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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes sowie eine entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage, ein entsprechendes Computerprogrammprodukt und einen entsprechenden elektronisch lesbaren Datenträger.
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In der medizinischen Diagnose findet die Bildgebung mittels magnetischer Kernresonanz, d. h. die Magnetresonanztomographie oder kurz MR-Tomographie, ein immer breiteres Anwendungsfeld.
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Die Magnetresonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird hierzu das Untersuchungsobjekt in einem MR-Gerät in einem vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld (Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr) positioniert, so dass sich dessen Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische Gradientenfelder überlagert.
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Zum Auslösen von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen gemessen und als Rohdaten im sogenannten k-Raum gespeichert, auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert werden. Dabei ermöglicht die MR-Bildgebung Bildkontraste, die aus der Kombination mehrerer Parameter resultieren. Wichtige MR-Parameter sind z. B. die Dichte der angeregten Kernspins, vor allem Wasserstoffprotonen, die Relaxationszeiten für Magnetisierungen (T1, T2, T2*) der untersuchten Gewebe, der Magnetisierungstransfer und diverse weitere Kontrastmechanismen.
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Durch ein Erfassen von MR-Daten mit sehr kurzen Echozeiten TE (z. B. TE < 500 μs), wobei die Echozeit der Zeit, die zwischen der Anregung der Kernspins und der Messung der so ausgelösten Kernspinresonanz entspricht, bieten sich in der Magnetresonanztomographie neue Anwendungsgebiete. Dadurch ist es möglich, Stoffe oder Gewebe darzustellen, welche mittels herkömmlicher Sequenzen, wie z. B. einer (T)SE-Sequenz (”(Turbo) Spin Echo”) oder einer GRE-Sequenz (”Gradient Echo”), nicht dargestellt werden können, da ihre T2-Zeit, die Relaxation der Quermagnetisierung dieses Stoffs oder Gewebes, deutlich kürzer als die Echozeit ist und somit ein entsprechendes Signal von diesen Stoffen oder Geweben zum Aufnahmezeitpunkt bereits zerfallen ist. Mit Echozeiten, welche im Bereich der entsprechenden Zerfallszeit liegen, ist es beispielsweise möglich, Knochen, Zähne oder Eis in einem MR-Bild darzustellen, obwohl die T2-Zeit dieser Objekte in einem Bereich von 30–80 μs liegt.
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Nach dem Stand der Technik sind bereits Sequenzen bekannt, welche eine sehr kurze Echozeit ermöglichen. Ein Beispiel ist die radiale UTE-Sequenz (”Ultrashort Echo Time”), wie sie z. B. in dem Artikel von Sonia Nielles-Vallespin et al., „3D radial projection technique with ultrashort echo times for sodium MRI: Clinical applications in human brain and skeletal muscle”, Magn. Res. Med. 2007; 57; S. 74–81, beschrieben wird. Bei diesem Sequenz-Typ werden nach einer Wartezeit T_delay nach einer nicht- oder schichtselektiven Anregung die Gradienten hochgefahren und zeitgleich mit der Datenakquisition begonnen. Die derart abgetastete k-Raum-Trajektorie nach einer Anregung verläuft radial vom k-Raumzentrum nach außen. Daher müssen vor der Rekonstruktion der Bilddaten aus den im k-Raum aufgenommenen Rohdaten mittels Fourier-Transformation diese Rohdaten, z. B. durch Regridding, zunächst auf ein kartesisches k-Raum-Gitter umgerechnet werden.
