DE102010039693A1

DE102010039693A1 - Verfahren zur phasensensitiven Magnetresonanz-Bildgebung

Info

Publication number: DE102010039693A1
Application number: DE102010039693A
Authority: DE
Inventors: Patrick Gross; Antje Kickhefel; Jörg Roland
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2010-08-24
Filing date: 2010-08-24
Publication date: 2012-03-01
Anticipated expiration: 2030-08-25
Also published as: US8710840B2; DE102010039693B4; US20120049846A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur phasensensitiven Magnetresonanz-Bildgebung, mit den folgenden Schritten: – Bereitstellen von jeweils einem komplexen Bilddatensatz (B1, B2) für mindestens zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2), wobei die komplexen Bilddatensätze für die verschiedenen Echozeiten aus Magnetresonanz-Daten rekonstruiert wurden, die für die verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2) unter Verwendung einer Echo-Bildgebungssequenz aufgenommen wurden, – Bestimmen von mindestens einem komplexen Divisionsbilddatensatz (D1) durch komplexe Division der komplexen Bilddatensätze (B1, B2) für die zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2), wobei die zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2) eine Echozeitdifferenz (ΔTE) definieren, und wobei der resultierende komplexe Divisionsbilddatensatz von der Echozeitdifferenz (ΔTE) abhängige Phasenanteile aufweist.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur phasensensitiven Magnetresonanz-Bildgebung, bei dem Magnetresonanzdaten unter Verwendung einer Echo-Bildgebungssequenz aufgenommen werden, sowie eine Magnetresonanzanlage dafür.
Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist ein bildgebendes Verfahren, das die Aufnahme zweidimensionaler oder dreidimensionaler Bilddatensätze ermöglicht, die Strukturen im Inneren einer Untersuchungsperson, insbesondere auch Weichteilgewebe, in hoher Auflösung abbilden können. Bei der MRT werden Protonen im Untersuchungsobjekt in einem Hauptmagnetfeld (B₀) ausgerichtet, so dass sich eine makroskopische Magnetisierung einstellt, die anschließend durch das Einstrahlen von HF(Hochfrequenz)-Pulsen angeregt wird. Der Zerfall der angeregten Magnetisierung wird anschließend mittels einer oder mehrerer Induktionsspulen detektiert, wobei eine Ortskodierung des aufgenommenen Signals durch das Schalten von Schichtselektions-, Phasenkodier- und Frequenzkodiergradienten vor bzw. während der Aufnahme erzielt wird. Die Aufnahme der Zerfallssignale erfolgt dabei regelmäßig mit einer Quadraturdetektion, so dass sowohl die Phase als auch die Amplitude des Signals detektiert wird. Die im Ortsfrequenzraum (k-Raum) detektierten Signale lassen sich dementsprechend als komplexe Zahlen darstellen und mittels einer Fourier-Transformation in den Bildraum transformieren, in welchem nun Phasen und Magnituden ortsaufgelöst bestimmt werden können.
Bei vielen Bildgebungsverfahren wird lediglich die Magnitude der komplexen Bilddaten zur Erstellung eines Intensitätsbilds verwendet. Dabei werden die Phaseninformationen verworfen. Weiterhin ist eine Kombination der Magnitudendaten, die mit verschiedenen Spulen aufgenommen wurden, bezüglich des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses (SNR) nicht optimal.
Beispielsweise werden bei der konventionellen T2*- (beobachtete Spin-Spin-Relaxationszeit) oder R2*- (01/T2*) Bildgebung die Magnituden von drei oder weiteren Bildern betrachtet, die bei verschiedenen Echozeiten (TEs) von einer einzelnen Protonenspezies (beispielsweise durch Verwenden einer Fettunterdrückung) aufgenommen wurden. Durch das Anpassen einer Zerfallsfunktion an die Magnituden in den Bilddaten kann anschließend die T2*-Zeit ortsaufgelöst ermittelt werden. Dieser Ansatz ist jedoch sehr zeitaufwändig und entsprechend anfällig für Bewegungsartefakte.
Andere Bildgebungsverfahren verwenden die aufgezeichneten Phaseninformationen. Beispielsweise führen die Unterschiede der magnetischen Suszeptibilität verschiedener Gewebe zu Phasendifferenzen. Bei der suszeptibilitätsgewichteten Bildgebung (SWI) wird dabei aus den aufgenommenen Magnituden- und Phaseninformationen ein erweitertes Kontrastsignalbild erzeugt, das insbesondere einen vom Sauerstoffgehalt des Bluts abhängigen Kontrast aufweist. Weitere Beispiele umfassen allgemein die Phasenkontrast-Bildgebung sowie die Protonenresonanzfrequenz(PRF)-Verschiebungs-Thermometrie (Proton Resonance Frequency Shift Thermometry). Bei dieser wird eine Verschiebung der Phase in aufgenommenen Phasenbildern detektiert, die durch eine Verschiebung der Protonen-Resonanzfrequenz aufgrund einer Temperaturänderung verursacht wird.
Neben diesen Phasenverschiebungen mit Informationsgehalt gibt es jedoch eine Reihe von Effekten, die unerwünschte Phasenverschiebungen verursachen und dadurch nützliche Informationen verschleiern können. Zu diesen zählen unter anderem eine Inhomogenität des statischen B₀-Felds, die Suszeptibilität von Gegenständen und Materialien in Patientennähe, Phasenverschiebungen der eingestrahlten HF-Pulse und Fehler in der Zeitabfolge der Aufnahmesequenz. Auch können in der Empfangskette Phasenverschiebungen auftreten, die für verschiedene Empfangsspulen unterschiedlich sein können.
Diese Phasenverschiebungen machen es schwierig, bei verschiedenen Echozeiten aufgenommene Bilddaten miteinander zu vergleichen und zu kombinieren. Insbesondere die Kombination von mit verschiedenen Empfangsspulen aufgenommenen MR-Daten unter Erhalten der Phaseninformation gestaltet sich schwierig, da jeder Empfangskanal eine andere Phasenverschiebung aufweist. Auch können Objekte innerhalb des Untersuchungsobjekts, wie beispielsweise Luftblasen, Implantate, Nadeln oder Ähnliches, zu Suszeptibilitätsartefakten und somit auch zu Phasenverschiebungen führen.
Dementsprechend ist es wünschenswert, für verschiedene Echozeiten oder mit verschiedenen Spulen aufgenommene Magnetresonanz(MR)daten so zu kombinieren, dass das Signal-zu-Rausch-Verhältnis verbessert wird und dass nützliche Phaseninformationen erhalten bleiben. Um kürzere Scandauern zu ermöglichen, sollte das Verfahren auch imstande sein, eine derartige Kombination für beschleunigte Aufnahmeverfahren und Multiechobildgebungssequenzen zu ermöglichen. Darüber hinaus sollten die Daten auf eine wohldefinierte Art kombiniert werden, um über die so erhaltenen Daten sinnvolle Aussagen treffen zu können.
Ein aus dem Stand der Technik bekanntes Verfahren zur R2*-Bildgebung k-TE GRAPPA, das in „k-TE Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquistion (GRAPPA) für Accelerated Multiple Gradient-Recalled Echo (MGRE)R₂ ^* Mapping in the Abdomen”, von Xiaoming Yin et al., Magnetic Resonance in Medicine 61:507–516 (2009)S. 507–516 im Detail beschrieben ist. Das Verfahren verwendet ein partielles paralleles Bildgebungsverfahren (GRAPPA) in Kombination mit einem View-Sharing-Verfahren, bei dem fehlende k-Raum-Zeilen in einem unvollständig abgetasteten k-Raum auf der Basis von mit benachbarten Spulen und temporär benachbarten Sequenzen aufgenommenen k-Raum-Zeilen rekonstruiert werden. Das Ergebnis des Verfahrens ist eine Serie von Bildern verschiedener Echozeiten (TE), wobei aufgrund des Rekonstruktionsprozesses das Bildrauschen in den Bilddaten räumlich variiert. Wie die aufgenommenen Bilddaten SNR-optimal kombiniert werden können ist in dieser Veröffentlichung nicht offenbart.
Bei einer Kombination von Bilddaten unter Berücksichtigung der Phase werden bei herkömmlichen Verfahren die Phasen benachbarter Bildpunkte verglichen, um eine Gesamtphasenabschätzung vorzunehmen. Bildpunkte mit großen Phasenvariationen, wie beispielsweise in Bereichen mit geringem SNR oder entlang von Gewebegrenzen, können dabei das Phasenkorrekturverfahren stören. Weiterhin sind beispielsweise aus der US 7,227,359 B2 Verfahren bekannt, die auf Phasengradienten in den Bilddaten basieren, und die unter Verwendung eines Saatbildpunkts eine Bereichsausweitung (Region Growing) zur Bestimmung der Phasen durchführen.
Bei Bilddaten, die mit einer Multiechobildgebungssequenz, beispielsweise mit einer Single-Shot- oder EPI(Echo Planar Imaging)-Sequenz aufgenommen wurden, wird den Daten in der Regel eine „charakteristische” Echozeit zugeordnet. Diese charakteristische TE ist typischerweise die TE, mit der zentrale k-Raum-Linien abgetastet wurden. Jedoch werden bei derartigen Sequenzen verschiedene räumliche Frequenzen (k-Raum-Zeilen) unter Verwendung verschiedener TEs abgetastet, so dass diese in den rekonstruierten Bilddaten jeweils einen Fehler in Abhängigkeit von der jeweiligen TE beitragen. Die Fehler in der Phase hängen demnach von der Aufnahmesequenz ab und weisen darüber hinaus eine räumliche Abhängigkeit auf, so dass sie nur schwer vorhersagbar sind.
