dargestellt. Innerhalb dieser 750 ms ist bei einem gesunden Patienten (mit normaler Herzleistung) bereits eine große Menge Blut von außerhalb des Inversionsvolumens 26' in den Abschnitt der Aorta 29, welcher sich innerhalb des Inversionsvolumens 26' befindet, und damit auch in den Gefäßbaum 23 hinein geflossen, so dass im Fall der Aufnahme eines MR-Angiograpie-Bildes der entsprechende Anteil des Gefäßbaums 23 in 2b sichtbar (schwarz) erscheint.
Wird das MR-Angiographie-Bild erst 1500 ms nach der Invertierung aufgenommen, wie es in 2c dargestellt ist, ist bei einem gesunden Patienten nahezu der gesamte Gefäßbaum 23 sichtbar. Es kommt auch vor, dass eine Teilmenge des eingeströmten Blutes wieder aus dem Bildgebungsvolumen 30 herausgeflossen ist, wie es in 2c im unteren Abschnitt der Aorta 29 der Fall ist.
In den 2a bis 2c ist auch der venöse Blutzufluss 33 dargestellt. Indem der Abstand zwischen der unteren (in 2) Grenzfläche des Inversionsvolumens 26' und dem unteren Rand des Gefäßbaums 23 (der unteren Grenzfläche des Bildgebungsvolumens 30) relativ groß gewählt ist, strömt auch bei einer Inversionszeit von 1500 ms nahezu kein venöses ungesättigtes Blut in das Bildgebungsvolumen 30.
Mit Bezug zu den 2a bis 2c sei darauf hingewiesen, dass für viele medizinische Fragestellungen die Sichtbarkeit des Gefäßbaums 23 beginnend beim Ostium 25 (d. h. die Stelle, an welcher der Gefäßbaum 23 von der Aorta abzweigt) bis zu den peripheren Verzweigungen eine wesentlich wichtigere Rolle als die Sichtbarkeit der Aorta 29 selbst spielt.
Während der Gefäßbaum 23 bei einem Patienten mit normaler Herzleistung zumindest bei einer Inversionszeit von 1500 ms (siehe 2c) deutlich sichtbar ist, kann dies bei einem Patienten mit geringer Herzleistung nach dem Stand der Technik nicht der Fall sein, wie es beispielhaft in 3a bis 3c gezeigt ist. Aufgrund der geringen Herzleistung ist das ungesättigte Blut in 3b (TI = 750 ms) noch nicht einmal bis zum Ostium 25 geströmt. Auch in 3c (TI = 1500 ms) ist das ungesättigte Blut zwar in den vorderen Abschnitt des Gefäßbaums 23 geströmt, aber noch nicht in die peripheren Zweige, so dass diese auf dem MR-Angiographie-Bild (3c) nahezu unsichtbar sind.
Um die Sichtbarkeit möglichst des gesamten Gefäßbaums (bis zu den peripheren Verzweigungen) auch bei Patienten mit einer geringen Herzleistung zu gewährleisten, wird nach dem Stand der Technik neben der oben beschriebenen Anordnung der Grenzfläche der Inversionsschicht möglichst dicht an dem zu untersuchenden Gefäßbaum mit einer möglichst großen Inversionszeit (TI) gearbeitet. Dieses Vorgehen weist aber Nachteile auf. Zum einen kommt es auch bei langen Inversionszeiten bei einer entsprechend geringen Herzleistung häufig vor, dass zumindest die peripheren Verzweigungen auf den MR-Angiographie-Bildern nicht sichtbar sind. Darüber hinaus führt eine Verlängerung der Inversionszeit (TI) zwangsläufig zu einer langen Pulssequenz-Wiederholungszeit (TR (”Time to Repetition”)), um eine ausreichende Eliminierung der Hintergrundsignale zu gewährleisten. Aber auch bei einer sehr langen Wiederholungszeit (TR) können die Hintergrundsignale bei einer langen Inversionszeit nicht mehr optimal unterdrückt werden, so dass die Qualität der erstellten MR-Angiographie-Bilder leidet.
Daher ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die Qualität von MR-Bildern, insbesondere von MR-Angiographie-Bildern und insbesondere bei Patienten mit einer geringen Herzleistung, gegenüber dem Stand der Technik zu verbessern.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur Erstellung von MR-Bildern nach dem Anspruch 1, durch eine Magnetresonanzanlage nach Anspruch 12, durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 14 und durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 15 gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Erstellung von MR-Bildern eines vorbestimmten Bildgebungsvolumens innerhalb eines Untersuchungsobjekts (eines Patienten) mittels einer Magnetresonanzanlage bereitgestellt. Das erfindungsgemäße Verfahren umfasst folgende Schritte:
Ein Zufluss, über welchen das Bildgebungsvolumen oder ein Teilvolumen (z. B. ein Gefäßbaum) innerhalb des Bildgebungsvolumens beispielsweise mit Blut versorgt wird, wird lokalisiert. Diese Lokalisierung kann beispielsweise mit einem Übersichtsbild vorgenommen werden, welches mittels der Magnetresonanzanlage von dem Patienten oder zumindest von einem Volumenabschnitt des Patienten, in welchem das vorbestimmte Bildgebungsvolumen liegt, erstellt wird. Die Lokalisierung kann dabei manuell oder auch automatisch erfolgen.
Ein spezielles Volumen wird bestimmt oder ausgebildet, welches das vorbestimmte Bildgebungsvolumen teilweise umfasst. Das spezielle Volumen weist an der Stelle, an welcher sich der Zufluss befindet, einen Einschnitt oder eine Aussparung (ein Ausschnitt oder ein Loch) innerhalb des speziellen Volumens auf, wodurch zumindest ein Teil dieses Zuflusses von dem speziellen Volumen ausgenommen wird. Durch diesen Einschnitt oder durch diese Aussparung weist das spezielle Volumen nicht das Volumen eines Quaders oder einer dicken Schicht auf. (Im Sinn der vorliegenden Erfindung weist ein Quader mit einer Aussparung, auch wenn sie innerhalb des Quaders liegt und von außen nicht sichtbar ist, kein Quadervolumen auf.) Bevorzugt umfasst das spezielle Volumen das vorbestimmte Bildgebungsvolumen bis auf den Einschnitt oder die Aussparung.