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Ein weiterer Ansatz, um kurze Echozeiten zu ermöglichen, ist es, den k-Raum punktartig abzutasten, indem der freie Induktionszerfall (FID („Free Induction Decay”)) erfasst wird. Ein solches Verfahren wird auch als Einzelpunkt-Bildgebung bezeichnet, da pro HF-Anregung im Wesentlichen nur ein Rohdatenpunkt im K-Raum erfasst wird. Ein Beispiel für ein solches Verfahren zur Einzelpunkt-Bildgebung ist das RASP-Verfahren (”Rapid Signale Point (RASP) Imaging”, O. Heid, M. Deimling, SMR, 3rd Annual Meeting, Seite 684, 1995). Gemäß dem RASP-Verfahren wird zu einem festen Zeitpunkt nach der HF-Anregung zur ”Echozeit” TE ein Rohdatenpunkt im k-Raum ausgelesen, dessen Phase von Gradienten kodiert wurde. Die Gradienten werden mittels der Magnetresonanzanlage für jeden Rohdatenpunkt bzw. Messpunkt geändert und somit der k-Raum Punkt für Punktabgetastet, wie es in 1a und 1b dargestellt ist.
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Es gibt viele Anwendungen der Magnetresonanztomographie, in welchen es gewünscht ist, verschiedene Gewebearten zu unterscheiden.
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Beispielsweise bei Gewebearten mit unterschiedlicher chemischer Verschiebung resultiert ein unterschiedliches Magnetfeld am Kern, was zu unterschiedlichen Resonanzfrequenzen führt. Dies führt bei der Signalaufnahme zu unterschiedlichen Phasenwinkeln der beiden Komponenten. Die prominentesten Vertreter von zwei verschiedenen Gewebearten im Magnetresonsanzsignal sind Fett und Wasser, wobei jedoch auch andere Anwendungen möglich sind. Die Resonanzfrequenzen von Fett und Wasser unterscheiden sich um ca. 3,3 ppm (Parts per Million). Eine Methode zur Trennung der Signale von zwei unterschiedlichen Gewebearten, wie z. B. Fett und Wasser, ist die Ausnutzung der Phaseninformation aufgenommener MR-Signale.
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Weiterhin gibt es die Möglichkeit, verschiedene Gewebearten aufgrund ihrer verschiedenen Zeitkonstanten, z. B. T2 oder T2*, zu unterscheiden. Dazu ist es bekannt, zwei MR-Bilder derart aufzunehmen, dass das erste MR-Bild Rohdaten entspricht, welche zu einer ersten Echozeit TE1 nach dem mindestens einen Anregungspuls der Bildgebungssequenz aufgenommen wurden, und dass das zweite MR-Bild Rohdaten entspricht, welche zu einer zweiten Echozeit TE2, mit TE1 ≠ TE2, z. B. TE1 < TE2, nach demselben Anregungspuls bzw. denselben Anregungspulsen der Bildgebungssequenz aufgenommen wurden. Jedes der MR-Bilder enthält Signale von Geweben mit einer Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung (T2), für die gilt: T2 (Gewebe) ≥ TEi (i = 1 oder 2).
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Somit erhält man zwei MR-Bilder, wobei das MR-Bild, das Rohdaten entspricht, welche zu der Echozeit TE1 aufgenommen wurden (bei TE1 < TE2), Signale von mehr Geweben enthalten kann, als das MR-Bild, das Rohdaten entspricht, welche zu der Echozeit TE2 aufgenommen wurden (,da TE1 < TE2 ≤ T2(Gewebe)). Beispielsweise durch pixelweise Subtraktion der beiden MR-Bilder voneinander kann man die Gewebe, welche nur in dem MR-Bild mit der kleineren Echozeit enthalten sind, getrennt darstellen oder ausblenden, und so die Gewebearten selektiv anzeigen.
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Dabei ist allerdings darauf zu achten, dass die beiden MR-Bilder durch die unterschiedlichen Echozeiten, in Abhängigkeit von den T2-Werten der dargestellten Gewebe, unterschiedliche Intensitäten (Signalstärken) aufweisen. Daher ist es vor einer Subtraktion der MR-Bilder voneinander nötig, diese Intensitätsunterschiede z. B. durch Gewichtungsfaktoren auszugleichen, um die Signale der nicht gewünschten Gewebe tatsächlich auszulöschen zu können.