Somit ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, zumindest einige der vorab genannten Nachteile zu verringern und ein verbessertes Verfahren zur phasensensitiven MR-Bildgebung bereitzustellen. Insbesondere soll eine verbesserte Kombination von Bilddaten für verschiedene Spulen und/oder mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten ermöglicht werden.
Diese Aufgabe wird mit Hilfe der Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur phasensensitiven Magnetresonanz-Bildgebung bereitgestellt. Das Verfahren umfasst das Bereitstellen von jeweils einem komplexen Bilddatensatz für mindestens zwei verschiedenen Echozeiten, wobei die komplexen Bilddatensätze für die verschiedenen Echozeiten aus Magnetresonanz-Daten rekonstruiert wurden, die für die verschiedenen Echozeiten unter Verwendung einer Echo-Bildgebungssequenz aufgenommen wurden, und das Bestimmen von mindestens einem komplexen Divisionsbilddatensatz durch komplexe Division der komplexen Bilddatensätze für die zwei verschiedenen Echozeiten. Die zwei verschiedenen Echozeiten definieren dabei eine Echozeitdifferenz (ΔTE). Der resultierende komplexe Divisionsbilddatensatz weist von der Echozeitdifferenz abhängige Phasenanteile auf.
Durch das Dividieren der komplexen Bilddaten ist es möglich, Phasenverschiebungen in den Bilddaten zu eliminieren, die von der Echozeit unabhängigen Effekten hervorgerufen werden. Phasenverschiebungen durch Echozeit-abhängige Effekte, die wertvolle Informationen enthalten können, werden dabei beibehalten. Da mit dem Verfahren für verschiedene Echozeiten und/oder Spulen äquivalente Bilddaten erhalten werden können, die von Echozeit-unabhängigen Phaseneffekten bereinigt sind, lassen sich derartige Bilddaten auf einfache und nachvollziehbare Weise kombinieren, wobei die relevanten Phaseninformationen beibehalten werden. Das Verfahren kann auch die Aufnahme der Magnetresonanz-Daten und die Rekonstruktion der komplexen Bilddatensätze umfassen.
Bei einer Ausführungsform erfolgt die komplexe Division der komplexen Bilddatensäzte derart, dass von der Echozeit unabhängige Phasen- und/oder Magnitudenanteile der komplexen Bilddatensätze in dem mindestens einen Divisionsbilddatensatz zumindest teilweise kompensiert sind. Diese unerwünschten Phasen- und/oder Magnitudenanteile können bei der komplexen Division also zumindest teilweise entfernt werden.
Bei einer Ausführungsform der Erfindung wird für mindestens drei verschiedene Echozeiten jeweils ein komplexer Bilddatensatz bereitgestellt. Durch paarweises komplexes Dividieren der komplexen Bilddatensätze mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten werden mindestens zwei komplexe Divisionsbilddatensätze bestimmt. Jeder Divisionsbilddatensatz wird also aus einem Paar von komplexen Bilddatensätzen gebildet, deren zugehörige Echozeiten eine bestimmte Echozeitdifferenz aufweisen. Somit lassen sich eine Vielzahl komplexer Divisionsbilddatensätze bestimmen, die anschließend unter Beibehalt der Phaseninformationen kombinierbar sind.
Dabei erfolgen die Aufnahme von MR-Daten und die Rekonstruktion der komplexen Bilddatensätze vorzugsweise für verschiedene Echozeiten, die einen vorbestimmten, insbesondere den gleichen, Echozeitabstand aufweisen.
Die komplexen Divisionsbilddatensätze können aus solchen Paaren von komplexen Bilddatensätzen gebildet werden, deren zugehörige Echozeiten dieselbe Echozeitdifferenz aufweisen. Dadurch kann sichergestellt werden, dass die bestimmten Divisionsbilddatensätze äquivalent sind und vergleichbare, von dieser Echozeitdifferenz abhängige Phasenverschiebungen aufweisen, so dass die Divisionsbilddatensätze auf einfache Art und Weise kombiniert werden können. Dabei können bezüglich TE zeitlich benachbarte Bilddatensätze dividiert werden, jedoch sind auch andere Kombinationen denkbar. Zum Beispiel kann mit der Echozeitbildgebungssequenz eine Serie von Echos aufgenommen werden, für die komplexe Bilddatensätze mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten rekonstruiert werden. Ein komplexer Divisionsbilddatensatz kann dann aus zwei Bilddatensätzen gebildet werden, die beide einer geraden oder beide einer ungeraden Echonummer in der Serie entsprechen. Die Kombination von geraden und ungeraden Echos kann dabei Phaseneffekte entfernen, die aufgrund von zeitlichen Ablauffehlern beim Abtasten des k-Raums auftreten können. Derartige Fehler sind insbesondere von EPI-Sequenzen bekannt, bei denen Echos, die von links nach rechts entlang der Phasenkodierrichtung im k-Raum aufgenommen werden, eine zeitliche Verschiebung im Vergleich mit den Echos aufweisen, die von rechts nach links aufgenommen wurden. Die resultierende Phasenverschiebung im Bildraum kann durch die genannte Division der zu geraden oder ungeraden Echos gehörenden Bilddaten entfernt werden, was bei der Division bezüglich TE benachbarter Bilddaten nicht möglich ist.
Bei einer weiteren Ausführungsform wurden die MR-Daten mit einem Spulenarray aufgenommen, der mindestens zwei Spulen aufweist, wobei für jede Spule für mindestens zwei verschiedene Echozeiten jeweils ein komplexer Bilddatensatz bereitgestellt wird, der aus den aufgenommen MR-Daten rekonstruiert wurde. Für jede Spule kann dann mindestens ein komplexer Divisionsbilddatensatz aus den für die jeweilige Spule bereitgestellten komplexen Bilddatensätzen bestimmt werden. Durch die Division der mit einer Spule aufgenommenen Bilddatensätze können Phasenverschiebungen, die durch die individuelle Spulensensitivität oder den Empfangskanal (receive chain) verursacht werden, entfernt werden. Damit können für verschiedene Spulen äquivalente Divisionsbilddatensätze erhalten werden, die nicht mehr von den lokalen Spulensensitivitäten abhängig sind. Diese können folglich auf einfach Weise kombiniert werden. Das Verfahren kann somit die Information von Bilddaten unter Erhalt der Phaseninformationen ermöglichen, selbst wenn diese mit verschiedenen Echozeiten und verschiedenen Spulen aufgenommen wurden.
Entsprechend umfasst das Verfahren bei einer Ausführungsform des Weiteren den Schritt des Kombinierens von Daten aus mindestens zwei der bestimmten komplexen Divisionsbilddatensätze. Das Kombinieren umfasst dabei jedes Zusammenführen der Daten, beispielsweise durch komplexe Kombination oder Kombination von Realteilen oder aus den Divisionsbilddatensätzen bestimmter realer Größen. Vorzugsweise werden Divisionsbilddatensätze für dieselbe Echozeitdifferenz kombiniert, wodurch sich Divisionsbilddatensätze für verschiedene Echozeiten oder verschiedene Aufnahmespulen kombinieren lassen.
Beispielsweise kann mindestens ein komplexer kombinierter Divisionsbilddatensatz erstellt werden durch komplexe Kombination von mindestens zwei der bestimmten komplexen Divisionsbilddatensätzen. Eine derartige Kombination kann das Signal-zu-Rausch-Verhältnis verbessern und gleichzeitig die Phaseninformation beibehalten, da die komplexen Divisionsbilddatensätze äquivalent sind. Beispielsweise werden komplexe Divisionsbilddatensätze kombiniert, die für dieselbe Echozeitdifferenz aus komplexen Bilddatensätzen für verschiedene Echozeiten und/oder die für dieselbe Echozeitdifferenz für verschiedene Spulen bestimmt wurden.
Bei einer weiteren Ausführungsform umfasst das Verfahren des Weiteren das Bestimmen jeweils einer Kovarianzmatrix für die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze, die ein Maß für das Rauschen in den Bilddaten angibt, und das Bestimmen einer Kovarianzmatrix für den komplexen Divisionsbilddatensatz aus den Kovarianzmatrizen für die komplexen Bilddatensätze, aus denen der komplexe Divisionsbilddatensatz bestimmt wurde. Die Kombination der Bilddatensätze durch Division ermöglicht es somit, eine Fehlerabschätzung für die resultierenden Divisionsbilddatensätze vorzunehmen. Das Bestimmten der Kovarianzmatrix für den Divisionsbilddatensatz kann beispielsweise mittels einer Laplace-Näherung erfolgen, die im Detail beschrieben ist in „Information Theory, Inference, and Learing Algorithmus", von David J. C. MacKay, Kapitel 27, Seite 141.
Die Kombination der mindestens zwei komplexen Divisionsbilddatensätze kann dann unter Berücksichtigung der Kovarianzmatrizen für diese Divisionsbilddatensätze erfolgen. Somit wird es bei der Kombination möglich, Bereiche mit höheren Varianzen in einem Divisionsbilddatensatz geringer zu gewichten als die entsprechenden Bereiche in einem anderen Divisionsbilddatensatz. Die Kombination kann also derart erfolgen, dass die resultierenden Varianzen der kombinierten Bilddaten minimiert werden.
Beispielsweise erfolgt die Bildkombination durch ortsaufgelöstes Bestimmen eines Geometriefaktors (g-Faktor) aus den Kovarianzmatrizen für jeden der zu kombinierenden Divisionsbilddatensätze und durch Gewichten dieser Divisionsbilddatensätze mit dem jeweiligen Geometriefaktor bei der Kombination. Es kann beispielsweise eine Gewichtung mit 1/g erfolgen. Höhere Werte des g-Faktors deuten regelmäßig ein geringeres SNR der Bilddaten in dem entsprechenden Bereich an, so dass diese Bereiche bei der Kombination entsprechend geringer gewichtet werden, wodurch das SNR der kombinierten Bilddaten verbessert wird.