Beispielsweise kann das spezielle Volumen ausgehend von einem beliebig geformten Ausgangsvolumen her gebildet werden, welches das Bildgebungsvolumen zumindest teilweise umfasst. Aus diesem Ausgangsvolumen wird ein weiteres Volumen oder auszuschneidendes Volumen entfernt, welches den Zufluss bis zu einem Verzweigungspunkt eines Gefäßabschnitts innerhalb des Bildgebungsvolumens umfasst. Das spezielle Volumen ergibt sich demnach aus dem Ausgangsvolumen abzüglich des auszuschneidenden Volumens.
Gemäß einer speziellen Variante kann das spezielle Volumen auch ausgehend von einem schichtförmigen Ausgangsvolumen her gebildet werden, welches das Bildgebungsvolumen zumindest teilweise umfasst. Dabei wird aus diesem Ausgangsvolumen an derjenigen Stelle, an welcher der Zufluss beispielsweise zu einem Gefäßabschnitt innerhalb des Bildgebungsvolumens liegt, von der begrenzenden Ebene (Grenzebene oder Grenzfläche) des Ausgangsvolumens her ein Teilvolumen ausgeschnitten, so dass zumindest ein Teilabschnitt des Zuflusses, welcher innerhalb dieses Teilvolumens liegt, nicht mehr Bestandteil des speziellen Volumens ist. Das spezielle Volumen ist dabei als Differenz von dem Ausgangsvolumen und dem Teilvolumen definiert. Mit anderen Worten ist das spezielle Volumen gemäß diesem Beispiel nicht schichtförmig. Das heißt, das spezielle Volumen wird gemäß diesem Beispiel nicht durch zwei plane, ungekrümmte, zueinander parallele Ebenen begrenzt.
Nur die Magnetisierung des speziellen Volumens wird mittels der Magnetresonanzanlage gesättigt oder invertiert. Darunter ist zu verstehen, dass nach diesem Schritt nur die Magnetisierung des speziellen Volumens invertiert oder gesättigt ist. Während der Durchführung dieses Schrittes können auch andere Volumen außer dem speziellen Volumens (zwischenzeitlich) invertiert oder gesättigt werden.
Anschließend werden Messsignale aus dem Bildgebungsvolumen mittels der Magnetresonanzanlage erfasst.
Zur Erfassung der Messsignale wird in der Regel ein schichtförmiges Volumen angeregt, welches typischerweise in Richtungen senkrecht zur Schichtdicke nicht begrenzt ist. Aber durch die meist in einer Richtung senkrecht zur Schichtdicke eingesetzte Phasenkodierung wird nur ein Teil (welcher dem Bildgebungsvolumen entspricht) des angeregten Volumens mit den aufgenommenen Messsignalen erfasst. Mit anderen Worten umfasst das Bildgebungsvolumen in der Regel das nicht invertierte, ausgeschnittene Teilvolumen, obwohl in diesem Teilvolumen das Hintergrundsignal stört. Andererseits muss das Bildgebungsvolumen oder Messvolumen nicht unbedingt das gesamte spezielle Volumen umfassen, da es bisweilen vorteilhaft ist, beispielsweise zur Unterdrückung von venösem Blut (siehe oben), das spezielle, zu invertierende Volumen größer als das Bildgebungsvolumen auszubilden.
Abhängig von diesen Messsignalen werden MR-Bilder (z. B. MR-Angiographie-Bilder oder Perfusionsinformation enthaltende MR-Bilder) des vorbestimmten Bildgebungsvolumens erstellt.
Es sei darauf hingewiesen, dass das Bildgebungsvolumen zweidimensional (Ortskodierung in zwei Richtungen) oder dreidimensional (Ortskodierung in drei Richtungen) erfasst oder abgetastet werden kann. Im Fall der zweidimensionalen Erfassung wird das Bildgebungsvolumen mit mehreren Schichten (slices) abgetastet. Bevor dabei Messsignale einer dieser Schichten erfasst werden, wird das spezielle Volumen invertiert oder gesättigt. Im Fall der dreidimensionalen Erfassung des Bildgebungsvolumens kann das Bildgebungsvolumen als ein dreidimensionales Messvolumen oder als mehrere dreidimensionale Messvolumen abgetastet werden. Auch dabei wird das spezielle Volumen invertiert oder gesättigt, bevor Messsignale eines dreidimensionalen Messvolumens erfasst werden.
Bei der Erstellung von MR-Bildern von Blutgefäßen ist es vorteilhaft, wenn die Messsignale jeweils in der Diastole erfasst werden, damit sich die Blutmenge in den Gefäßen während der Aufnahme der Messsignale pro Invertierung oder Sättigung möglichst wenig ändert.
Indem das spezielle Volumen, in welchem die Magnetisierung gesättigt oder invertiert wird, speziell auf die Gegebenheiten des zu untersuchenden vorbestimmten Gefäßabschnitts angepasst wird, kann die nach der Invertierung oder Sättigung aus dem speziellen Volumen in den Gefäßabschnitt einströmende Flüssigkeitsmenge (Blutmenge) vorteilhafterweise gegenüber dem Stand der Technik verringert werden. Dadurch erhöht sich vorteilhafterweise die Menge an ungesättigter Flüssigkeit (Blut), welche nach der Invertierung oder Sättigung in den Gefäßabschnitt einströmt, wodurch im Vergleich zum Stand der Technik ein größerer Anteil des Gefäßabschnitts auf zu erstellenden MR-Angiographie-Bildern sichtbar wird.
Mit anderen Worten wird die Begrenzungsfläche des speziellen Volumens auf den Gefäßabschnitt zugeschnitten und vorteilhafterweise möglichst dicht an den interessierenden Gefäßabschnitt gelegt. Dadurch wird zwar der interessierende Gefäßabschnitt vollständig invertiert oder gesättigt, eine Invertierung oder Sättigung der Flüssigkeit (des Bluts) in der Nachbarschaft zu dem Gefäßabschnitt aber minimiert.
