DE102011080254B4

DE102011080254B4 - Bewegungskorrigierte Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten MR-Bildgebung mit zusätzlichen Referenz-Rohdaten und entsprechende Vorrichtungen

Info

Publication number: DE102011080254B4
Application number: DE102011080254A
Authority: DE
Inventors: David Andrew Porter
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2011-08-02
Filing date: 2011-08-02
Publication date: 2013-06-27
Anticipated expiration: 2031-08-03
Also published as: CN102914754A; CN102914754B; US9095302B2; KR20130018584A; US20130033262A1; DE102011080254A1; KR101604162B1

Abstract

Es wird ein Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen (M, IT2, IT2*) beschrieben, bei dem mittels einer Diffusionsgradienten-Messsequenz (DMS1, DMS2) mit einer Anzahl von Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMSi) diffusionskodierte Rohdaten (DRD1, DRD2) akquiriert werden. Dabei wird bei jeder Diffusionsgradienten-Teilsequenz (DMSi) zumindest ein Diffusionskodierungs-Gradientenpuls (GD1, GD2) ausgesendet und es werden Rohdaten eines k-Raum-Bereichs während eines ersten Echos (E1) nach einer definierten ersten Echozeit (TE1) akquiriert, wobei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMSi) Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest einen vorgegebenen k-Raum abdecken, und es werden Rohdaten eines festgelegten Navigator-k-Raum-Bereichs während eines zweiten Echos (EN) nach einer zweiten Echozeit (TE2) akquiriert, wobei der Navigator-k-Raum-Bereich für verschiedene Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMSi) identisch ist. Außerdem werden mittels einer Referenz-Messsequenz (RMS, RMS') mit einer Anzahl von Referenz-Teilsequenzen (RMSi, RMSi') Referenz-Rohdaten (RID1, RID2) akquiriert. Bei jeder Referenz-Teilsequenz (RMSi, RMSi') werden erste Referenz-Rohdaten (RRD1) eines k-Raum-Bereichs während eines ersten Echos (E1, E1') nach der definierten ersten Echozeit (TE1) und zweite Referenz-Rohdaten (RRD2) eines k-Raum-Bereichs während eines zweiten Echos (E2, E2') akquiriert, wobei für beide Echos (E1, E1', E2, E2') jeweils die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Referenz-Teilsequenzen (RMSi, RMSi') Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest den vorgegebenen k-Raum abdecken.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts, insbesondere von diffusionsgewichteten Magnetresonanzaufnahmen. Unter „Magnetresonanzaufnahmen” werden in diesem Zusammenhang im Folgenden mit Hilfe eines im Rahmen des Verfahrens angesteuerten Magnetresonanzgeräts erzeugte Bilddaten vom Inneren des Untersuchungsobjekts verstanden, aber auch Parameterkarten, welche eine räumliche oder zeitliche Verteilung von bestimmten Parameterwerten innerhalb des Untersuchungsobjekts wiedergeben und die z. B. aus den Bilddaten erzeugt werden können. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine Steuereinrichtung für eine Magnetresonanzanlage sowie eine Magnetresonanzanlage, mit der ein solches Verfahren durchführbar ist.
Diffusionsgewichtete Magnetresonanzaufnahmen sind Magnetresonanzaufnahmen, mit Hilfe derer die Diffusionsbewegung von bestimmten Stoffen, insbesondere von Wassermolekülen, im Körpergewebe gemessen und räumlich aufgelöst dargestellt werden kann. Die Diffusions-Bildgebung hat sich im klinischen Alltag insbesondere zur Schlaganfall-Diagnose etabliert, da die betroffenen Hirnregionen in diffusionsgewichteten Bildern bereits deutlich früher zu erkennen sind als in den klassischen Magnetresonanzaufnahmen. Eine Variante der diffusionsgewichteten Magnetresonanztomographie ist die Diffusions-Tensor-Bildgebung, bei der auch die Richtungsabhängigkeit der Diffusion erfasst wird. Diffusionsgewichtete Magnetresonanzaufnahmen umfassen im Folgenden sowohl im Rahmen von diffusionsgewichteten Magnetresonanztomographien erzeugte Magnetresonanzaufnahmen als auch im Rahmen einer Diffusions-Tensor-Bildgebung erzeugte Magnetresonanzaufnahmen.