Insbesondere kann das Verfahren die Aufnahme der Magnetresonanzdaten umfassen, wodurch es möglich wird, die Aufnahme der Magnetresonanzdaten derart zu konfigurieren, dass Bereiche mit hohen Varianzen oder hohen Geometriefaktoren in den rekonstruierten Bilddatensätzen für verschiedene Echozeiten und/oder für verschiedene Spulen an verschiedenen räumlichen Positionen angeordnet sind. Bei einer Kombination der Bilddatensätze durch komplexe Division überlagern sich diese Bereiche folglich nicht, so dass die Varianzen in den Divisionsbilddaten gering gehalten werden können. Vorzugsweise erfolgt das Aufnehmen derart, dass die Bereiche hoher g-Faktoren oder großer Varianzen auch in den Divisionsbilddaten an verschiedenen räumlichen Positionen angeordnet sind, wodurch es bei der vorab genannten Kombination der Divisionsbilddaten möglich wird, die Varianzen in den resultierenden kombinierten Divisionsbilddaten sogar erheblich zu verringern.
Das Verfahren eignet sich somit auch für beschleunigte Aufnahmeverfahren, insbesondere partielle parallele Bildgebungsverfahren wie GRAPPA oder SENSE, bei denen die Kovarianzmatrizen bei der Rekonstruktion zur Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses zu berücksichtigen sind, und bei denen die rekonstruierten Bilddaten Regionen mit höheren Varianzen sowie Korrelationen zwischen Bildpunkten aufweisen.
Aus dem komplexen Divisionsbilddatensatz oder dem komplexen kombinierten Divisionsbilddatensatz kann anschließend eine reale Phase φ (bzw. unter Berücksichtigung von DTE eine Resonanzfrequenzverschiebung W) und/oder eine T2*-Relaxationszeit ortsaufgelöst für die zugehörige Echozeitdifferenz bestimmt werden. Es können also ein Phasenbild und/oder eine T2*-Karte bestimmt werden. Da die Divisionsbilddaten die von der Echozeit unabhängigen Phasenverschiebungen nicht länger enthalten und weiterhin eine Erhöhung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses durch die Kombination von Divisionbilddaten möglich ist, können die Phase und/oder die T2*-Relaxationszeiten mit erhöhter Genauigkeit bestimmt werden.
Nachdem die Änderung der Phase für eine bestimmte Echozeitdifferenz bekannt ist, kann weiterhin ein Extrapolieren der komplexen Bilddatensätze, die für verschiedene Echozeiten bereitgestellt wurden, zu einer gemeinsamen Echozeit unter Verwendung der bestimmten realen Phase φ (bzw. der Resonanzfrequenzverschiebung W) und der T2*-Relaxationszeit erfolgen. Somit können äquivalente rekonstruierte Bilddatensätze für eine Echozeit erhalten werden. Die extrapolierten komplexen Bilddatensätze können anschließend kombiniert werden, wobei die Kombination wiederum unter Berücksichtigung einer Kovarianzmatrix für den jeweiligen komplexen Bilddatensatz erfolgen kann. Somit wird zum einen die Kombination von rekonstruierten Bilddatensätzen für verschiedene Echozeiten unter Beibehalt der Phaseninformationen ermöglicht, zum anderen kann bei der Kombination das Signal-zu-Rauschverhältnis erheblich verbessert werden.
Bei einer anderen Ausführungsform kann aus dem komplexen Divisionsbilddatensatz ein reales Phasenbild bestimmt werden, das die Phase in dem komplexen Divisionsbilddatensatz angibt. Anschließend können die für verschiedene Divisionsbilddatensätze bestimmten realen Phasenbilder kombiniert werden. Dies kann beispielsweise durch eine Mittelung der realen Phasen erfolgen, wobei auch hier eine Berücksichtigung von Kovarianzmatrizen bei der Kombination denkbar ist.
Selbstverständlich ist es möglich, auf die vorab genannten Phasenbilder weitere Phasenkorrekturverfahren anzuwenden, um verbliebene unerwünschte Phasenanteile zu entfernen. Auch kann in einem weiteren Schritt eine Korrektur von Phasensprüngen (Phase Unwrap) erfolgen. Die Notwendigkeit dafür kann mit dem vorliegenden Verfahren jedoch verringert werden, da nur dann eine derartige Korrektur nötig ist, wenn innerhalb der Echozeitdifferenz eine Phasenverschiebung erfolgt, die groß genug ist, um einen Phasensprung (zum Beispiel von –π nach +π) hervorzurufen. Bei einer komplexen Kombination der komplexen Divisionsbilddatensätze kann das Phase Unwrapping nach dieser erfolgen; bei einer Kombination realer Phasenbilder erfolgt das Unwrapping vorzugsweise vor dem Kombinieren.
Bei einer Ausführungsform der Erfindung wurden die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze aus Magnetresonanzdaten rekonstruiert, die mit einer Multi-Echo-Bildgebungssequenz, wie beispielsweise mit einer Multi-GRE(Gradient Recalled Echo)-Sequenz oder mit einer segmentierten oder single shot EPI(Echo Planar Imaging)-Bildgebungssequenz aufgenommen wurden. Die einem komplexen Bilddatensatz zugeordnete Echozeit TE kann dabei eine äquivalente Echozeit sein. Das Verfahren kann auch die Durchführung einer solchen Bildgebungssequenz zur Aufnahme der MR-Daten umfassen.
Die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze können auch mit einem partiellen parallelen Bildgebungsvefahren aufgenommen und rekonstruiert worden sein, wie beispielsweise mit einem GRAPPA-(Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition), SMASH-(Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics) oder einem SENSE-(Sensitivity Encoding)-Bildgebungsverfahren. Selbst bei einer solchen beschleunigten Aufnahme der MR-Daten kann mit dem erfindungsgemäßen Verfahren eine Kombination der komplexen Bilddatensätze unter Beibehalt der Phaseninformationen und unter Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses erfolgen.
Insbesondere können die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze mit einem k-TE-GRAPPA-Verfahren aufgenommen und rekonstruiert worden sein. Dieses liefert als Ergebnis eine Serie von Bilddaten für verschiedene Echozeiten TE für jede Spule. Mit dem Verfahren können auch bei höheren Beschleunigungsfaktoren Artefakte in den rekonstruierten Bilddaten verringert werden, bei einer deutlichen Verkürzung der Aufnahmezeit.
Das Verfahren kann die genannten Aufnahme- bzw. Bildgebungssequenzen umfassen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Magnetresonanzanlage bereitgestellt, die zur Durchführung einer phasensensitiven Bildgebung ausgestaltet ist. Die Magnetresonanzanlage umfasst eine Aufnahmeeinheit, die ausgestaltet ist zur Aufnahme von Magnetresonanzdaten für verschiedene Echozeiten unter Verwendung einer Echobildgebungssequenz. Des Weiteren ist eine Rechnereinheit vorgesehen, die zum Durchführen der folgenden Schritte ausgestaltet ist: Rekonstruieren von jeweils einem komplexen Bilddatensatz für mindestens zwei verschiedene Echozeiten aus für verschiedene Echozeiten aufgenommenen Magnetresonanzdaten und Bestimmen von mindestens einem komplexen Bilddatensatz durch eine komplexe Division der komplexen Bilddatensätze für die zwei verschiedenen Echozeiten. Dabei definieren die zwei verschiedenen Echozeiten eine Echodifferenz, wobei der resultierende komplexe Divisionsbilddatensatz von der Echozeitdifferenz abhängige Phasenanteile aufweist. Mit einer derartigen Magnetresonanzanlage können ähnliche wie die vorab beschriebenen Vorteile erzielt werden.
Mit einer Ausführungsform ist die Magnetresonanzanlage zur Durchführung eines der vorab beschriebenen Verfahren ausgestaltet. Insbesondere kann die Recheneinheit derart ausgestaltet sein, dass sie automatisch einen oder mehrere der vorab beschriebenen Verfahrensschritte ausführt.
Weiterhin wird ein elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen bereitgestellt, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einem Rechnersystem, das beispielsweise mit einer Magnetresonanzanlage funktionsfähig verbunden ist, eines der vorab genannten Verfahren durchführen. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Computerprogrammprodukt mit einem Rechnersystem, das wiederum mit einer Magnetresonanzanlage funktionsfähig verbunden sein kann, eines der vorab genannten Verfahren ausführt.
Selbstverständlich können die Merkmale der vorab beschriebenen Ausführungsformen und Aspekte der Erfindung miteinander kombiniert werden. Insbesondere können die Merkmale nicht nur in den beschriebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder für sich genommen verwendet werden, ohne das Gebiet der Erfindung zu verlassen.
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsformen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert. In den Figuren bezeichnen gleiche Bezugszeichen gleiche oder ähnliche Elemente. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung,
2 ein Flussdiagramm, das ein Verfahren zur Kombination komplexer Bilddatensätze gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung veranschaulicht,
3 ein Flussdiagramm, das eine weitere Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens veranschaulicht,
4 ein Flussdiagramm mit Verfahrensschritten zum komplexen Kombinieren von Diffusionsbilddatensätzen, welche bei Schritt 204 der 2 zum Einsatz kommen können,
5 veranschaulicht schematisch das Kombinieren von Bilddatensätzen für verschiedene Echozeiten,
6 veranschaulicht schematisch das Kombinieren von Bilddatensätzen für gerade und ungerade Echos,
7 veranschaulicht schematisch das Kombinieren komplexer Divisionsbilddatensätze, die mit verschiedenen Empfangsspulen aufgenommen werden, und
8A und 8B veranschaulichen die räumliche Lage von Bereichen mit hohen g-Faktoren in Bilddaten für verschiedene Echozeiten und in daraus bestimmten Divisionsbilddaten.