Auch bezüglich der Erstellung von MR-Bildern, welche eine Perfusionsinformation umfassen, bietet die vorliegende Erfindung Vorteile gegenüber dem Stand der Technik. Indem der Zufluss der Flüssigkeit (insbesondere Blut) aus dem zu invertierenden oder zu sättigenden Volumen möglichst optimal herausgeschnitten wird, existiert vorteilhafterweise während der Aufnahme der Messsignale zur Erfassung der Perfusionsinformation mehr frische bzw. ungesättigte Flüssigkeit in dem interessierenden Volumenabschnitt, in welchem die Perfusionsinformation ermittelt wird, bzw. die Ankunftszeit (”transit time”) des Flusses für ein bestimmtes Voxel in diesem Volumenabschnitt verringert sich.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform wird die Invertierung des speziellen Volumens technisch erreicht, indem eine räumlich nicht selektive Inversion eines Gesamtvolumens, welches das spezielle Volumen und das auszuschneidende Volumen umfasst, mit einer räumlich selektiven Inversion des auszuschneidenden Volumens kombiniert wird. Damit wird das auszuschneidende Volumen, aus welchem Flüssigkeit in das spezielle Volumen strömt, zweimal invertiert, wodurch die Magnetisierung in dem auszuschneidenden Volumen wieder in den Ausgangszustand (vor der nichtselektiven und der selektiven Inversion) zurückversetzt wird. Dadurch wird nur die Magnetisierung des speziellen Volumens invertiert, wobei das spezielle Volumen nahezu alles umfassen kann, was außerhalb des auszuschneidenden Volumens liegt. (Die nicht selektive Inversion wirkt natürlich nur innerhalb der Magnetresonanzanlage bzw. im Einflussbereich der Sendespule, wodurch das spezielle Volumen technisch begrenzt wird.)
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform wird die Invertierung des speziellen Volumens durchgeführt, indem die Spins innerhalb des speziellen Volumens mit einem frequenzselektiven HF-Puls um 180° zu dem Grundmagnetfeld der Magnetresonanzanlage gekippt werden. Anschließend wird mit einem Spoilergradientenpuls eine eventuell vorhandene restliche transversale Magnetisierung der Spins dephasiert und die Messsignale eine Inversionszeit (TI) nach dem HF-Puls gemessen.
Gemäß einer anderen erfindungsgemäßen Ausführungsform wird die Magnetisierung des speziellen Volumens gesättigt, indem die Spins innerhalb des speziellen Volumens mit einem frequenzselektiven HF-Puls um 90° zu dem Grundmagnetfeld gekippt werden. Anschließend wird mit einem Spoilergradientenpuls die restliche transversale Magnetisierung der Spins dephasiert und die Messsignale werden eine vorbestimmte Zeitperiode nach dem Spoilergradientenpuls erfasst.
Mit anderen Worten wird die Magnetisierung des speziellen Volumens insbesondere invertiert oder gesättigt, indem ein frequenzselektiver HF-Puls eingestrahlt wird, durch welchen Magnetisierungsanteile (Spins), welche sich bei bestimmten Resonanzfrequenzen befinden (die Spins präzedieren mit dieser Frequenz), von der z-Achse (Richtung des Grundmagnetfelds) weggekippt werden. Zusammen mit einem (im einfachen Fall konstanten) schichtselektiven Gradienten, welcher während der Einstrahlung des HF-Pulses einen räumlich linearen Verlauf von Resonanzfrequenzen in dem vorbestimmten Volumenabschnitt erzeugt, wird damit selektiv nur eine Schicht des vorbestimmten Volumenabschnitts angeregt. Mittels eines nachfolgenden Spoilergradienten kann die restliche transversale Magnetisierung dephasiert und damit zerstört werden. Wird aufgrund der Amplitude des HF-Pulses eine Kippung der Magnetisierung um 180° herbeigeführt, spricht man von einer Inversion, während man bei einer Kippung um 90° mit anschließendem Spoilergradienten von einer Sättigung spricht.
Eine besondere Gruppe der HF-Pulse stellen die so genannten adiabatischen Pulse dar. Siehe "Selective spin inversion in nuclear magnetic resonance and coherent optics through an exact solution of the Bloch-Riccati equation", von M. S. Silver und anderen; Phys. Rev. A 31, Seiten 2753–2755, 1985.
Ein Beispiel aus dieser Gruppe ist der hyperbolische Sekanspuls, bei welchem sich im Gegensatz zu normalen HF-Anregungspulsen nicht nur die Amplitude, sondern auch die Frequenz ändert. Durch einen solchen HF-Puls kann eine hochselektive Inversion erreicht werden, deren Ausprägung unabhängig von der Amplitude des HF-Pulses ist, sofern diese Amplitude größer als ein vorbestimmter Schwellenwert ist. Mit anderen Worten ist mit diesem HF-Puls eine Kippung über die 180° hinaus nicht möglich, so dass die Inversion sehr genau erreicht wird, d. h. die Spins werden um exakt 180° gekippt.
Um mit HF-Pulsen und Gradienten nur das spezielle Volumen (und kein schichtförmiges Volumen) zu sättigen oder zu invertieren, wird gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform ausgehend von dem speziellen Volumen mittels einer Fourieranalyse ein zeitlich variierender Gradienten-Verlauf und zugehöriger HF-Puls-Verlauf berechnet, welcher dann zur Sättigung oder Invertierung des speziellen Volumens eingesetzt wird. Während also nach dem Stand der Technik während der HF-Anregung ein zeitlich konstantes (und räumlich variierendes) Gradientenfeld geschaltet wird, verändern sich die Gradienten erfindungsgemäß auch über der Zeit (und nicht nur über dem Raum) während der Anregung.
Gemäß dieser Ausführungsform kann durch den mittels der Fourieranalyse bestimmten Gradientenverlauf und zugehörigen HF-Puls-Verlauf das Anregungsvolumen (d. h. das spezielle Volumen) in zwei Dimensionen begrenzt werden. Der zu Grunde liegende Ansatz weist eine gewisse Analogie zur Erzeugung eines MR-Bildes auf: Durch das Anlegen eines zeitlich variierenden Magnetfeldgradienten wird quasi eine Trajektorie im k-Raum abgetastet. Ein Schalten eines langen bzw. mehrerer kürzerer aufeinander folgender HF-Pulse stellt eine Gewichtung entlang dieser Trajektorie dar. Das resultierende Anregungsprofil (d. h. das spezielle Volumen) ergibt sich aus der Fouriertransformation dieses gewichteten k-Raums. Die erforderlichen HF- und Gradienten-Verläufe können aus dem gewünschten Anregungsprofil mittels einer Fourieranalyse erzeugt werden, wie es bereits vorab beschrieben ist. Dabei sind verschiedene Trajektorien-Verläufe denkbar, um den k-Raum abzudecken oder abzutasten. Typische Varianten für diese Verläufe umfassen spiralförmige und echo-planar-artige Verläufe. Eine zweidimensional selektive Inversion oder Sättigung des speziellen Volumens kann auch mittels HF-Pulsen adiabatischer Natur oder auf Basis einer Echo-Planar-Trajektorie erfolgen. Bezüglich dieser Ausführungsform und ihrer Varianten sei auf folgende Dokumente verwiesen:
"Two-dimensional selective adiabatic pulses"; S. Conolly und andere; Magn. Reson. Med. 24; Seiten 302–313; 1992.