Für die Erzeugung von diffusionsgewichteten Magnetresonanzaufnahmen müssen zunächst diffusionskodierte Rohdaten akquiriert werden. Dies erfolgt mit speziellen Messsequenzen, die im Folgenden als Diffusionsgradienten-Messsequenzen bezeichnet werden. Kennzeichnend bei diesen Messsequenzen ist, dass nach einer üblichen Verkippung der Spins in eine Ebene senkrecht zum Grundmagnetfeld des Magnetresonanztomographen über eine bestimmte Pulslänge ein Gradientenmagnetfeld geschaltet wird, das die Feldstärke des äußeren Magnetfelds in einer vorgegebenen Richtung variiert. Dadurch geraten die präzedierenden Kerne aus der Phase, was sich im Messsignal bemerkbar macht.
Üblicherweise werden heutzutage diffusionsgewichtete Aufnahmen mittels sogenannter „Single Shot”-Verfahren gemacht. Hierbei erfolgt innerhalb der Pulssequenz eine Anregung für das gesamte Bild, d. h. die komplette räumliche Kodierung eines Bildes erfolgt nach einem einzelnen Anregungspuls. Ein Vorteil dieses Verfahrens ist, dass die im Rahmen der diffusionsgewichteten Magnetresonanztomographie genutzten Phaseneffekte keine zusätzlichen Bewegungsartefakte erzeugen.
Eine Alternative wäre die Verwendung von Messsequenzen, bei denen in einem „Multi-Shot”-Verfahren nacheinander mehrere sich ergänzende Teilsegmente des k-Raums erfasst werden, die anschließend kombiniert werden. Zu diesen Messsequenzen gehören die sogenannten „readout-segmented Echoplanar Imaging”-Verfahren (rs-EPI-Verfahren). Diese Verfahren haben den Vorteil, dass man aus mehreren Aufnahmen Informationen ziehen kann und dadurch bestimmte Artefakte reduziert werden können. Zudem kann die Bildqualität verbessert werden. Bei diffusionsgewichteten Aufnahmeverfahren sollen jedoch durch Ausnutzung der Phaseneffekte gerade Bewegungen bestimmter Stoffe detektiert werden. Erfolgt dabei eine Datenakquise mit einem Multi-Shot-Verfahren und kommt es zwischen den einzelnen Pulssequenzen zu Bewegungen des Patienten bzw. der Organe, so kann dies zu starken Bewegungsartefakten führen. Daher wird bei solchen diffusionsgewichteten Multi-Shot-Verfahren vorteilhafterweise eine sogenannte Navigatorkorrektur durchgeführt, bei der jedes Mal, wenn im Rahmen eines ersten Echos Rohdaten in einem Teilsegment des k-Raums erfasst werden, in einem nachfolgenden zweiten Echo (dem sogenannten „Navigatorecho”) Rohdaten aus einem mittleren k-Raum-Bereich erfasst werden und somit ein vollständiges Bild mit relativ geringer Auflösung erstellt wird. Diese Auflösung des Navigatorbildes ist gerade so gut, dass darin die Phasenveränderungen erkennbar sind und somit die im Navigatorecho erfassten Bilder genutzt werden können, um eine Korrektur der einzelnen Shots aufeinander durchzuführen.
Bei der Diffusionsbildgebung werden in der Regel mehrere Bilder mit unterschiedlichen Diffusionsrichtungen und Wichtungen, d. h. mit unterschiedlichen Diffusionskodierungs-Gradientenpulsen, aufgenommen und miteinander kombiniert. Die Stärke der Diffusionswichtung wird meist durch den sogenannten „b-Wert” definiert. Die unterschiedlichen Diffusionsbilder bzw. die daraus kombinierten Bilder oder Parameterkarten können dann zu den gewünschten diagnostischen Zwecken verwendet werden. Um den Einfluss der Diffusionsbewegung richtig abschätzen zu können, ist zum Vergleich in der Regel eine weitere Referenzaufnahme notwendig, in der kein Diffusionskodierungs-Gradientenpuls geschaltet wird, d. h. ein Bild mit b = 0. Die Puls-Messsequenz zur Akquisition der Referenz-Rohdaten ist in der gleichen Art aufgebaut wie die Diffusionsgradienten-Messsequenz, mit Ausnahme der Aussendung der Diffusionskodierungs-Gradientenpulse.