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Die vorliegende Erfindung stellt sich die Aufgabe, die Erstellung eines selektiv Gewebearten darstellenden MR-Bildes aus zwei jeweils nach einem Anregungspuls zu verschiedenen Echozeiten aufgenommenen Rohdaten entsprechenden MR-Bildern schneller und zuverlässiger zu gestalten.
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Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur Erstellung eines selektiven MR-Bildes nach Anspruch 1, durch eine Magnetresonanzanlage zur Erstellung eines Bilddatensatzes nach Anspruch 10, durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 11 oder durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 12 gelöst. Die abhängigen Ansprüche beschreiben vorteilhafte und bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
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Im Rahmen der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes aus einem nach Anregungspulsen zu einer ersten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden ersten MR-Bild und einem nach denselben Anregungspulsen zu einer zweiten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden zweiten MR-Bild, wobei zumindest ein Rohdatenmesspunkt in Abwesenheit von Gradientenfeldern gemessen wurde, folgende Schritte:
- – Berechnen einer in dem abgebildeten Abbildungsraum vorherrschenden Zeitkonstante aus den Messdaten, welche während des Auslesens des in Abwesenheit von Gradientenfeldern gemessen Rohdatenmesspunkts gemessen wurden,
- – In Abhängigkeit von der berechneten vorherrschenden Zeitkonstante Bestimmen von Gewichtungsfaktoren für das erste und/oder das zweite MR-Bild,
- – Erstellen des selektiven MR-Bildes durch ein Verarbeiten des ersten und zweiten MR-Bildes und der Gewichtungsfaktoren, umfassend ein Gewichten des ersten und/oder zweiten MR-Bildes mit den entsprechenden berechneten Gewichtungsfaktoren und Subtrahieren der gewichteten MR-Bilder voneinander.
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Das erfindungsgemäße Verfahren erlaubt somit, ohne Einwirkung eines Nutzers schnell und sicher aus den Daten von zwei aufgenommenen MR-Bildern ein selektives MR-Bild zu erstellen. Dabei wird durch die Bestimmung der Zeitkonstante aus Messdaten, die bei der Aufnahme des k-Raumzentrums (in Abwesenheit von Gradientenfeldern) gemessen wurden, sozusagen eine globale Zeitkonstante bestimmt, was gegenüber von auf Basis der einzelnen Bildpunkte zweier MR-Bilder berechneter selektiver MR-Bilder den Vorteil hat, dass Schwankungen von Bildpunkt zu Bildpunkt in den MR-Bildern einen geringeren Einfluss auf das selektive MR-Bild haben, da sie nicht bei der Bestimmung der Zeitkonstanten mit eingehen. Damit können Übergänge zwischen Gewebe mit deutlich unterschiedlichen Zeitkonstanten in dem selektiven MR-Bild besser dargestellt werden.
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In einem Ausführungsbeispiel werden hierbei die dem ersten MR-Bild entsprechenden Rohdaten zu einer Echozeit TE1 nach den Anregungspulsen aufgenommen, welche nicht länger als eine Zeitkonstante eines selektiv darzustellenden Gewebes ist. Damit ist sichergestellt, dass das selektiv darzustellende Gewebe zumindest in dem ersten MR-Bild zu sehen ist. Vorteilhaft werden die Messdaten, aus denen die Zeitkonstante berechnet wird, ebenfalls aus solchen Rohdaten zuzuordnenden Messdaten berechnet. D. h., die vorherrschende Zeitkonstante wird aus Messdaten berechnet, welche denjenigen Rohdaten zuzuordnen sind, welche in einer Zeitspanne nach einem Anregungspuls aufgenommen wurden, welche einer Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung des selektiv darzustellenden Gewebes derart angepasst ist, dass das selektiv darzustellende Gewebe deutlich in dem aus den Rohdaten rekonstruierten MR-Bild zu sehen ist.