Die vorliegende Erfindung hat die Zielsetzung, eine Magnetresonanz(MR)-Bildgebung zu ermöglichen, bei der Bilddaten mit hohem Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) unter Beibehalt von relevanten Phaseninformationen erhalten werden. Dafür werden MR-Daten bei verschiedenen Echozeiten aufgenommen, und daraus rekonstruierte komplexe Bilddaten miteinander dividiert, um Echozeit-unabhängige Phaseneffekte zu entfernen. Dadurch werden äquivalente Divisionsbilddaten erhalten, die unter Erhalt der Phaseninformationen auf einfache Weise kombinierbar sind. Somit lassen sich Bilddaten von verschiedenen Spulen und für verschiedene Echozeiten kombinieren, wobei diese Vorgehensweise selbst dann anwendbar ist, wenn ein beschleunigtes Aufnahmeverfahren eingesetzt wird, das nicht dem gesamten k-Raum für alle Echozeiten abtastet.
Insofern sich die nachfolgende Beschreibung auf bestimmte MR-Bildgebungssequenzen bezieht, sollte klar sein, dass auch andere als die genannten Sequenzen eingesetzt werden können, sofern die Aufnahme von MR-Daten für verschiedene Echozeiten ermöglicht wird. Beispielsweise können die nachfolgend genannten Multiechobildgebungssequenzen auch durch andere Spin- oder Gradientenechosequenzen ersetzt werden, mit denen Bilddaten für verschiedene TEs aufgenommen werden können.
1 zeigt schematisch eine Magnetresonanzanlage gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die MR-Anlage weist einen Magneten 10 zur Erzeugung eines Polarisationsfelds B₀ auf. Ein Untersuchungsobjekt, hier eine Untersuchungsperson 11, kann auf einem Liegetisch 13 in den Magneten 10 geschoben werden, wie es schematisch durch den Pfeil dargestellt ist. Die MR-Anlage weist weiterhin ein Gradientensystem 14 zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten auf, die für die Bildgebung und Ortskodierung verwendet werden. Zur Anregung der sich im Hauptmagnetfeld ergebenden Polarisation ist eine Hochfrequenzspulenanordnung 15 vorgesehen, die ein Hochfrequenzfeld in die untersuchte Person 11 einstrahlt, um die Magnetisierung aus der Gleichgewichtslage auszulenken. Zur Steuerung der Magnetfeldgradienten ist eine Gradienteneinheit 17 vorgesehen, und zur Steuerung der eingestrahlten HF-Pulse ist eine HF-Einheit 16 vorgesehen.
Die Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus dem Untersuchungsbereich 12 kann mittels der Hochfrequenzspulenanordnung 15 erfolgen. Insbesondere bei der Durchführung eines beschleunigten Aufnahmeverfahrens, wie beispielsweise GRAPPA oder SENSE, kann die Magnetresonanzanlage auch lokale Empfangsspulen oder Komponentenspulen aufweisen (nicht gezeigt). Es kann auch ein größerer Spulenarray vorgesehen werden, der mehrere Empfangsspulen umfasst. Aufgrund der räumlich unabhängigen Anordnung der Spulen und der somit unterschiedlichen Sensitivitätsprofile werden zusätzliche räumliche Informationen erhalten. Durch eine geeignete Kombination der von den Spulen simultan aufgenommenen Magnetresonanzdaten lässt sich im Wesentlichen eine zusätzliche Ortskodierung erreichen, so dass der k-Raum nicht vollständig abgetastet werden muss und eine Beschleunigung der Aufnahme erzielt werden kann. Die Empfangsspulen eines solchen Spulenarrays können jeweils eigene Empfangseinheiten aufweisen, so dass parallel für jede Empfangsspule ein Rohdatensatz mit MR-Daten aufgenommen werden kann. Partielle parallele Aufnahmeverfahren (Partial Parallel Acquisition – PPA), wie beispielsweise GRAPPA, SMASH oder SENSE, zu deren Durchführung die dargestellte Magnetresonanzanlage konfiguriert sein kann, sind dem Fachmann bekannt, so dass weitere Details dieser Verfahren hier nicht näher beschrieben sind. Die der Aufnahme von MR-Daten dienenden Komponenten der Magnetresonanzanlage, wie beispielsweise die Einheiten 14–17, werden nachfolgend als Aufnahmeeinheit 25 bezeichnet.
Die Magnetresonanzanlage wird zentral von der Rechnereinheit 18 gesteuert, welche dafür eine Steuereinheit umfassen kann. Rechnereinheit 18 steuert somit beispielsweise das Einstrahlen von HF-Pulsen und das Aufnehmen resultierender MR-Signale. Über eine Eingabeeinheit 19 kann eine Bedienperson ein Frequenzprotokoll auswählen und Bildgebungsparameter eingeben und abändern, die auf einer Anzeige 20 angezeigt werden.
Die allgemeine Funktionsweise einer MR-Anlage ist dem Fachmann bekannt, so dass auf eine detailliertere Beschreibung der allgemeinen Komponenten verzichtet wird.
Rechnereinheit 18 ist eingerichtet, um die Durchführung einer Echobildgebungssequenz zu steuern. Rechnereinheit 18 kann zur Durchführung von Spinecho- oder Gradientenecho-Bildgebungssequenzen eingerichtet sein. Insbesondere kann eine Multiechobildgebungssequenz, beispielsweise eine EPI-Sequenz, durchgeführt werden, bei der innerhalb einer Repetitionszeit alle k-Raum-Linien abgetastet werden, d. h. bei der nach einer Anregung ein vollständiger Bilddatensatz aufgenommen wird. Dabei wird eine Sequenz von Gradientenechos oder Spinechos durch das wiederholte Schalten von Dephasierungs- und Rephasierungsgradienten in der Frequenzkodier- bzw. Phasenkodierrichtung erzeugt (Echo Train). Weitere Sequenzen, zu deren Durchführung Rechnereinheit 18 eingerichtet sein kann, umfassen GRE (Gradient Recalled Echo), MGRE (Multiple Gradient Recalled Echo), PPA-Sequenzen, wie beispielsweise SENSE, GRAPPA oder SMASH, und View-Sharing-Sequenzen, bei denen bei einer Echozeit (TE) aufgenommene k-Raum-Linien bei der Rekonstruktion von Bilddaten für benachbarte TEs verwendet werden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist Rechnereinheit 18 eingerichtet, um das in „k-TE Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquistion (GRAPPA) for Accelerated Multiple Gradient-Recalled Echo (MGRE)R₂ ^* Mapping in the Abdomen”, von Xiaoming Yin et al., Magnetic Resonance in Medicine 61:507–516 (2009) beschriebene k-TE-GRAPPA-Verfahren auszuführen. k-TE-GRAPPA verwendet eine MGRE-Aufnahmesequenz, bei der periphere Bereiche des k-Raums nur unvollständig abgetastet werden. Die Positionen der abgetasteten k-Raum-Zeilen werden dabei für verschiedene TEs periodisch variiert, so dass in den Datensätzen für benachbarte TEs MR-Daten für verschiedene k-Raum-Linien vorhanden sind. Zentrale k-Raum-Linien werden für jede Echozeit vollständig abgetastet, um die Berechnung der GRAPPA-Korrelationskoeffizienten zu ermöglichen. Bei k-TE-GRAPPA werden dabei fehlende k-Raum-Zeilen nicht nur unter Verwendung von benachbarten k-Raum-Zeilen, die mit benachbarten Spulen des Spulenarrays aufgenommen wurden, sondern auch unter Verwendung von k-Raum-Zeilen für benachbarte Echozeiten rekonstruiert. Das Ergebnis sind vollständige Bilddatensätze für die verschiedenen Echozeiten und für die verschiedenen verwendeten Spulen. Da die Ergänzung fehlender k-Raum-Linien auch auf für dieselbe k-Raum-Position aufgenommenen MR-Daten für benachbarte TEs basiert, können auch bei einer hohen Beschleunigung der Aufnahme Artefakte wesentlich reduziert werden.
Rechnereinheit 18 ist weiterhin zur Durchführung der Rekonstruktion von Bilddatensätzen für verschiedene TEs aus den aufgenommenen MR-Daten ausgestaltet. Bei einfachen Aufnahmeverfahren kann dies beispielsweise durch eine zweidimensionale Fourier-Transformation erfolgen. Bei k-Raum-basierten PPA-Aufnahmeverfahren führt Rechnereinheit 18 zunächst die Bestimmung der fehlenden k-Raum-Daten durch, woraufhin eine herkömmliche Bildrekonstruktion erfolgen kann.
Aufnahmeeinheit 25 ist ausgestaltet, um die MR-Signale aus dem Untersuchungsbereich 12 mittels einer Quadraturdetektion zu detektieren. Die Quadraturdetektion kann durch Demodulation des aufgenommenen MR-Signals mit dem Referenzsignal (mit w_B1 eingestrahltes HF-Feld B₁) und dem um 90° phasenverschobenen Referenzsignal realisiert werden, wobei die beiden dabei erhaltenen Signale als Realteil und Imaginärteil eines komplexen RF-Signals aufgezeichnet werden. Die beim Abtasten des k-Raums auf diese Weise aufgenommenen MR-Daten sind somit komplexe Daten, die Phaseninformationen enthalten. Bei der von Rechnereinheit 18 durchgeführten Bildrekonstruktion bleiben diese Phaseninformationen erhalten, d. h. es werden komplexe Bilddaten bestimmt. Aus diesen komplexen Bilddaten kann Rechnereinheit 18 wie bei herkömmlichen Verfahren ein Magnitudenbild (√(Realteil² + Imaginärteil²)) oder ein Phasenbild (Arctan(Imaginärteil/Realteil)) bestimmen. Rechnereinheit 18 ist weiterhin ausgestaltet, um die für verschiedene TEs und/oder mit verschiedenen Empfangsspulen aufgenommenen komplexen Bilddaten wie nachfolgend genauer beschrieben zu kombinieren.