In der üblichen klinischen Anwendung werden neben den diffusionsgewichteten Bildern zusätzlich immer noch sogenannte T₂-gewichtete Aufnahmen erzeugt, da diese einen wichtigen Kontrast für bestimmte Pathologieinformationen, insbesondere bei Tumoren und Schlaganfällen, bilden. Ebenso häufig werden zusätzlich T₂*-gewichtete Aufnahmen gefertigt, da diese eine höhere Empfindlichkeit bezüglich Blutungen haben. Insbesondere bei Schlaganfällen, bei denen auch die diffusionsgewichteten Aufnahmen von besonderem Wert sind, sind daher solche T₂*-gewichteten Aufnahmen vorteilhaft.
Ungünstigerweise können bisher bei Multi-Shot diffusionskodierten Aufnahmen weder die Pulssequenzen für die diffusionsgewichteten Bilder noch die Pulssequenzen für die zur Auswertung der diffusionskodierten Bilder benötigten Referenzbilder zusätzlich zur Erzeugung von T₂-gewichteten oder T₂*-gewichteten Bildern genutzt werden. Dies liegt daran, dass für die diffusionsgewichteten Aufnahmen eine möglichst kurze Echozeit wünschenswert ist, um die Signalverluste durch den T₂-Abfall zu reduzieren und so das Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu maximieren. Bei Single-Shot diffusionskodierten Aufnahmen ist die Bildqualität zu schlecht, um sie als T₂- oder T₂*-gewichtete Bilder zu nutzen. Ein weiterer Vorteil einer möglichst kleinen Echozeit besteht darin, dass dann auch eine kurze Wiederholzeit möglich ist. Auf der anderen Seite werden aber für T₂-gewichtete Aufnahmen und T₂*-gewichtete Aufnahmen längere Echozeiten benötigt, da hier ja gerade der T₂-Abfall die wesentlichen Informationen enthält.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Erzeugung von diffusionsgewichteten Magnetresonanzaufnahmen sowie eine hierfür geeignete Steuereinrichtung für eine Magnetresonanzanlage anzugeben, welche eine Reduzierung der Gesamtmesszeiten bei Untersuchungen ermöglichen, die diffusionsgewichtete Magnetresonanzaufnahmen umfassen.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 sowie durch eine Steuereinrichtung gemäß Patentanspruch 8 gelöst.
Im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens wird also das Magnetresonanzgerät zur Erzeugung der Magnetresonanzaufnahmen so angesteuert, dass zumindest folgende Schritte durchgeführt werden:
Einerseits werden diffusionskodierte Rohdaten mittels einer Diffusionsgradienten-Messsequenz akquiriert. Diese Diffusionsgradienten-Messsequenz weist eine Anzahl von Diffusionsgradienten-Teilsequenzen auf, wobei in jeder Diffusionsgradienten-Teilsequenz neben den üblichen Anregungspulsen, Refokussierungspulsen sowie Gradientenpulsen zur Ortskodierung zumindest ein Diffusionskodierungs-Gradientenpuls, in der Regel mehrere Diffusionskodierungs-Gradientenpulse, ausgesendet werden. Außerdem werden dann während jeder Diffusionsgradienten-Teilsequenz nach einer definierten ersten Echozeit Rohdaten eines k-Raum-Bereichs (bzw. k-Raum-Segments) während eines ersten Echos akquiriert, d. h. es wird mittels geeigneter Empfangsantennen ein entsprechendes Echosignal aufgefangen. Dabei sind die Diffusionsgradienten-Teilsequenzen jeweils so ausgebildet, dass die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Diffusionsgradienten-Teilsequenzen Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest einen vorgegebenen k-Raum abdecken. Mit anderen Worten, es wird in einem Multi-Shot-Verfahren der k-Raum segmentweise abgetastet, um so das SNR und die Bildqualität bei den diffusionsgewichteten Magnetresonanzaufnahmen zu verbessern.
Zusätzlich werden während jeder Diffusionsgradienten-Teilsequenz Rohdaten eines für alle Diffusionsgradienten-Teilsequenzen gemeinsam festgelegten, d. h. für verschiedene Diffusionsgradienten-Teilsequenzen identischen Navigator-k-Raum-Bereichs akquiriert. Dies erfolgt nach dem Empfang des ersten Echos während eines zweiten Echos (im Folgenden auch „Navigatorecho” genannt) nach einer definierten zweiten Echozeit.
Es ist zu beachten, dass hierbei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Diffusionsgradienten-Teilsequenzen im zweiten Echo Rohdaten akquiriert werden, nicht vollständig identisch sein müssen. Entscheidend ist lediglich, dass es zumindest einen gemeinsamen identischen k-Raum-Bereich innerhalb des jeweils abgedeckten k-Raum-Bereichs gibt, der den Navigator-k-Raum-Bereich bilden kann. Hierbei handelt es sich vorzugsweise um den zentralen k-Raum-Bereich, so dass durch die Aufnahme der Rohdaten jedes Mal ein vollständiges Bild der jeweiligen Schicht erzeugt wird, welches gerade eine ausreichende Auflösung aufweist, um Bewegungsartefakte zu korrigieren, die dadurch entstehen, dass der k-Raum während des ersten Echos segmentweise aufgenommen wird.