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In einer Ausführungsform werden die dem ersten und zweiten MR-Bild entsprechenden Rohdaten mit einem Verfahren ausgelesen, welches die folgenden Schritte umfasst:
- a) Schalten von mindestens zwei Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) in jeweils einer Raumrichtung mittels einem Gradientensystem der Magnetresonanzanlage,
- b) nach Erreichen der vollen Stärke der geschalteten Phasenkodiergradienten Einstrahlen eines nichtschichtselektiven HF-Anregungspuls mittels einer HF-Sende-Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzanlage,
- c) nach einer Zeit TE1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, Aufnehmen von Echosignalen mittels der HF-Sende-Empfangsvorrichtung und Speichern dieser als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie,
- d) Wiederholen der Schritte a) bis c) mit verschiedenen Phasenkodiergradienten, bis der dem Abbildungsgebietentsprechende k-Raum in einem von der Zeit TE1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen ist, und
- e) Auslesen des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, und welcher zumindest das k-Raumzentrum umfasst, auf andere Weise als durch die Schritte a) bis d) beschrieben, und Speichern dieser Rohdatenpunkte.
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Durch das Schalten der Phasenkodiergradienten und Abwarten, dass die geschalteten Phasenkodiergradienten ihre volle Stärke erreicht haben, bevor mit dem HF-Senden und der Aufnahme von Echosignalen, also mit der Akquisition von Messdaten, begonnen wird, kann die Echozeit, also die Zeit, die zwischen der Anregung durch einen HF-Anregungspuls und dem Start der Akquisition der Messdaten, verstreicht, im gesamten radial abzutastenden k-Raum z. B. im Vergleich zu einer UTE-Sequenz reduziert werden. Damit können auch Echosignale von Stoffen mit sehr kurzem T2 erfasst werden, und auch die Repetitionszeit, die Zeit zwischen zwei HF-Anregungspulsen, kann entsprechend reduziert werden. Darüber hinaus ist die Messung weniger anfällig gegen Störungen, wie z. B. in dem Gradientensystem während der Änderung dessen Bestromung induzierte Wirbelströme, da nicht während dem Hochfahren der Phasenkodiergradienten (engl. „rampen”) gemessen wird. Messdaten können daher genauer aufgenommen werden.
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Die mit Bezug auf das Verfahren angegebenen Vorteile und Ausgestaltungen gelten analog für die Magnetresonanzanlage, das Computerprogrammprodukt und den elektronisch lesbaren Datenträger.
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Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Figuren. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:
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1 schematisch eine an sich bekannte Magnetresonanzanlage,
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2 schematisch einen Ablaufplan eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erstellung eines selektiven MR-Bildes,
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3 schematisch einen Teil, einer Sequenz zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie, mit welcher Rohdaten für ein erstes und ein zweites MR-Bild aufgenommen werden können,
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4 Beispiele eines ersten und zweiten MR-Bildes B1 und B2 mit einem zugehörigen selektiven MR-Bild Bs,
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5 beispielhaft während des Auslesens eines in Abwesenheit von Gradientenfeldern gemessen Rohdatenmesspunkts gemessene Messdaten (Signal) gegen die Zeit t.
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In 1 ist eine Magnetresonanzanlage 5 schematisch dargestellt. Die Magnetresonanzanlage 5 umfasst im Wesentlichen einen Tomograph 3 mit einer Magneteinheit 17, und einem Gradientensystem 16, mit welchen das für die MR-Untersuchung notwendige Magnetfeld inkl. Gradientefeld in einem Messraum 4 erzeugt wird, eine Sende-/Empfangsvorrichtung 12 zum Senden von HF-Anregungspulsen und Aufnehmen von Echo signalen, einen Tisch 2, eine Steuereinrichtung 6, mit welcher der Tomograph 3 gesteuert wird und Rohdaten von dem Tomograph 3 erfasst werden, und ein an die Steuereinrichtung 6 angeschlossenes Terminal 7.