"Simultaneous spatial and spectral selective excitation"; C. H. Meyer und andere; Magn. Reson. Med. 15; Seiten 287–304; 1990.
"A k-space analysis of small-tip angle excitation"; J. M. Pauly und andere; J. Magn. Reson. 81; Seiten 43–56; 1989.
"A linear class of large-tip-angle selective excitation pulses"; J. M. Pauly und andere; J. Magn. Reson. 82; Seiten 571–587; 1989.
"Echo-planar spin-echo and inversion pulses"; J. M. Pauly und andere; Magn. Reson. Med. 29; Seiten 776–782; 1993.
Bezüglich der oben genannten Dokumente zum Stand der Technik sei erwähnt, dass die dort beschriebenen Anregungsvolumen ausschließlich konvexe Formen, d. h. nach außen gekrümmte Formen, wie beispielsweise Kreise, Ellipsen oder Rechtecke mit abgerundeten Ecken, aufweisen. Bei der vorliegenden Erfindung wird das spezielle Volumen dagegen insbesondere mit einer lokal konkaven Form, d. h. mit einer zumindest an einer Stelle nach innen gekrümmten Begrenzung, ausgebildet. Mit anderen Worten soll erfindungsgemäß ein großes Volumen invertiert oder gesättigt werden, wobei gleichzeitig ein kleines (z. B. trichterförmiges oder grabenförmiges) Volumen in der Nähe einer Begrenzungsfläche des großen Volumens bezüglich der Invertierung oder Sättigung auszulassen ist, was nach dem Stand der Technik nicht der Fall ist.
Die Sättigung oder Invertierung des speziellen Volumens kann dabei dadurch durchgeführt werden, dass mehrere HF-Sendespulen an verschiedenen räumlichen Positionen HF-Pulse gleichzeitig erzeugen. Die Erfassung der Messsignale ist dabei unabhängig davon, ob die HF-Pulse mit einer oder mit mehreren HF-Sendespulen erzeugt werden. Mit anderen Worten können die Messsignale mit einer Empfangsspule oder aber auch mit mehreren Empfangsspulen erfasst werden.
Durch den Einsatz von Parallel-Transmit-Verfahren (gleichzeitiger Einsatz von mehreren HF-Sendespulen) ist es besser möglich, nur das spezielle Volumen anzuregen. Dagegen ist es beim Einsatz von nur einer HF-Sendespule, wie es nach dem Stand der Technik üblich ist, wesentlich schwieriger nur das gewünschte spezielle Volumen anzuregen.
Zu diesem Thema sei zur weiteren Vertiefung auf folgende Dokumente verwiesen:
"Parallel MRF transmission in MRI", U. Katscher und andere; NMR Biomed. Mai 2006; 19(3) Seiten 393–400.
"Additive angle method for fast large-tip-angle RF pulse design in parallel excitation"; W. R. Grisson und andere; Magn. Reson. Med.; 59(4); Seiten 779–787; 2008.
"Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla"; K. Setsompop und andere; Magn. Reson. Med.; 56(5); Seiten 1163–1171; 2006.
"High-flip-angle slice-selective parallel RF transmission with 8 channels at 7 T"; K. Setsompop und andere; Magn. Reson. Med. 195(1); Seiten 76–84; 2008.
"Designing multichannel, multidimensional, arbitrary flip angle RF pulses using an optimal control approach; D. Xu und andere; Magn. Reson. Med. 59(3); Seiten 547–560; 2008.
Die vorliegende Erfindung kann darüber hinaus auch eingesetzt werden, um innerhalb des Bildgebungsvolumens (z. B. innerhalb des Gefäßabschnitts) eine Perfusionsmessung durchzuführen.
Da mit der vorliegenden Erfindung vorteilhafterweise die Menge der ungesättigten Flüssigkeit, welche durch einen bestimmten Teil des vorbestimmten Bildgebungsvolumens (insbesondere durch die Gefäße des Gefäßabschnitts) strömt, gegenüber dem Stand der Technik erhöht wird, können auch Ergebnisse einer Perfusionsmessung mit besserer Qualität, als es nach dem Stand der Technik üblich ist, erzielt werden. Dabei wird unter einer Perfusionsmessung eine Messung verstanden, bei welcher Gewebesignale aufgenommen werden, welche eine Information über eine Flüssigkeitsversorgung (z. B. Durchblutung) des Gewebes auf kapillarer Ebene liefert. Mit anderen Worten wird mit der Perfusionsmessung ein Maß bestimmt, mit welchem ein bestimmter Teil des Gewebes mit Flüssigkeit (Blut) versorgt wird.
Darüber hinaus können die erfindungsgemäß erstellten MR-Bilder gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform mittels MIP (”Maximum Intensity Projection”) nachverarbeitet werden, um die MR-Bilder (z. B. MR-Angiographie-Bilder) zu erzeugen, welche auf einen Blick eine Information aus einem großen Volumen abhängig von einem bestimmten Blickwinkel darstellen.
Gemäß dieser Ausführungsform werden die MR-Bilder mittels MIP derart nachverarbeitet, dass interaktiv oder automatisiert verschiedene Sichten erstellt werden können. Gemäß der MIP wird aus einem dreidimensionalen Datensatz ein zweidimensionales Projektionsbild erzeugt, welches den dreidimensionalen Datensatz aus einer bestimmten Blickrichtung darstellt. Dabei wird quasi für jeden Bildpunkt der zweidimensionalen Zielmatrix ein ”Lichtstrahl” durch den dreidimensionalen Datensatz konstruiert, welcher senkrecht auf der Ebene des Projektionsbildes steht. Dem Bildpunkt der zweidimensionalen Zielmatrix wird dabei jeweils die höchste Signalintensität entlang dieses Strahles (d. h. die höchste Signalintensität der auf diesem Strahl liegenden Bildpunkte) zugeordnet. In der Praxis ist diese Operation, zumindest für diagonale Blickrichtungen, mit Interpolationen zu ”Gitterpunkten” des dreidimensionalen Datensatzes verbunden.