Um die komplexen Bilddaten für verschiedene TEs und/oder verschiedene Spulen unter Erhalt der Phaseninformationen zu kombinieren, führt Rechnereinheit 18 eine komplexe Division der Bilddaten einer Empfangsspule für verschiedene TEs durch. Weiterhin ist Rechnereinheit 18 zur Kombination der daraus resultierenden komplexen Divisionsbilddatensätze ausgestaltet. Aus den Divisionsbilddaten oder den komplexen kombinierten Divisionsbilddaten kann Rechnereinheit 18 ein Phasenbild berechnen und gegebenenfalls eine Korrektur von Phasensprüngen durchführen. Weiterhin kann Rechnereinheit 18 herkömmliche Verfahren zum Entfernen unerwünschter Phasenanteile in diesem Phasenbild einsetzen. Rechnereinheit 18 kann insbesondere zur Durchführung jedes der nachfolgend beschriebenen Verfahren ausgestaltet sein.
Bei anderen Ausführungsformen der Magnetresonanzanlage 100 können weitere Komponenten vorgesehen sein, oder Komponenten können abgewandelt werden, z. B. kann Rechnereinheit 18 als eine separate Rechnereinheit und eine separate Steuereinheit implementiert werden.
2 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, das auf der in 1 gezeigten MR-Anlage ausgeführt werden kann. In dem ersten Schritt 201 erfolgt das Aufnehmen von MR-Daten für verschiedene Echozeiten. Dies kann mit einfachen Spinecho- oder Gradientenechosequenzen oder mit Multiechobildgebungssequenzen, wie zum Beispiel MGRE (Multiple Gradient Recalled Echo) erfolgen. Bei dieser Sequenz werden nachfolgend auf einen Anregungspuls mehrere Echos mit verschiedenen Echozeiten aufgenommen, wobei für jede Echozeit ein Bilddatensatz rekonstruiert wird. Die Aufnahme kann auch mittels einer EPI- oder Interleaved-EPI-Sequenz erfolgen, bei der nachfolgend auf einen Anregungspuls mehrere k-Raum-Zeilen ausgelesen werden. Den rekonstruierten Bilddaten wird dabei eine kontrastbestimmende äquivalente Echozeit (TE_effektiv) zugewiesen, die in der Regel der Echozeit beim Auslesen der zentralen k-Raum-Linien entspricht. Es können zum Beispiel mehrere EPI-Sequenzen für verschiedene äquivalente Echozeiten durchgeführt werden. Derartige Sequenzen können auch im Rahmen einer partiellen parallelen Akquisition eingesetzt werden, was nachfolgend genauer mit Bezug auf 4 beschrieben ist.
In Schritt 202 erfolgt für jede Echozeit TE die Rekonstruktion eines komplexen Bilddatensatzes aus den aufgenommenen MR-Daten. Der Bilddatensatz kann dabei sowohl 2D- als auch 3D-Bilddaten umfassen. Die Rekonstruktion kann bei einfachen Bildgebungssequenzen durch Fourier-Transformation der k-Raum-Rohdaten erfolgen. Bei partiellen parallelen Aufnahmeverfahren kann die Rekonstruktion zunächst durch Ergänzen der Rohdaten im k-Raum und anschließende Fourier-Transformation, oder durch Entfalten der Bilddaten für verschiedene Spulen im Bildraum erfolgen. Komplexer Bilddatensatz bedeutet dabei, dass der Bilddatensatz sowohl Magnituden als auch Phaseninformationen enthält, dass also beispielsweise jedem Bildpunkt des Bilddatensatzes ein komplexer Wert zugewiesen ist.
In dem nächsten Schritt 203 werden die komplexen Bilddatensätze für die verschiedenen TEs kombiniert, indem eine komplexe Division von jeweils zwei Bilddatensätzen mit dem gleichen ΔTE zum Bestimmen mehrerer Divisionsbilddatensätze durchgeführt wird. ΔTE bezeichnet die Echozeitdifferenz zwischen den Echozeiten, die den beiden zu dividierenden Bilddatensätzen zugeordnet sind. Komplexe Division bedeutet dabei, dass die komplexen Werte für Bildpunkte, die sich entsprechen, durcheinander dividiert werden. Das heißt die Division erfolgt bildpunktweise. Bildpunkte können, je nachdem ob es sich um 2D- oder 3D-Bilddaten handelt, Pixel oder Voxel sein. Bei dieser Ausführungsform erfolgt hier also keine Kombination realer Phasen oder realer Magnituden. Es können die Bilddaten mit der größeren zugehörigen Echozeit durch die Bilddaten mit der kleineren zugehörigen Echozeit dividiert werden, oder umgekehrt, wobei dies für alle aufgenommenen Bilddaten gleichbleibend erfolgt.
Eine derartige Kombination der Bilddatensätze ist beispielhaft in 5 veranschaulicht. Die für verschiedene Echozeiten TE_x aufgenommenen komplexen Bilddatensätze sind mit den Bezugszeichen B1–B5 gekennzeichnet, wobei die Echozeiten benachbarter Bilddatensätze jeweils eine Differenz von ΔTE aufweisen. Bezüglich TE zeitlich benachbarte Bilddatensätze werden in diesem Beispiel dividiert, wodurch mehrere komplexe Divisionsbilddatensätze D1–D4 jeweils für das gleiche ΔTE erhalten werden.
Eine weitere bevorzugte Möglichkeit der Kombination der komplexen Bilddatensätze durch Division ist in 6 veranschaulicht. Aufgrund von Fehlern im Zeitablauf können beispielsweise bei EPI-Sequenzen Phaseneffekte auftreten. Echos, die entlang der Phasenkodierrichtung im k-Raum von links nach rechts aufgenommen werden, können eine andere zeitliche Verschiebung aufweisen als Echos, die von rechts nach links aufgenommen werden, was zu einer Phasenverschiebung im Bildraum führt. Diese kann dadurch in den kombinierten Divisionsbilddatensätzen entfernt werden, da jeweils Bilddatensätze dividiert werden, die aus geraden bzw. ungeraden Echos rekonstruiert wurden. Wie in 6 veranschaulicht, werden die mit ungeraden Echos aufgenommenen komplexen Bilddatensätze B1, B3, B5, ... miteinander kombiniert, sowie die bei geraden Echos aufgenommenen Bilddatensätze B2, B4, .... Die Echozeitdifferenz ΔTE entspricht nun der Differenz der Echozeiten von übernächsten Nachbarn in der Reihe der aufgenommenen Bilddatensätze.
Durch die Division werden TE-unabhängige Phaseneffekte entfernt, da diese in beiden der dividierten Bilddatensätze vorhanden sind. Die komplexen Divisionsbilddatensätze weisen dementsprechend im Wesentlichen TE-abhängige Phasenanteile auf. Durch die Division der Bilddatensätze entsprechen alle Divisionsbilddatensätze D_x demselben ΔTE, d. h. sie sind äquivalent und können auf einfache Weise miteinander kombiniert werden.
In Schritt 204 erfolgt nun das komplexe Kombinieren von den für ΔTE bestimmten Divisionsbilddatensätzen. Im einfachsten Fall kann das komplexe Kombinieren durch eine Mittelung der komplexen Werte für sich entsprechende Bildpunkte erfolgen. Bei anderen Ausführungsformen, wie beispielsweise nachfolgend mit Bezug auf 4 beschrieben, kann die Kombination der Divisionsbilddatensätze das Rauschen in diesen berücksichtigen, beispielsweise mittels Kovarianzmatrizen, die für die Divisionsbilddatensätze bestimmt wurden.
5 veranschaulicht die Kombination der äquivalenten Divisionsbilddatensätze D1–D4, wobei ein komplexer kombinierter Divisionsbilddatensatz K erhalten wird. Mit den in 6 gezeigten Divisionsbilddatensätzen D1–D3 kann selbstverständlich gleichermaßen verfahren werden. Ebenso können auf diese Weise Divisionsbilddatensätze kombiniert werden, die aus mit verschiedenen Empfangsspulen aufgenommenen Bilddatensätzen bestimmt wurden. Dies ist in 7 veranschaulicht, welche mit drei verschiedenen Empfangsspulen aufgenommene Bilddatensätze Bx₁, Bx₂ und Bx₃ zeigt. x bezeichnet den Index für die mit der jeweiligen Empfangsspule aufgenommenen Bilddatensätze (für verschiedene Echozeiten) und y den Index für die daraus bestimmten Divisionsbilddatensätze (Nummer des Datensatzes). Die Spulen können verschiedene Sensitivitätsprofile aufweisen, und die entsprechenden Empfangskanäle können verschiedene Phasenverschiebungen verursachen. Da jeweils Bilddatensätze dividiert werden, die mit der gleichen Spule aufgenommen wurden, sind diese Effekte in den jeweiligen Divisionsbilddaten nicht mehr vorhanden (d. h. sie wurden „herausdividiert”). Somit stellen auch die Dy₁–Dy₃ äquivalente Divisionsbilddatensätze dar, die wie vorab beschrieben auf einfache Weise kombinierbar sind.