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Die Steuereinrichtung 6 umfasst ihrerseits eine Ansteuereinheit 11, und eine Auswertevorrichtung 13. Während der Erstellung eines Bilddatensatzes werden Echosignale mittels des Tomographen 3 von der Sende-/Empfangsvorrichtung 12 erfasst, wobei der Tomograph 3 und der Tisch 2 von der Ansteuereinheit 11 derart angesteuert werden, dass MR-Daten in einem Abbildungsgebiet, welches sich im Körperinneren eines auf dem Tisch 2 liegenden Patienten P befindet, erfasst werden.
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Die Auswertevorrichtung 13 erfasst die aufgenommenen Echosignale als Rohdaten und speichert und verarbeitet diese. Beispielsweise verarbeitet die Auswertevorrichtung 13 die ausgelesenen Rohdaten durch Rekonstruktion derart, dass sie auf einer Darstellungseinrichtung 8, z. B. auf einem Bildschirm 8, des Terminals 7 grafisch dargestellt werden können, wobei insbesondere auch mehrere MR-Bilder miteinander verarbeitet werden können, und dass erfindungsgemäß erstellte Bilder angezeigt werden. Neben der grafischen Darstellung der aus den Rohdaten rekonstruierten Bilddaten kann mit dem Terminal 7, welches neben dem Bildschirm 8 eine Eingabevorrichtung wie z. B. eine Tastatur 9 und/oder eine Computermaus 10 umfasst, von einem Anwender z. B. ein zu vermessender dreidimensionaler Volumenabschnitt als Abbildungsgebiet vorgegeben werden und es können weitere Parameter zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens bestimmt werden.
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Über das Terminal 7 kann auch die Software für die Steuereinrichtung 6 in die Steuereinrichtung 6 geladen werden. Diese Software der Steuereinrichtung 6 kann dabei auch eines der erfindungsgemäßen Verfahren umfassen. Es ist dabei auch möglich, dass eines der erfindungsgemäßen Verfahren in einer Software enthalten ist, welche in dem Terminal 7 abläuft. Unabhängig davon, in welcher Software das erfindungsgemäße Verfahren enthalten ist, kann die Software auf einem elektronisch lesbaren Datenträger, wie z. B. einer DVD 14, gespeichert sein, so dass diese Software dann von dem Terminal 7 von der DVD 14 gelesen und entweder in die Steuereinrichtung 6 oder in eine Recheneinheit des Terminals 7 selbst kopiert werden kann.
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2 zeigt schematisch ein Ablaufdiagramm des Verfahrens zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes. Dazu werden ein erstes MR-Bild B1, das zu einer ersten Echozeit TE1 nach Anregungspulsen der Aufnahmesequenz aufgenommenen Rohdaten RD1 entspricht, und ein zweites MR-Bild B2, das zu einer zweiten Echozeit TE2 nach denselben Anregungspulsen aufgenommenen Rohdaten RD2 entspricht, sowie mindestens zwei der Messdaten, welche während des Auslesens des in Abwesenheit von Gradientenfeldern gemessen Rohdatenmesspunkts (k = 0) einer der Rohdaten RD1 oder RD2 (in 2: k = 0 aus RD1 dargestellt, ansonsten analog) zum Verarbeiten in einer Auswertevorrichtung, z. B. einer Auswertevorrichtung einer Magnetresonanzanlage, insbesondere der Auswertevorrichtung der Magnetresonanzanlage, mit welcher das erste und das zweite MR-Bild B1 bzw. B2 erzeugt wurden, geladen.
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Die Messdaten bzgl. k = 0 werden dabei entsprechend denjenigen Rohdaten RD1 (oder RD2) gewählt, welche zu einer Echozeit TE1 (oder TE2) aufgenommen wurden, welche einer Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung des selektiv darzustellenden Gewebes angepasst ist. Mit anderen Worten, die Messdaten bzgl. k = 0 werden den Messdaten entnommen, welche zu der Erzeugung des MR-Bildes B1 oder B2 genutzt wurden, in welchem das selektiv darzustellende Gewebe (unter anderem) am deutlichsten zu sehen ist.