Gemäß der MIP repräsentiert jeder Bildpunkt eines MIP-Bildes die höchste Intensität entlang des Sichtstrahls durch den Datensatz.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird auch eine Magnetresonanzanlage zur Erstellung von MR-Bildern von einem vorbestimmten Bildgebungsvolumen in einem Untersuchungsobjekt bereitgestellt. Dabei umfasst die Magnetresonanzanlage einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, mindestens eine HF-Antenne und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der mindestens einen HF-Antenne, zum Empfang von von der oder den HF-Antennen aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung der MR-Bilder. Die Magnetresonanzanlage ist derart ausgestaltet, dass ein Zufluss, welcher das vorbestimmte Bildgebungsvolumen oder einen Teil des Bildgebungsvolumens mit Flüssigkeit versorgt, lokalisierbar ist. Abhängig von diesem Zufluss wird mittels der Magnetresonanzanlage ein spezielles Volumen, welches das vorbestimmte Bildgebungsvolumen zumindest teilweise umfasst, derart bestimmt, dass das spezielle Volumen bei dem Zufluss einen Einschnitt in das spezielle Volumen aufweist, durch welchen zumindest ein Teil des Zuflusses von dem speziellen Volumen ausgenommen ist. Die Magnetresonanzanlage sättigt oder invertiert die Magnetisierung nur innerhalb des speziellen Volumens und erfasst die Messsignale aus dem Bildgebungsvolumen, aus welchen die Magnetresonanzanlage die MR-Bilder erstellt.
Die Vorteile der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage entsprechen dabei im Wesentlichen den Vorteilen des erfindungsgemäßen Verfahrens, welche vorab im Detail ausgeführt worden sind, so dass hier auf eine Wiederholung verzichtet wird.
Des Weiteren beschreibt die vorliegende Erfindung ein Computerprogrammprodukt, insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software, welche man in einen Speicher einer programmierbaren Steuerung bzw. einer Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage laden kann. Mit diesem Computerprogrammprodukt können alle oder verschiedene vorab beschriebene Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden, wenn das Computerprogrammprodukt in der Steuerung oder Steuereinrichtung der Magnetresonanzanlage läuft. Dabei benötigt das Computerprogrammprodukt eventuell Programmmittel, z. B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, um die entsprechenden Ausführungsformen der Verfahren zu realisieren. Mit anderen Worten soll mit dem auf das Computerprogrammprodukt gerichteten Anspruch insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software unter Schutz gestellt werden, mit welcher eine der oben beschriebenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden kann bzw. welche diese Ausführungsform ausführt. Dabei kann es sich bei der Software um einen Quellcode (z. B. C++), der noch compiliert (übersetzt) und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder um einen ausführbaren Softwarecode handeln, der zur Ausführung nur noch in die entsprechende Recheneinheit zu laden ist.
Schließlich offenbart die vorliegende Erfindung einen elektronisch lesbaren Datenträger, z. B. eine DVD, ein Magnetband oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software (vgl. oben), gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen (Software) von dem Datenträger gelesen und in eine Steuerung bzw. Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage gespeichert werden, können alle erfindungsgemäßen Ausführungsformen des vorab beschriebenen Verfahrens durchgeführt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann mit einem dreidimensionalen b-SSFP-(TrueFISP-)Messverfahren oder mit einem Gradienten-Echo-Messverfahren nach der Inversionszeit (TI) kombiniert werden. (FISP = ”Fast Imaging with Steady State Precession”; b-SSFP = ”balanced Steady State Free Precession”)
Es ist allerdings auch möglich, dass das erfindungsgemäße Verfahren mit einem Multi-Echo-Messverfahren (TSE oder EPI) nach der Inversionszeit (TI) kombiniert wird. (TSE = ”Turbo Spin Echo”; EPI = ”Echo Planar Imaging”)
Zur Durchführung der Messverfahren können im k-Raum kartesische, radiale, zylindrische oder spiralförmige Trajektorien abgetastet werden. Auch die radiale Abtastungsvariante ”Stack of Stars”, bei welcher die Trajektorien wie eine Stapelung (in z-Richtung) von in der xy-Ebene liegenden Sternen aussieht, ist möglich.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann zur MR-Angiographie im Bauchraum (Abdomen) zur Untersuchung des Gefäßsystems der Nieren oder Leber eingesetzt werden. Darüber hinaus kann das erfindungsgemäße Verfahren zur Perfusionsmessung eingesetzt werden.
Zur Definition oder Bestimmung des speziellen Volumens kann erfindungsgemäß ein Programm eingesetzt werden, welches eine Schnittstelle umfasst, über welche eine Bedienperson das spezielle Volumen beispielsweise abhängig von dem zu untersuchenden Gefäßsystem oder von dem entsprechenden Zufluss grafisch positionieren und formen kann.
Darüber hinaus ist es möglich, dass zur Definition oder Bestimmung des speziellen Volumens ein Algorithmus eingesetzt wird, welcher das spezielle Volumen automatisch oder halbautomatisch beispielsweise abhängig von dem zu untersuchenden Gefäßsystem erstellt.
Die vorliegende Erfindung ist insbesondere geeignet, um die Qualität von MR-Angiographie-Bildern insbesondere bei Patienten mit geringer Herzleistung zu verbessern. Selbstverständlich ist die vorliegende Erfindung nicht auf diesen bevorzugten Anwendungsbereich eingeschränkt, da die vorliegende Erfindung Ergebnisse einer MR-Angiographie auch im allgemeinen Fall (unabhängig von der Herzleistung des Patienten) verbessert und auch zur Ermittlung von Perfusionsinformation eingesetzt werden kann.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsformen im Detail mit Bezug zu den Figuren beschrieben.
1 stellt eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage schematisch dar.
In 2 sind Zustände des Blutflusses zum Zeitpunkt der Inversion und zu späteren Zeitpunkten für einen Patienten mit normaler Herzleistung gemäß dem Stand der Technik schematisch dargestellt.
In 3 sind Zustände des Blutflusses zum Zeitpunkt der Inversion und zu späteren Zeitpunkten für einen Patienten mit geringer Herzleistung gemäß dem Stand der Technik schematisch dargestellt.