Andererseits werden im Rahmen des Verfahrens Referenz-Rohdaten mittels einer Referenz-Messsequenz akquiriert. Dies kann vor oder nach Erfassung der diffusionskodierten Rohdaten erfolgen. Auch diese Referenz-Messsequenz weist eine Anzahl von Referenz-Teilsequenzen auf, wobei jede Referenz-Teilsequenz wiederum in üblicher Weise Anregungs- und Refokussierungs-Hochfrequenzpulse sowie Gradientenpulse zur Ortskodierung aufweist. Anders als die Diffusionsgradienten-Teilsequenz weist diese Referenz-Teilsequenz jedoch keine Diffusionskodierungs-Gradientenpulse auf oder ggf. nur Diffusionskodierungs-Gradientenpulse mit sehr geringer Gradientenfeldstärke, so dass sie als Referenzbilder mit b ≈ 0 verwendet werden können. Während jeder Referenz-Teilsequenz werden wieder erste Referenz-Rohdaten eines k-Raum-Bereichs während eines ersten Echos nach der definierten ersten Echozeit akquiriert, wobei wieder die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Referenz-Teilsequenzen Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest den vorgegebenen k-Raum abdecken. Im Gegensatz zur Diffusionsgradienten-Teilsequenz werden aber auch bei der Referenz-Teilsequenz jeweils während eines zweiten Echos nach einer zweiten Echozeit zweite Referenz-Rohdaten eines k-Raum-Bereichs aufgezeichnet, wobei die k-Raum-Bereiche auch hier ebenfalls in Summe zumindest den vorgegebenen k-Raum abdecken.
Anders als bei den bisher bekannten rs-EPI-Verfahren zur Erzeugung von diffusionsgewichteten Magnetresonanzaufnahmen wird also nun bei der Erfassung der Referenz-Rohdaten im zweiten Echo darauf verzichtet, dieses als Navigatorecho zu verwenden. Da ja die Referenz-Rohdaten ohne eine Diffusionskodierung durchgeführt werden, ist bei diesen Messungen nicht zu befürchten, dass Bewegungsartefakte aufgrund von Phaseneffekten auftreten. Daher wird das Navigatorecho in der Referenzmessung nicht benötigt. Die zusätzlich stattdessen erfassten Rohdaten des kompletten k-Raums erlauben eine Rekonstruktion von weiteren höher aufgelösten Referenzbilddaten zu einer zweiten Echozeit, die je nach genauer Ausgestaltung der Referenz-Messsequenz zur Erzeugung von verschiedenen weiteren Magnetresonanzaufnahmen genutzt werden können. Dies wiederum erlaubt es, auf einen Teil der sonst zusätzlich durchgeführten Messungen, z. B. zur Erzeugung von T₂- oder T₂*-gewichteten Bilddaten, zu verzichten, so dass mit dem erfindungsgemäßen Verfahren insgesamt die Messzeit bei einer solchen Untersuchung reduziert werden kann.
Sowohl die Diffusionsgradienten-Messsequenz als auch die Referenz-Messsequenz werden üblicherweise nacheinander mehrfach durchgeführt, um so schichtweise ein bestimmtes Volumen zu messen. Grundsätzlich ist es aber auch möglich, dass während einer Messung nicht schichtselektiv gemessen wird, sondern bereits ein größeres Volumen abgedeckt wird.
Eine erfindungsgemäße Steuereinrichtung für eine Magnetresonanzanlage benötigt u. a. folgende Komponenten:
Zum einen wird eine Hochfrequenzsendeeinrichtung zur Versendung von Hochfrequenzpulsen an ein Sendeantennensystem der Magnetresonanzanlage benötigt. Bei diesem Sendeantennensystem kann es sich beispielsweise um eine übliche, um einen Messraum für den Patienten im Tomographen herum angeordnete Bodycoil oder auch um ein Lokalspulensystem handeln. Die Hochfrequenzsendeeinrichtung umfasst dabei eine Vielzahl von Komponenten, u. a. Kleinsignalgeneratoren, welche dafür sorgen, dass die passenden Hochfrequenzpulse zunächst mit niedriger Amplitude erzeugt werden, und geeignete Hochfrequenzverstärker, um die Hochfrequenzpulse mit der erforderlichen Leistung in die Antennen einzuspeisen. Weiterhin gehören hierzu auch Überwachungskomponenten, mit denen sichergestellt wird, dass die Hochfrequenzleistung innerhalb der durch die SAR-Normen (SAR = Specific Absorption Rate) vorgegebenen Grenzwerte liegt etc.