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In einem ersten Schritt 101 wird aus den Messdaten, welche während des Auslesens des in Abwesenheit von Gradientenfeldern gemessen Rohdatenmesspunkts gemessen wurden, eine in dem abgebildeten Abbildungsraum vorherrschenden Zeitkonstante berechnet.
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Dazu werden mindestens zwei der Messpunkte geladen, welche während des Auslesens des in Abwesenheit von Gradientenfeldern gemessen Rohdatenmesspunkts, also des k-Raumzentrums, gemessen wurden. Dabei kann z. B. wie in 5 verdeutlicht vorgegangen werden.
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In 5 sind beispielhaft während des Auslesens eines in Abwesenheit von Gradientenfeldern gemessen Rohdatenmesspunkts gemessene Messdaten (Signal) gegen die Zeit t, die sogenannte Dwelltime, in welcher sie aufgenommen wurden, aufgetragen. Der Signalverlauf entspricht in Abwesenheit von Gradientenfeldern einem FID (freier Induktionsabfall, engl. „free induction decay”). Dargestellt ist hierbei der Signalverlauf eines Aufnahmekanals. Werden mehrere Aufnahmekanäle verwendet, kann die zu bestimmende Zeitkonstante über alle verwendeten Aufnahmekanäle gemittelt werden, z. B. indem erst für jeden Aufnahmekanal eine Zeitkonstante bestimmt wird, und dann als endgültige berechnete Zeitkonstante der Mittelwert der Zeitkonstanten der einzelnen Aufnahmekanäle berechnet und ausgegeben wird.
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Bei einer normalen Bildrekonstruktion wird nur ein Messpunkt, z. B. S(t1), verwendet und die restlichen Werte verworfen. Nimmt man jedoch mindestens zwei der gemessenen Messdaten, z. B. S(t1) und S(t2), so kann daraus die in dem untersuchten Abbildungsgebiet vorherrschende Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung T2, also der den Abfall des FID bestimmenden Zeitkonstante, berechnet werden. Der Rohdatenmesspunkt, welcher in Abwesenheit von Gradienten gemessen wird, liegt im k-Raumzentrum (k = 0, bzw. genauer kx = 0, kx = 0, kz = 0). Dieser Rohdatenmesspunkt ist entscheidend für den Kontrast des aus den Rohdaten rekonstruierten MR-Bildes. Daher entspricht die aus dem FID dieses Messpunktes berechnete Zeitkonstante dem in dem später aus den Rohdaten rekonstruierten MR-Bild vorherrschenden Gewebe.
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Die Berechnung der Zeitkonstante nutzt die Kenntnis über den der Aufnahme der Messdaten zugrunde liegenden Zerfall des FID über der Zeit in Abhängigkeit von der Zeitkonstante T2 aus, für welchen gilt: S(t) = S0·exp(–t/T2) (1); wobei S die Signalintensität zum Zeitpunkt t, SO die Signalintensität zum Zeitpunkt t = 0 und die Zeitkonstante T2 die Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung ist.
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Nimmt man nun zwei der Messpunkte S(t1) und S(t2), so kann die Zeitkonstante T2 berechnet werden, z. B. durch Einsetzten in (1) und Umformen zu: S(t1)/S(t2) = exp((t2 – t1)/T2) (2); <=> T2 = (t2 – t1)/(ln(S(t1)) – ln(S(t2)))(3).
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Somit erhält man die in dem abgebildeten Abbildungsgebiet vorherrschende Zeitkonstante T2.
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Welche Messpunkte der Messdaten des FID für die Berechnung der Zeitkonstante herangezogen werden, ist dabei im Grunde beliebig, jedoch werden bessere Ergebnisse erzielt, wenn die beiden Messpunkte nicht direkt nebeneinander liegen, und wenn die ersten ca. 6–10 Messpunkte nicht verwendet werden, da diese von Einschwingvorgängen der Messung überlagert sein können.
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In einem weiteren Schritt 102 werden in Abhängigkeit der berechneten vorherrschenden Zeitkonstante Gewichtungsfaktoren für das erste und/oder das zweite MR-Bild bestimmt.