In 4 sind Zustände des Blutflusses zum Zeitpunkt der Inversion und zu späteren Zeitpunkten für einen Patienten mit geringer Herzleistung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung schematisch dargestellt.
In 5 sind Zustände des Blutflusses zum Zeitpunkt der Inversion und zu späteren Zeitpunkten für einen Patienten mit geringer Herzleistung gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung schematisch dargestellt.
Mit 6 wird das erfindungsgemäße Ausbilden des speziellen Volumens beispielhaft erläutert.
7 und 8 stellen jeweils ein spezielles Volumen dar, aus welchem ein trichterförmiges bzw. grabenförmiges Volumen ausgeschnitten ist.
9 stellt eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform zur Ausbildung des speziellen Volumens dar. Anhand 9 wird auch eine erfindungsgemäße Ausführungsform zur Invertierung des speziellen Volumens erläutert.
In 10 ist ein Flussplan einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Untersuchungsbereich eines Objekts, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 22 liegend in die Magnetresonanzanlage 5 geschoben wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welches die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen (auch zeitlich veränderbaren) 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. Der Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine (oder mehrere) Hochfrequenzantennen 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts umsetzen. Jede Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer ringförmigen vorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen der jeweiligen 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 (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagerechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil 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 HF-Sendespulen der Hochfrequenzantenne(n) 4 strahlt/en die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und resultierende Echosignale werden über die HF-Empfangsspulen abgetastet. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator) des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz 0 demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz 0 und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein MR-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 Phasenamplitude 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 MR-Bildes, welche z. B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgt über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
Die 2 und 3 wurden bereits bei der Diskussion des Stands der Technik beschrieben, so dass hier auf eine Wiederholung verzichtet wird.
Bei den 4a bis 4c weist das spezielle Volumen 26 einen Einschnitt auf, so dass zumindest ein Teil des Zuflusses 24 nicht mehr innerhalb des speziellen Volumens 26 liegt. Dadurch bleibt die Magnetisierung der Blutmenge in diesem Teil des Zuflusses 24 von der Invertierung oder Sättigung des speziellen Volumens 26 verschont, so dass ungesättigtes Blut auch bei geringer Herzleistung vorteilhafterweise weiter in den Gefäßbaum 23 einströmen kann, als dies nach dem Stand der Technik (siehe 3a bis 3c) der Fall ist. Das spezielle Volumen 26 umfasst das Bildgebungsvolumen 30 bis auf den Einschnitt.
Es sei darauf hingewiesen, dass auch bei der in 4 dargestellten Ausführungsform die Schichtdicke 32 des speziellen Volumens 26 zumindest an den Stellen ohne Einschnitt größer als die Schichtdicke des Bildgebungsvolumens 30 ist. Darüber hinaus ist das Bildgebungsvolumen 30 senkrecht zur Schichtdicke 32 (z. B. rechts und links in 4) begrenzt während das spezielle Volumen 26 senkrecht zur Schichtdicke 32 eigentlich keine Begrenzung aufweist, wie es bei der Diskussion zum Stand der Technik bereits erläutert wurde. Mit anderen Worten wird in allen Raumrichtungen ein größeres Volumen invertiert oder gesättigt als dann vermessen wird.
In 5a bis 5c ist eine andere erfindungsgemäße Realisierung des speziellen Volumens 26 dargestellt. Bei dieser Ausführungsform kann nicht mehr von einer Schichtdicke 32 des speziellen Volumens 26 gesprochen werden, da das spezielle Volumen 26 auch mit dem auszuschneidenden Volumen nicht schichtförmig ist. Das auszuschneidende Volumen 27 (in Form eines Trichters oder Grabens) kann sich prinzipiell unendlich weit erstrecken oder aber vollständig innerhalb des speziellen Volumens 26 angeordnet sein. In jedem Fall wird durch das auszuschneidende Volumen 27 ein Teil des Zuflusses 24 zu dem Gefäßbaum 23 von dem speziellen Volumens 26 entfernt. Dadurch kann (wie bei den 4a bis 4c) ungesättigtes Blut nach 750 ms (5b) oder nach 1500 ms (5c), jeweils nach der Invertierung gemessen, weiter in den Gefäßbaum 23 einströmen, so dass der Gefäßbaum 23 in den entsprechenden MR-Angiographie-Bildern wesentlich deutlicher sichtbar ist, als dies nach dem Stand der Technik (siehe 3b und 3c) der Fall ist.
Darüber hinaus ist das Bildgebungsvolumen 30 (z. B. rechts und links in 4 und 5) üblicherweise mittels Frequenz- und Phasenkodierung der MR-Signale begrenzt, während das spezielle Volumen 26 senkrecht zur Schichtdicke 32 eigentlich keine Begrenzung aufweist, wie es bei der Diskussion zum Stand der Technik bereits erläutert wurde. Mit anderen Worten wird in allen Raumrichtungen ein größeres Volumen invertiert oder gesättigt als dann vermessen wird.
Der positive Einfluss der vorliegenden Erfindung auf die Qualität der erfindungsgemäß erstellten MR-Angiographie-Bilder sei durch folgende Überlegung untermauert. Dazu sei angenommen, dass aufgrund des Einschnitts in das spezielle Volumen 26 ein 5 cm langer Abschnitt der Aorta 29 mit einem Durchmesser von 3 cm nicht invertiert oder gesättigt wird, welcher nach dem Stand der Technik invertiert oder gesättigt würde.
Dieser Abschnitt der Aorta 29 entspricht somit einer Blutmenge von ca. 35 ml. Bei Patienten mit einer krankhaften Herzschwächung und/oder mit einem krankhaften Gefäßsystem können diese 35 ml der gesamten Blutmenge entsprechen, welche während eines Herzschlages durch die Aorta 29 transportiert wird.
Mit Hilfe der 6 wird die Ausbildung des speziellen Volumens 26 entsprechend des in 4 dargestellten Ausführungstyps erläutert. Ausgehend von dem Gefäßbaum 23, welcher in einem Übersichtsbild lokalisiert wird, wird ein schichtförmiges Ausgangsvolumen 28 derart bestimmt, dass dieses schichtförmige Ausgangsvolumen 28 den Gefäßbaum vollständig enthält. Anschließend wird aus diesem Ausgangsvolumen 28 ein trichterförmiges Volumen 27 ausgeschnitten, welches den Zufluss 24 zu dem Verzweigungspunkt oder Ostium 25 zumindest teilweise enthält. Das sich dadurch ergebende spezielle Volumen 26 umfasst nach wie vor den Gefäßbaum 23, aber vorteilhafterweise nur noch einen möglichst geringen Anteil des Zuflusses 24 zu dem Verzweigungspunkt 25.