Die Kombination der mit verschiedenen Empfangsspulen aufgenommenen Bilddaten ist insbesondere für PPA-Bildgebungsverfahren interessant, jedoch können sich die durch die nur unvollständige Abtastung des k-Raums ergebenden höheren Varianzen in Bereichen der Bilddaten summieren. Eine SNR-optimierte Kombination derartiger Bilddaten ist nachfolgend mit Bezug auf 4 und 8 beschrieben.
Aus dem kombinierten Divisionsbilddatensatz K werden in, Schritt 205 die Phase φ und T2* für die zugehörige Echozeitdifferent ΔTE bestimmt. Dies ist unter der Annahme, dass jeder Bildpunkt (Pixel bzw. Voxel) eine Spinart und eine lokale Umgebung mit einer charakteristischen Resonanzfrequenzverschiebung w und T2* aufweist, auf einfache Weise möglich, da die Divisionsbilddaten näherungsweise proportional sind zu exp(–(iw + 1/T2*)ΔTE).
Nicht nur die Phase φ = w·ΔTE, sondern auch T2* lassen sich damit auf einfache Weise bestimmen.
Da die TE-unabhängigen Phasenanteile entfernt wurden, und da die kombinierten Divisionsbilddaten auf einer Vielzahl von aufgenommenen Bilddatensätzen basieren, kann eine genaue und zuverlässige Bestimmung von φ und T2* erfolgen.
Optional kann in Schritt 206 die Korrektur von Phasensprüngen erfolgen (Phase Unwrap). Eine derartige Korrektur ist dann sinnvoll, wenn Resonanzverschiebungen oder andere TE-abhängige Phaseneffekte groß genug sind, um innerhalb der Echozeitdifferenz ΔTE ein Umklappen oder Springen der Phase (zum Beispiel von –π nach +π) zu verursachen. Verfahren, mit denen Phasensprüngen in Phasenbildern korrigiert werden können, sind hinlänglich bekannt und werden darum hier nicht näher erläutert.
Weiterhin können in Schritt 207 unerwünschte Phasenanteile aus dem Phasenbild entfernt werden, beispielsweise durch harmonische Modellierung.
Das Ergebnis des Verfahrens bis zu diesem Schritt sind genaue Abschätzungen von w und T2*, sowie ein Phasenbild, in dem die harmonischen Phasen entfernt sind. Mit Hilfe der für ΔTE bestimmten Phaseninformationen lassen sich jedoch auch die ursprünglich aufgenommenen komplexen Bilddatensätze auf vorteilhafte Weise kombinieren.
Dafür werden in Schritt 208 die für verschiedene Echozeiten TEx rekonstruierten komplexen Bilddatensätze unter Verwendung der für ΔTE bestimmten Phase und T2* zu einer bestimmten Echozeit TE extrapoliert. Das heißt anhand der nun bekannten Entwicklung der Phase und der Magnitude der komplexen Bilddaten in der Zeit ΔTE wird abgeschätzt, wie die für TEx aufgenommenen Bilddaten für die vorgegebene Echozeit TE aussehen werden. Die rekonstruierten Bilddatensätze werden also zu der vorgegebenen TE „extrapoliert” bzw. „konvertiert”. Dies kann durch Skalieren der Magnituden in den Bilddatensätzen gemäß der für ΔTE bestimmten T2* und durch Verschieben der Phase gemäß der für ΔTE bestimmten charakteristischen Phasenverschiebung erfolgen. Es können somit komplexe äquivalente Bilddaten für die vorgegebene Echozeit TE bestimmt werden.
Diese werden anschließend in Schritt 209 kombiniert, wobei das Kombinieren wiederum durch Mitteln der komplexen Werte für sich entsprechende Bildpunkte aus den verschiedenen Bilddatensätzen erfolgen kann. Das Verfahren liefert somit als weiteres Ergebnis einen kombinierten Bilddatensatz, in dem die aufgenommenen Bilddaten auf sinnvolle Weise zusammengefügt sind, wobei das Signal-zu-Rausch-Verhältnis verbessert wird und die Phaseninformationen erhalten bleiben.
3 zeigt das Flussdiagramm einer weiteren Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, die eine Abwandlung der in 2 dargestellten Ausführungsform ist. Wie bei dem Verfahren der 2 erfolgen zunächst in Schritt 301 das Aufnehmen von MR-Daten sowie das Rekonstruieren komplexer Bilddatensätze für verschiedene Echozeiten TE (Schritt 302). Bei Schritt 303 wird ebenso wie in Schritt 203 eine komplexe Division von jeweils zwei Bilddatensätzen durchgeführt, so dass mehrere Divisionsbilddatensätze für das gleiche ΔTE erhalten werden.
Anders als bei der 2 erfolgt nun in Schritt 304 das Bestimmen der realen Phase aus den komplexen Divisionsbilddatensätzen. Die Phase kann auf herkömmliche Weise bestimmt werden, beispielsweise durch Berechnen des Arctan (Imaginärteil/Realteil) der komplexen Werte für die Bildpunkte (Pixel oder Voxel) der Divisionsbilddatensätze. Für jeden Divisionsbilddatensatz wird somit ein reales Phasenbild erhalten. Optional kann wiederum in Schritt 305 die Korrektur von Phasensprüngen (Phase Unwrap) in diesen so bestimmten Phasenbildern erfolgen.
Anschließend werden in Schritt 306 die realen Phasenbilder kombiniert. Da auch hier die Phasenbilder aufgrund der vorangegangenen Division äquivalent für ΔTE bestimmt wurden, kann die Kombination durch eine einfache Mittelung der realen Phasen erfolgen. Die Genauigkeit der Bestimmung TE-abhängiger Phasenanteile lässt sich somit wesentlich verbessern.
Wie bereits mit Bezug auf 2 beschrieben, können in Schritt 306 unerwünschte Phasenanteile entfernt werden, beispielsweise durch harmonische Modellierung. Das Verfahren der 3 liefert somit als Ergebnis eine Abschätzung der Resonanzfrequenzverschiebung w, sowie ein kombiniertes Phasenbild, in dem die harmonischen Phasen entfernt sind.
Die vorab mit Bezug auf 2 und 3 beschriebenen Verfahren können selbstverständlich weitere Schritte enthalten, auch ist eine Kombination der Verfahren denkbar. Beide Ausführungsformen beruhen darauf, dass die für verschiedene TEs aufgenommenen Bilddaten in eine Serie von äquivalenten ΔTE Divisionsbilddaten konvertiert werden, wodurch TE-abhängige Phasenanteile entfernt werden und wodurch sich die Bilddaten auf einfache Weise kombinieren lassen.
4 veranschaulicht eine bevorzugte Ausführungsform eines Verfahrens zum komplexen Kombinieren der Divisionsbilddatensätze, das bei dem Verfahren der 2 anwendbar ist. Mit entsprechenden Abwandlungen kann das Verfahren jedoch auch zur Kombination der extrapolierten Bilddatensätze (Schritt 209 in 2) oder zur Kombination der realen Phasenbilder (Schritt 306 der 3) eingesetzt werden. Das Verfahren ist besonders geeignet für beschleunigte PPA-Bildgebungsverfahren, da bei diesen Bildrauschen und Korrelationen zur Verbesserung des SNR berücksichtigt werden sollten. Es ist jedoch auch bei anderen Aufnahmeverfahren einsetzbar.
In Schritt 401 erfolgt das Bestimmen der Kovarianzmatrizen V für die rekonstruierten Bilddatensätze. Für einfache Aufnahmeverfahren als auch für PPA-Verfahren lassen sich die Kovarianzen auf herkömmliche Weise bestimmen. Anschließend werden in Schritt 402 die Kovarianzmatrizen für die bestimmten komplexen Divisionsbilddatensätze aus den Kovarianzmatrizen für die entsprechenden Bilddatensätze bestimmt. Eine Näherung des Bildrauschens in den Divisionsbilddatensätzen kann basierend auf einer Laplace-Näherung erfolgen. Diese ist im Detail in „Information Theory, Inference, and Learing Algorithmus", von David J. C. Mackay, Cambridge University Press, Version 6.0/2003, Kapitel 27, Seite 341 ff. beschrieben. Ein komplexer Divisionsbilddatensatz, der in einem Vektor z gespeichert ist, wird beispielsweise erhalten durch Division eines ersten komplexen Bilddatensatzes, dessen Werte in einem Vektor x gespeichert sind, und der Gaußsches Bildrauschen aufweist (Mittelwert von Null und Kovarianzmatrix V) dividiert durch einen zweiten komplexen Bilddatensatz, der in einem Vektor y gespeichert ist und ebenfalls Gaußsches Bildrauschen aufweist (Mittelwert gleich Null und Kovarianzmatrix W): z_n = x_n/y_n
Die Kovarianzmatrix U der resultierenden komplexen Divisionsbilddaten kann dann wie folgt berechnet werden: [U^–1]_nm = y * / ny_m([V^–1]_nm + [W^–1]_nm(y * / ny_m)/(x * / nx_m)) wobei ^–1 das Inverse einer Matrix, und * die komplex Konjugierte bedeutet, und wobei Indizes Vektor- oder Matrixelemente bezeichnen.
Bei der komplexen Kombination der Divisionsbilddatensätze (Schritt 204 der 2) können die so bestimmten Kovarianzen berücksichtigt werden. Wenn der k-Raum für verschiedene Echozeiten verschieden abgetastet wird oder verschiedene Empfangsspulen verwendet werden, so werden mit der Division der Bilddaten zwar äquivalente Divisionsbilddatensätze erhalten, die jedoch ein unterschiedliches Bildrauschen aufweisen können. Bei der Kombination der Divisionsbilddatensätze kann dies dadurch berücksichtigt werden, dass Bereiche mit höherem Bildrauschen bei der Kombination schwächer gewichtet werden. Durch eine derart kontrollierte Kombination der Bilddaten kann das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wesentlich verbessert werden.