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Die Gewichtungsfaktoren sind hierbei derart zu bestimmen, dass sie die Intensitätsunterschiede in dem ersten und dem zweiten MR-Bild B1 und B2 ausgleichen, damit gleiche Gewebe in dem beiden MR-Bildern B1 und B2 gleich dargestellt werden.
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Dies kann z. B. geschehen, indem man das Wissen um den Abfall der Intensität der Signale in einem MR-Bild entsprechend der Echozeit TE, zu der die dem MR-Bild entsprechenden Rohdaten aufgenommen wurden, und der Zeitkonstanten T2, die dem MR-Bild abgebildeten Gewebe zugrunde liegt, welches mit einem Faktor A = exp (–TE/T2) abfällt. Somit kann der Signalabfall in den zu verschiedenen Echozeiten TE1 und TE2 aufgenommenen, Rohdaten entsprechenden MR-Bildern B1 und B2 auf einfache Weise ausgeglichen werden, indem der Faktor des Signalabfalls neutralisiert wird. Somit ergeben sich z. B. die folgenden Gewichtungsfaktoren:
Für das erste MR-Bild B1: Gewichtungsfaktor a = exp(TE1/T2) (4), denn es gilt a·A(B1) = exp(TE1/T2)·exp(–TE1/T2) = 1.
Für das zweite MR-Bild B2: Gewichtungsfaktor b = exp(TE2/T2) (5), denn es gilt b·A(B2) = exp(TE2/T2)·exp(–TE2/T2) = 1.
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Es ist jedoch auch möglich, nur einen Gewichtungsfaktor für eines der beiden MR-Bilder B1 und B2 zu berechnen, der trotzdem den Signalabfall in beiden MR-Bildern B1 und B2 berücksichtigt. Dazu kann man z. B. für das zweite MR-Bild B2 einen Gewichtungsfaktor f = exp ((TE2 – TE1)/T2) = b/a (6) berechnen, welcher, wie später z. B. in Bezug auf Formel (9) deutlich wird, ebenfalls die Unterschiede in der Signalintensität der MR-Bilder B1 und B2 ausgleicht. Analog könnte auch für das erste MR-Bild B1 ein Gewichtungsfaktor g = exp((TE1 – TE2)/T2) = a/b (7) berechnet werden, der denselben Zweck erfüllt (siehe Formel (10)).
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In einem weiteren Schritt 103 wird durch ein Verarbeiten des ersten und zweiten MR-Bildes B1 und B2 und der Gewichtungsfaktoren a, b oder f oder g umfassend ein Gewichten des ersten und/oder zweiten MR-Bildes B1, B2 mit den entsprechenden berechneten Gewichtungsfaktoren a, b oder f oder g und Subtrahieren der gewichteten MR-Bilder B1, B2 voneinander ein selektives MR-Bild Bs erstellt.
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Dies kann z. B. gemäß einer der folgenden Formeln geschehen: Bs = a·B1 – b·B2 (8) oder analog Bs' = B1 – f·B2 (8), mit Bs' = Bs/a und f = b/a oder Bs'' = g·B1 – B2 (10), mit Bs'' = Bs/b und g = a/b.
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Somit erhält man ein selektives MR-Bild Bs, Bs', Bs'' durch Multiplizieren der jeweiligen Gewichtungsfaktoren an das entsprechende erste und/oder zweite MR-Bild B1, B2 und Subtrahieren des so gewichteten zweiten MR-Bildes von dem so gewichteten ersten MR-Bild.