In 7 ist dreidimensional ein spezielles Volumen 26 dargestellt, aus welchem ein trichterförmiges Volumen 27 ausgeschnitten ist. In ähnlicher Weise ist in 8 dreidimensional ein spezielles Volumen 26 dargestellt, aus welchem ein grabenförmiges Volumen 27 ausgeschnitten ist.
In 9 ist die Ausbildung des speziellen Volumens 26 gemäß einem weiteren Ausführungstyp dargestellt. Ausgangspunkt ist ein beliebig geformtes Ausgangsvolumen 28, dessen Ausmaße insbesondere von der eingesetzten Magnetresonanzanlage abhängig sind und welches das Bildgebungsvolumen 30 und einen Teilabschnitt des Zuflusses 24 umfasst. Aus diesem Ausgangsvolumen 28 wird ein auszuschneidendes oder zu entfernendes Volumen 27 entfernt. Dabei umfasst dieses auszuschneidende Volumen 27 zumindest den Teilabschnitt des Zuflusses 24, insbesondere den Teilabschnitt des Zuflusses 24 bis zum Ostium 25, und umfasst möglichst nicht den interessierenden Teil des Bildgebungsvolumens 30, d. h. in diesem Fall den Gefäßbaum 23. Das Differenzvolumen, welches aus dem Ausgangsvolumen 28 abzüglich des auszuschneidenden Volumens 27 entsteht, ist das spezielle Volumen 26.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform wird in einem ersten Schritt das gesamte Ausgangsvolumen 28 invertiert. Diese Inversion des gesamten Ausgangsvolumens 28 erfolgt räumlich nichtselektiv, d. h. die Magnetresonanzanlage 5 invertiert abhängig von ihren Eigenschaften (z. B. Abmessungen der entsprechenden Spulen) das Ausgangsvolumen 28. In einem zweiten Schritt wird nur das auszuschneidende Volumen 27 räumlich selektiv invertiert. Die Form des auszuschneidenden bzw. räumlich selektiv zu invertierenden Volumens 27 kann dabei an die Eigenschaften der Magnetresonanzanlage 5 angepasst werden, solange der entsprechende Teilabschnitt des Zuflusses 24 zu dem auszuschneidenden Volumen 27 gehört und die interessierenden Strukturen 23 innerhalb des Bildgebungsvolumen 30 nicht Bestandteil des auszuschneidenden Volumens 27 sind.
Da das Ausgangsvolumen 28 das auszuschneidende Volumen umfasst, wird gemäß dieser Ausführungsform das auszuschneidende Volumen 27 doppelt invertiert, wodurch die Magnetisierung des auszuschneidenden Volumens 27 quasi wieder den Ausgangszustand vor dem ersten Schritt annimmt.
Bei dieser Ausführungsform kann die Reihenfolge der beiden Schritte auch vertauscht werden, so dass in dem ersten Schritt räumlich selektiv das auszuschneidende Volumen 27 und in dem folgenden zweiten Schritt das Ausgangsvolumen 28 räumlich nichtselektiv invertiert wird.
Erfindungsgemäß ist es auch möglich, dass bei dem in 9 dargestellten Ausführungstyp nur das spezielle Volumen 26 invertiert oder gesättigt wird.
In 10 ist ein Flussplan eines erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt.
Im Schritt S1 wird ein Gefäßbaum 23 innerhalb eines Übersichtsbildes, welches für einen vorbestimmten Volumenabschnitt innerhalb eines Untersuchungsobjekts bzw. eines Patienten aufgenommen wurde, lokalisiert.
Im folgenden Schritt S2 wird ein spezielles Volumen 26 bestimmt, welches zwar den Gefäßbaum 23 möglichst vollständig umfasst, aber den Zufluss 24 zu diesem Gefäßbaum 23 möglichst nicht umfasst.
Im Schritt S3 werden die Spins nur innerhalb des speziellen Volumens 26 und damit möglichst nicht im Zufluss 24 gesättigt oder invertiert.
Eine vorbestimmte Zeitspanne nach dem Schritt S3 werden Messsignale aus dem speziellen Volumen 26 erfasst, aus welchen dann in dem Schritt S5 MR-Bilder, insbesondere MR-Angiographie-Bilder, erstellt werden.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

”Free-breathing renal MR angiography with steady-state free-precession (SSFP) and slabselective inversion: initial results”; M. Katoh und andere; Kidney Int. 2004; 66(3); Seiten 1272–1278 [0003]
”Selective visualization of renal artery using SSFP with Time-Spatial Labeling Inversion Pulse: Non-Contrast Enhanced MRA for patients with renal failure”; Y. Yamashita und andere; Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005), Seite 1715 [0003]
”Selective spin inversion in nuclear magnetic resonance and coherent optics through an exact solution of the Bloch-Riccati equation”, von M. S. Silver und anderen; Phys. Rev. A 31, Seiten 2753–2755, 1985 [0033]
”Two-dimensional selective adiabatic pulses”; S. Conolly und andere; Magn. Reson. Med. 24; Seiten 302–313; 1992 [0036]
”Simultaneous spatial and spectral selective excitation”; C. H. Meyer und andere; Magn. Reson. Med. 15; Seiten 287–304; 1990 [0036]
”A k-space analysis of small-tip angle excitation”; J. M. Pauly und andere; J. Magn. Reson. 81; Seiten 43–56; 1989 [0036]
”A linear class of large-tip-angle selective excitation pulses”; J. M. Pauly und andere; J. Magn. Reson. 82; Seiten 571–587; 1989 [0036]
”Echo-planar spin-echo and inversion pulses”; J. M. Pauly und andere; Magn. Reson. Med. 29; Seiten 776–782; 1993 [0036]
”Parallel MRF transmission in MRI”, U. Katscher und andere; NMR Biomed. Mai 2006; 19(3) Seiten 393–400 [0040]
”Additive angle method for fast large-tip-angle RF pulse design in parallel excitation”; W. R. Grisson und andere; Magn. Reson. Med.; 59(4); Seiten 779–787; 2008 [0040]
”Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla”; K. Setsompop und andere; Magn. Reson. Med.; 56(5); Seiten 1163–1171; 2006 [0040]
”High-flip-angle slice-selective parallel RF transmission with 8 channels at 7 T”; K. Setsompop und andere; Magn. Reson. Med. 195(1); Seiten 76–84; 2008 [0040]
”Designing multichannel, multidimensional, arbitrary flip angle RF pulses using an optimal control approach; D. Xu und andere; Magn. Reson. Med. 59(3); Seiten 547–560; 2008 [0040]

Claims