Bei der Verwendung mehrere Empfangsspulen können beispielsweise in Schritt 403 die g-Faktoren für die komplexen Divisionsbilddatensätze aus den entsprechenden Kovarianzmatrizen abgeschätzt werden. Die Bestimmung des Geometriefaktors aus den Empfindlichkeitsmatrizen der Spulen und den entsprechenden Kovarianzmatrizen ist aus dem Stand der Technik bekannt und darum hier nicht näher beschrieben. Bei der komplexen Kombination der Divisionsbilddatensätze (Schritt 404) kann dann eine Gewichtung mit den für diese bestimmten g-Faktoren, beispielsweise mit 1/g erfolgen. Bereiche mit hohen g-Faktoren deuten höheres Bildrauschen und damit eine geringere Genauigkeit der für den entsprechenden Bereich aufgenommenen Bilddaten an. Durch das beschriebene Verfahren werden diese Bereiche geringer gewichtet, so dass die Genauigkeit und das SNR in den kombinierten Bilddaten in dem Bereich verbessert werden.
Besonders vorteilhaft ist es dabei, wenn die Positionen der Bereiche mit hohen g-Faktoren durch eine entsprechende Wahl des k-Raum-Aufnahmeschemas in den Bilddaten für verschiedene TEs gegeneinander verschoben sind. Dies ist beispielhaft in 8A und 8B veranschaulicht. 8A zeigt eine Serie von Bilddaten für verschiedene TEs, in denen Bereiche hoher g-Faktoren schwarz markiert sind. Da die Bereiche höher g-Faktoren in den verschiedenen Bilddaten gegeneinander verschoben sind, überlagern sich diese in den resultierenden Divisionsbilddatensätzen, die in 8B dargestellt sind, nicht. Weiterhin ist aus 8B ersichtlich, dass das k-Raum-Aufnahmeschema derart konfiguriert ist, dass es in den Divisionsbilddatensätzen keinen Bereich gibt, der in jedem Divisionsbilddatensatz einen hohen g-Faktor aufweist. Bei einer Kombination der gezeigten Divisionsbilddatensätze mit einer entsprechenden Gewichtung lässt sich somit das Bildrauschen in den resultierenden kombinierten Divisionsbilddaten erheblich reduzieren.
Somit lassen sich auch bei der Verwendung eines parallelen partiellen Bildgebungsverfahrens Bilddaten verschiedener Spulen, die noch einige Bildartefakte aufweisen, sinnvoll kombinieren. Die Bestimmung der Varianzmatrizen sowie von w und T2* ist nachfolgend für das Beispiel einer parallelen partiellen Aufnahmesequenz im Detail dargestellt.
Zunächst wird angenommen, dass für jede Echozeit (Index m) vollständige Bilddaten aufgenommen wurden. Die Bildpunkte in diesen Bilddaten sind dann abhängig von B₁ ⁺ und B₁ ^– (wobei beide TE-unabhängige Phasenverschiebungen enthalten), dem für die Aufnahmesequenz charakteristischen Kontrast „p” (abhängig von T1, der Protonendichte, etc.) sowie von den folgenden TE-abhängigen Komponenten: Phasenverschiebungen aufgrund einer Resonanzverschiebung mit der Kreisfrequenz „w” und dem T2*-Zerfall. Das k-Raum-Signal für eine bestimmte Echozeit m kann dann angegeben werden als: s_m = FTB1⁺B1^–pExp(–(i*w + 1/T2*)TE_m) + n, wobei FT die Fouriertransformierte bedeutet und wobei n ein Rauschvektor mit der Kovarianzmatrix V ist. Das k-Raum-Signal s spannt den k-Raum auf und kann mit verschiedenen Empfangsspulen aufgenommen werden (Indizes sind hier der Übersichtlichkeit wegen nicht angegeben).
Wird der k-Raum nun nur unvollständig abgetastet, so kann dies mit einer Reduktionsmatrix R dargestellt werden: s_m = RFTB1⁺B1^–pExp(–(i*w + 1/T2*)TE_m) + n', wobei der reduzierte Rauschvektor n' und die entsprechende Kovarianzmatrix gegeben sind durch n' = Rn Varianz(n') = RVR^t
Auch bei einer unvollständigen Abtastung können vollständige Bilddaten mit einem Verfahren wie GRAPPA, SMASH oder SENSE rekonstruiert werden, jedoch können diese Regionen höherer Varianz (bzw. mit höherem g-Faktor) und höheren Korrelationen zwischen den Bildpunkten (Pixeln oder Voxel) aufweisen. Durch Bestimmen und Weiterverfolgen dieser Korrelationen gehen die statistischen Informationen, die in diesen Daten enthalten sind, nicht verloren. Wie vorab dargestellt, können Bilddaten, die unterschiedliche Kovarianzmatrizen aufweisen, auf geeignete Weise kombiniert werden, so dass beispielsweise Probleme mit höheren g-Faktoren in den individuellen Bilddaten durch die Kombination vermieden werden können.
Die Berechnung einer Kovarianzmatrix für einen rekonstruierten Bilddatensatz am ist bekannt und kann unabhängig davon erfolgen, ob GRAPPA, SENSE, SMASH oder ein anderes Rekonstruktionsverfahren zum Erzeugen des vollständigen Bilddatensatzes verwendet wird. Derartige Verfahren können die Konditionierung von Inversen, Vorabinformationen, usw. verwenden. Darüber hinaus können derartige Verfahren bei der Rekonstruktion bereits Daten aus Datensätzen verwenden, die für benachbarte TEs aufgenommen wurden. So zum Beispiel bei dem in „k-TE Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquistion (GRAPPA) für Accelerated Multiple Gradient-Recalled Echo (MGRE)R₂ ^* Mapping in the Abdomen”, von Xiaoming Yin et al., Magnetic REsonance in Medicine 61:507–516 (2009) beschriebenen k-TE GRAPPA-Verfahren, bei dem die k-Raum-Daten vervollständigt werden unter Verwendung von k-Raum-Zeilen, die bei einer vorangehenden oder nachfolgenden Echozeit aufgenommen wurden. Auch für iterative Verfahren kann es möglich sein, eine lineare Transformation zwischen den Originaldaten und den rekonstruierten Bilddaten zu bestimmen. Mit einer Transformationsmatrix W, die beispielsweise ein GRAPPA-Operator sein kann, kann ein rekonstruierter Bilddatensatz bestimmt werden zu a_m = WRs_m wobei sich die Varianz von am berechnet zu Varianz (a_m) = WRVR^tW^t
Aus dem vorab genannten Modell kann eine einfache Beziehung zwischen den für verschiedene Echozeiten TE rekonstruierten Bilddatensätzen aufgestellt werden: a_m = a_nExp(–(i*w + 1/T2*)(–TE_n + TE_m))
Wenn die Echos mit den gleichen Echozeitabständen, d. h. in regulären Intervallen mit einer Breite ΔTE aufgenommen werden, dann kann diese Gleichung für aufeinander folgende Echos wie folgt vereinfacht werden: TE_m = mΔTE + TE₀ a_m = a_m-1Exp(–(i*w + 1/T2*)ΔTE) + n'_m + n'_m-1 a_m/a_m-1 = Exp(–(i*w + 1/T2*)ΔTE) + n''_m
Diese einfache Beziehung gilt für Paare von aufeinanderfolgenden Echos. Aus dieser Gleichung ist ersichtlich, dass aus der Division zweier Bilddatensätze am und a_m-1 auf einfache Weise eine Abschätzung der Resonanzfrequenzverschiebung w (durch Bestimmen der Phase φ = w·ΔTE in den Divisionsbilddaten) und der T2*-Relaxationszeit (durch Bestimmen der Magnitude in den Divisionsbilddaten) möglich ist. Bei der Aufnahme von Bilddaten für M verschiedene Echozeiten sind damit M – 1 Abschätzungen möglich. Aus den Kovarianzmatrizen für die Bilddaten am und a_m-1 kann wie vorab erläutert eine Kovarianzmatrix für die entsprechenden Divisionsbilddaten bestimmt werden. Somit ist nicht nur die Abschätzung von M – 1 realen Phasenbildern, wie mit Bezug auf 3 beschrieben, möglich, sondern auch die komplexe Kombination der Divisionsbilddatensätze unter Berücksichtigung der für diese bestimmten Kovarianzmatrizen.