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In 3 ist schematisch der Teil einer in einem Ausführungsbeispiel anzuwendenden Sequenz dargestellt, der zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie dient, wobei besonders kurze Echozeiten, zumindest von TE1, erreicht werden können. Dabei werden zu einem Zeitpunkt tgs mittels eines Gradientensystems einer Magnetresonanzanlage mindestens zwei Phasenkodiergradienten Gx, Gy, Gz geschalten und erreichen zu einem Zeitpunkt tg ihre volle Stärke. Zu einem späteren Zeitpunkt ta > tg wird mittels einer HF-Sende-/Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzanlage ein nicht-schichtselektiver HF-Anregungspuls 16 eingestrahlt. Nach einer Echozeit TE1 nach dem HF-Anregungspuls 16, die vorteilhaft der hardwaregegebenen minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus einer verwendeten HF-Sende-/Empfangsvorrichtung TEHW entspricht, wird zum Zeitpunkt tr1 die Auslesezeitspanne 17.1 zum Auslesen der Echosignale als Rohdaten entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie, welche dem ersten MR-Bild B1 zugrunde liegen, begonnen. Nach einer refokussierenden Maßnahme 19, z. B. einem Invertieren der Gradienten, und nach einer Echozeit TE2 nach dem HF-Anregungspuls 16 wird zum Zeitpunkt tr2 die Auslesezeitspanne 17.2 zum Auslesen der Echosignale als Rohdaten entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie, welche dem zweiten MR-Bild B2 zugrunde liegen, begonnen.
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Wiederholt man den dargestellten Teil der Sequenz mit verschiedenen Phasenkodiergradienten, kann auf schnelle Weise ein großer Teil des k-Raums in einem von der Zeit TE1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen werden. Das k-Raumzentrum kann jedoch auf diese Weise nicht ausgelesen werden, da die Echozeit TE1 nach unten durch die hardwaregegebene Zeit TEHW begrenzt ist und die Stärke der Phasenkodiergradienten ungleich „Null” ist. Das k-Raumzentrum kann aber zu jedem Zeitpunkt zwischen den abgebildeten Teilen der Sequenz oder zu Beginn oder zum Ende der Sequenz mittels einer beliebigen bekannten Aufnahmetechnik, die den oben dargestellten Echozeiten entsprechende Echozeiten erlaubt, ausgelesen werden.
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4 zeigt beispielhaft ein erstes MR-Bild B1, ein zugehöriges zweites MR-Bild B2 und ein erfindungsgemäß erstelltes zugehöriges selektives MR-Bild Bs.
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Bei den gezeigten MR-Bildern B1 und B2 handelt es sich um coronale Aufnahmen eines Handgelenks eines Patienten mit einer Auflösung von 150/128 mm, die mit einer Wiederholzeit TR = 10 ms und einer gesamten Aufnahmedauer von 50 s gemessen wurden. Das erste MR-Bild B1 entspricht hierbei zu einer ersten Echozeit TE1 = 50 μs aufgenommenen Rohdaten. Zu der ersten Echozeit TE1 sind die Signale von Knochen und Bändern noch nicht zerfallen, und daher sind diese Gewebe neben Geweben mit längerem T2, wie z. B. Muskelgewebe, deutlich im ersten MR-Bild B1 zu erkennen. Das zweite MR-Bild B2 entspricht zu einer zweiten Echozeit TE2 = 2280 μs aufgenommenen Rohdaten. Zu der zweiten Echozeit TE2 sind die Signale von Knochen und Bändern bereits zerfallen, da deren Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung T2 in der Größenordnung von ca. 100 μs liegt. Daher sind weder Knochen noch Bänder im zweiten MR-Bild B2 zu erkennen.
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Das in 4 gezeigte selektive MR-Bild Bs wurde mit dem oben beschriebenen Verfahren automatisch erstellt, wobei anhand des FID des am k-Raumzentrum aufgenommenen Signals eine in dem MR-Bild vorherrschende Zeitkonstante bestimmt wurde und daraus die Faktoren a und b in Formel (8) berechnet wurden, mit welcher das selektive MR-Bild Bs erstellt wurde.
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Wie man sieht, wird somit im selektiven MR-Bild Bs nur das im ersten MR-Bild vorherrschende Gewebe, in diesem Fall Knochen, angezeigt und kann so von einem diagnostischen Betrachter genauer untersucht werden.