Verfahren zur Erstellung von MR-Bildern eines vorbestimmten Bildgebungsvolumens (30) innerhalb eines Untersuchungsobjekts (O) mittels einer Magnetresonanzanlage (5), folgende Schritte umfassend: Lokalisieren eines Zuflusses (24), welcher das Bildgebungsvolumen (30) versorgt, Ausbilden eines speziellen Volumens (26), welches das vorbestimmte Bildgebungsvolumen (30) zumindest teilweise umfasst und welches derart an den Zufluss (24) angepasst wird, dass das spezielle Volumen (26) bei dem Zufluss (24) eine Aussparung in dem speziellen Volumen (26) aufweist, durch welche zumindest ein Teilabschnitt des Zuflusses (24) von dem speziellen Volumen (26) ausgenommen wird, Sättigen oder Invertieren der Magnetisierung des speziellen Volumens (26) mittels der Magnetresonanzanlage (5), Erfassen von Messsignalen aus dem Bildgebungsvolumen (30), und Erstellen der MR-Bilder des Bildgebungsvolumens (30) mittels der Messsignale.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das spezielle Volumen (26) ausgebildet wird, indem ein Ausgangsvolumen (28) ausgebildet wird, welches das vorbestimmte Bildgebungsvolumen (30) umfasst, und indem aus dem Ausgangsvolumen (28) ein weiteres Volumen (27) ausgeschnitten wird, welches den Zufluss (24) bis zu einem Verzweigungspunkt (25) eines Gefäßabschnitts (23) umfasst.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das weitere Volumen (27), welches ausgeschnitten wird, den Zufluss (24) bis zu einem Verzweigungspunkt (25) eines Gefäßabschnitts (23) innerhalb des Bildgebungsvolumens (30) umfasst.
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass das weitere Volumen (27), welches ausgeschnitten wird, trichterförmig oder grabenförmig ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Invertieren des speziellen Volumens (26) durchgeführt wird, indem Spins innerhalb des speziellen Volumens (26) mit einem in das spezielle Volumen (26) eingestrahlten HF-Puls um 180° zu einem Grundmagnetfeld der Magnetresonanzanlage (5) gekippt werden, und dass die Messsignale eine Inversionszeit nach dem HF-Puls erfasst werden.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der HF-Puls ein adiabatischer HF-Puls ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Invertieren des speziellen Volumens (26) durchgeführt wird, indem eine räumlich nichtselektive Inversion, welche eine Magnetisierung eines Ausgangsvolumens (28) invertiert, mit einer räumlich selektiven Inversion kombiniert wird, welche eine Magnetisierung eines weiteren Volumens (27) invertiert, welches zumindest den Teilabschnitt des Zuflusses (24) umfasst, wobei das Ausgangsvolumen (28) abzüglich des weiteren Volumens (27) das spezielle Volumen (26) ergibt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Sättigen des speziellen Volumens (26) durchgeführt wird, indem Spins innerhalb des speziellen Volumens (26) mit einem in das spezielle Volumen (26) eingestrahlten HF-Puls um 90° zu einem Grundmagnetfeld der Magnetresonanzanlage (5) gekippt werden, dass anschließend ein Spoilergradientenpuls in das spezielle Volumen (26) eingestrahlt wird, welcher eine transversale Magnetisierung der Spins zerstört, und dass die Messsignale eine vorbestimmte Zeit nach dem Spoilergradientenpuls erfasst werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Sättigen oder Invertieren des speziellen Volumens (26) durchgeführt wird, indem ausgehend von dem ausgebildeten speziellen Volumen (26) mittels Fourieranalyse ein zeitlich variierender Gradientenverlauf und ein HF-Puls-Verlauf berechnet wird und indem der HF-Puls-Verlauf und der Gradientenverlauf eingesetzt werden, um nur das spezielle Volumen (26) zu sättigen oder zu invertieren.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Sättigen oder Invertieren des speziellen Volumens (26) durchgeführt wird, indem mit mehreren HF-Sendespulen an verschiedenen Stellen HF-Pulse gleichzeitig erzeugt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Perfusionsmessung innerhalb des Bildgebungsvolumen (30) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messsignale mittels MIP nachverarbeitet werden, um die MR-Bilder abhängig von einem bestimmten Blickwinkel zu erzeugen.
Magnetresonanzanlage zur Erstellung von MR-Bildern eines vorbestimmten Bildgebungsvolumens (30) innerhalb eines Untersuchungsobjekts (O), wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), mindestens eine HF-Antenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der mindestens einen HF-Antenne (4), zum Empfang von von der mindestens einen HF-Antenne (4) aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung der MR-Bilder umfasst, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) derart ausgestaltet ist, dass mittels der Magnetresonanzanlage (5) ein Zufluss (24), welcher das vorbestimmte Bildgebungsvolumen (30) versorgt, lokalisierbar ist, dass mittels der Magnetresonanzanlage (5) ein spezielles Volumen (26), welches das vorbestimmte Bildgebungsvolumen (30) zumindest teilweise umfasst, ausbildbar ist, welches derart an den Zufluss (24) angepasst ist, dass das spezielle Volumen (26) bei dem Zufluss (24) einen Einschnitt in das spezielle Volumen (26) aufweist, durch welchen zumindest ein Teilabschnitt des Zuflusses (24) von dem speziellen Volumen (26) ausgenommen ist, dass die Magnetresonanzanlage (5) das spezielle Volumen (26) sättigt oder invertiert, dass die Magnetresonanzanlage (5) die Messsignale aus dem Bildgebungsvolumen (26) erfasst, und dass die Magnetresonanzanlage (5) die MR-Bilder des Bildgebungsvolumens (30) abhängig von den Messsignalen erstellt.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–12 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt, welches ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–12 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (10) der Magnetresonanzanlage (5) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einer Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–12 durchführen.