Durch die Verwendung der genannten Fehlerschätzungsverfahren zum Bestimmen der Rauschvektoren und ihrer Kovarianzen für die aufgenommenen Bilddatensätze und durch die Abschätzung der Kovarianzmatrizen für die Divisionsbilddatensätze kann in dieser die Qualität der Daten der Bilddaten beurteilt werden, so dass auch bei den genannten beschleunigten Aufnahmeverfahren, bei denen das Bildrauschen für verschiedene Bereiche stark variieren kann, die Kombination der Bilddaten verschiedener Spulen unter Verbesserung des SNRs durch das Verfahren ermöglicht wird.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung stellen somit zum einen äquivalente Divisionsbilddatensätze bereit, die ein einfaches Kombinieren von für verschiedene Echozeiten und mit verschiedenen Spulen aufgenommene MR-Daten ermöglichen. Zum andere ermöglicht die Abschätzung des Bildrauschens und der Kovarianzmatrizen für die Divisionsbilddaten eine SNR-optimierte Kombination der Divisionsbilddaten. Dadurch lässt sich das Verfahren insbesondere auch auf mit beschleunigten Bildgebungsverfahren aufgenommene Bilddaten anwenden. Durch das Bestimmen der TE-abhängigen Parameter (insbesondere w und TE2*) ist es weiterhin möglich, bei verschiedenen TE aufgenommene Bilddatensätze zu einer gewünschten TE zu konvertieren, so dass die aufgenommenen Bilddatensätze auf sinnvolle Weise miteinander kombinierbar sind.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 7227359 B2 [0010]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

Xiaoming Yin et al., Magnetic Resonance in Medicine 61:507–516 (2009)S. 507–516 [0009]
„Information Theory, Inference, and Learing Algorithmus”, von David J. C. MacKay, Kapitel 27, Seite 141 [0023]
Xiaoming Yin et al., Magnetic Resonance in Medicine 61:507–516 (2009) [0056]
„Information Theory, Inference, and Learing Algorithmus”, von David J. C. Mackay, Cambridge University Press, Version 6.0/2003, Kapitel 27, Seite 341 ff. [0084]
Xiaoming Yin et al., Magnetic REsonance in Medicine 61:507–516 (2009) [0093]

Claims

Verfahren zur phasensensitiven Magnetresonanz-Bildgebung, mit den folgenden Schritten: – Bereitstellen von jeweils einem komplexen Bilddatensatz (B1, B2) für mindestens zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2), wobei die komplexen Bilddatensätze für die verschiedenen Echozeiten aus Magnetresonanz-Daten rekonstruiert wurden, die für die verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2) unter Verwendung einer Echo-Bildgebungssequenz aufgenommen wurden, – Bestimmen von mindestens einem komplexen Divisionsbilddatensatz (D1) durch komplexe Division der komplexen Bilddatensätze (B1, B2) für die zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2), wobei die zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2) eine Echozeitdifferenz (ΔTE) definieren, und wobei der resultierende komplexe Divisionsbilddatensatz von der Echozeitdifferenz (ΔTE) abhängige Phasenanteile aufweist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die komplexe Division der komplexen Bilddatensäzte derart erfolgt, dass von der Echozeit unabhängige Phasen- und/oder Magnitudenanteile der komplexen Bilddatensätze in dem mindestens einen Divisionsbilddatensatz zumindest teilweise kompensiert sind.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei für mindestens drei verschiedene Echozeiten (TE1, TE2, TE3) jeweils ein komplexer Bilddatensatz (B1, B2, B3) bereitgestellt wird, und wobei mindestens zwei komplexe Divisionsbilddatensätze (D1, D2) durch paarweises komplexes Dividieren von komplexen Bilddatensätzen mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten bestimmt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1–3, wobei mit der Echo-Bildgebungssequenz eine Serie von Echos aufgenommen wird, aus denen komplexe Bilddatensätze (B1, B2, B3, B4) mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten (TE1, TE2, TE3, TE4) rekonstruiert werden, wobei ein komplexer Divisionsbilddatensatz (D1; D2) gebildet wird aus zwei komplexen Bilddatensätzen (B1, B3; B2, B4), die beide einer geraden oder beide einer ungeraden Echo-Nummer in der Serie entsprechen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Magnetresonanz-Daten mit einem Spulenarray aufgenommen wurden, der mindestens zwei Spulen aufweist, wobei für jede Spule für mindestens zwei verschiedene Echozeiten jeweils ein komplexer Bilddatensatz bereitgestellt wird, der aus den aufgenommen Magnetresonanzdaten rekonstruiert wurde, und wobei für jede Spule mindestens ein komplexer Divisionsbilddatensatz bestimmt wird aus den für die jeweilige Spule bereitgestellten komplexen Bilddatensätzen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3–5, wobei die komplexen Divisionsbilddatensätze aus solchen Paaren von komplexen Bilddatensätzen gebildet werden, deren zugehörige Echozeiten dieselbe Echozeitdifferenz (ΔTE) aufweisen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3–6, des Weiteren den Schritt des Kombinierens von Daten aus mindestens zwei der bestimmten komplexen Divisionsbilddatensätze (D1, D2) umfassend.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei des Weiteren mindestens ein komplexer kombinierter Divisionsbilddatensatz (K) erstellt wird durch komplexe Kombination von mindestens zwei der bestimmten komplexen Divisionsbilddatensätze (D1, D2).
Verfahren nach Anspruch 8, wobei komplexe Divisionsbilddatensätze kombiniert werden, die für dieselbe Echozeitdifferenz aus komplexen Bilddatensätzen für verschiedene Echozeiten und/oder die für dieselbe Echozeitdifferenz für verschiedene Spulen bestimmt wurden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Verfahren des Weiteren umfasst: – Bestimmen jeweils einer Kovarianzmatrix für die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze (B1, B2), die ein Maß für ein Rauschen in den Bilddaten angibt, und – Bestimmen einer Kovarianzmatrix für den komplexen Divisionsbilddatensatz (D1) aus den Kovarianzmatrizen für die komplexen Bilddatensätze (B1, B2), aus denen der komplexe Divisionsbilddatensatz bestimmt wurde.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7–9 und Anspruch 10, wobei die Kombination der mindestens zwei komplexen Divisionsbilddatensätze (D1, D2) unter Berücksichtigung der Kovarianzmatrizen für diese Divisionsbilddatensätze erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Kombination erfolgt durch Bestimmen jeweils eines Geometrie-Faktors (g) aus den Kovarianzmatrizen für die zu kombinierenden Divisionsbilddatensätze und durch Gewichten dieser Divisionsbilddatensätze mit dem jeweiligen Geometrie-Faktor bei der Kombination.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Verfahren des Weiteren die Aufnahme der Magnetresonanzdaten umfasst, wobei die Aufnahme der Magnetresonanz-Daten derart konfiguriert ist, dass Bereiche mit hohen Varianzen oder hohen Geometrie-Faktoren (g) in den rekonstruierten Bilddatensätzen für verschiedene Echozeiten (TE) und/oder verschiedene Spulen an verschiedenen räumlichen Positionen angeordnet sind.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Verfahren des Weiteren die Aufnahme der Magnetresonanzdaten umfasst, wobei die Aufnahme der Magnetresonanz-Daten derart konfiguriert ist, dass Bereiche mit hohen Varianzen oder hohen Geometrie-Faktoren (g) in den bestimmten Divisionsbilddatensätzen an verschiedenen räumlichen Positionen angeordnet sind.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei aus dem komplexen Divisionsbilddatensatz oder einem komplexen kombinierten Divisionsbilddatensatz eine reale Phase und/oder eine T2* Relaxationszeit ortsaufgelöst für die zugehörige Echozeitdifferenz bestimmt werden.
Verfahren nach Anspruch 15, des Weiteren den folgenden Schritt umfassend: – Extrapolieren der komplexen Bilddatensätze (B1, B2, B3), die für verschiedene Echozeiten (TE1, TE2, TE3) bereitgestellt wurden, zu einer gemeinsamen Echozeit unter Verwendung der realen Phase und der T2* Relaxationszeit, die für den komplexen Divisionsbilddatensatz oder einem komplexen kombinierten Divisionsbilddatensatz für die Echozeitdifferenz (ΔTE) bestimmt wurden.
Verfahren nach Anspruch 16, des Weiteren den folgenden Schritt umfassend: – komplexes Kombinieren der extrapolierten komplexen Bilddatensätze, vorzugsweise unter Berücksichtigung einer Kovarianzmatrix für den jeweiligen komplexen Bilddatensatz.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei aus dem komplexen Divisionsbilddatensatz (D1) ein reales Phasenbild bestimmt wird, dass die Phase in dem komplexen Divisionsbilddatensatz angibt, und wobei des Weiteren für verschiedene Divisionsbilddatensätze (D1, D2) bestimmte reale Phasenbilder kombiniert werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze aus Magnetresonanzdaten rekonstruiert wurden, die mit einer Multi-Echo Bildgebungssequenz, insbesondere mit einer multi-GRE-Sequenz oder mit einer segmentierten oder single shot EPI Bildgebungssequenz aufgenommen wurden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze unter Verwendung eines partiellen parallelen Bildgebungsverfahres aufgenommen und rekonstruiert wurden, insbesondere unter Verwendung eines GRAPPA, SMASH oder SENSE Bildgebungsverfahrens.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die bereitgestellten komplexen Bilddatensätze mit einem k-TE GRAPPA Verfahren aufgenommen und rekonstruiert wurden.
Magentresonanzanlage, die zur Durchführung einer phasensensitiven Bildgebung ausgestaltet ist, umfassend: – eine Aufnahmeeinheit (25), die ausgestaltet ist zur Aufnahme von Magentresonanz-Daten für verschiedene Echozeiten (TE1, TE2) unter Verwendung einer Echo-Bildgebungssequenz, – eine Rechnereinheit (18), die zum Durchführen der folgenden Schritte ausgestaltet ist: • Rekonstruieren von jeweils einem komplexen Bilddatensatz (B1, B2) für mindestens zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2) aus für verschiedene Echozeiten aufgenommenen Magnetresonanz-Daten, und • Bestimmen von mindestens einem komplexen Divisionsbilddatensatz (D1) durch eine komplexe Division der komplexen Bilddatensätze (B1, B2) für die zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2), wobei die zwei verschiedenen Echozeiten (TE1, TE2) eine Echozeitdifferenz (ΔTE) definieren, und wobei der resultierende komplexe Divisionsbilddatensatz von der Echozeitdifferenz (ΔTE) abhängige Phasenanteile aufweist.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 22, wobei die Magnetresonanzanlage zum Durchführen eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1–21 ausgestaltet ist.
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 1–21 durchführen.
Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–21 ausführt.