Weiterhin benötigt die Steuereinrichtung eine Gradientensystemschnittstelle zur Ansteuerung eines Gradientensystems der Magnetresonanzanlage, d. h. eine geeignete Schnittstelle, mit der die Gradientenpulse erzeugt werden und dann in die verschiedenen Gradientenspulen des Gradientensystems eingespeist werden.
Zudem wird eine Hochfrequenzempfangseinrichtung zum Empfang von Rohdaten über ein Empfangsantennensystem der Magnetresonanzanlage benötigt. Bei diesem Empfangsantennensystem kann es sich um das gleiche System wie das Sendeantennensystem handeln, wenn dieses entsprechend zwischen einem Sende- und einem Empfangsmodus umschaltbar ist. In der Regel handelt es sich hierbei um geeignete Lokalspulen. Die Hochfrequenzempfangseinrichtung umfasst dementsprechend eine Vielzahl von Empfangskanälen, in denen die von den einzelnen Antennen des Empfangsantennensystems aufgefangenen und ggf. weiter vorverarbeiteten, u. U. auch zu Moden umgewandelten Signale übernommen und weiterverarbeitet, insbesondere verstärkt und digitalisiert werden.
Schließlich benötigt die Steuereinrichtung eine Sequenzsteuereinheit, die zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts im Betrieb Sequenzsteuerdaten an die Hochfrequenzsendeeinrichtung, die Gradientensystemschnittstelle und die Hochfrequenzempfangseinrichtung so übersendet, dass zumindest die oben beschriebene Diffusionsgradienten-Messsequenz zur Akquisition von diffusionskodierten Rohdaten und die Referenz-Messsequenz zur Akquisition von Referenz-Rohdaten ausgesendet werden.
Eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage muss neben einem Grundfeldmagnetensystem, mit dem in üblicher Weise im Patientenmessraum ein Grundfeldmagnetfeld angelegt wird, ein oben beschriebenes Sendeantennensystem, ein mehrere Gradientenspulen umfassendes Gradientensystem, ein Empfangsantennensystem und eine zuvor beschriebene erfindungsgemäße Steuereinrichtung aufweisen.
Insbesondere die Sequenzsteuereinheit kann bevorzugt in Form von Software auf einer geeigneten programmierbaren Steuereinrichtung mit entsprechenden Speichermöglichkeiten realisiert sein. Auch die Hochfrequenzsendeeinrichtung, die Gradientensystemschnittstelle und die Hochfrequenzempfangseinrichtung können zumindest teilweise in Form von Softwareeinheiten realisiert sein, wobei wiederum andere Einheiten dieser Komponenten reine Hardwareeinheiten sind, beispielsweise der Hochfrequenzverstärker, die Hochfrequenzsendeeinrichtung, eine Gradientenpulserzeugungseinrichtung der Gradientensystemschnittstelle oder ein Analog-/Digitalwandler der Hochfrequenzempfangseinrichtung etc. Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung, insbesondere der Sequenzsteuereinheit, hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Magnetresonanzanlagen-Steuereinrichtungen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein Computerprogrammprodukt gelöst, welches in einem transportablen Speicher hinterlegt und/oder über ein Netzwerk zur Übertragung bereitgestellt wird und so direkt in einen Speicher einer programmierbaren Magnetresonanzanlagen-Steuereinrichtungen ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtungen ausgeführt wird.
Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten jeweils besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung. Dabei können insbesondere die Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein. Zudem können im Rahmen der Erfindung auch die verschiedenen Merkmale unterschiedlicher Ausführungsbeispiele und Ansprüche auch zu neuen Ausführungsbeispielen kombiniert werden.
Bei einer besonders bevorzugten Weiterbildung des Verfahrens ist die Referenz-Messsequenz so ausgebildet, dass auf Basis der ersten Referenz-Rohdaten und der zweiten Referenz-Rohdaten jeweils Bilddaten mit einer identischen räumlichen Auflösung rekonstruierbar sind. Dies vereinfacht eine spätere Kombination der Bilddaten zu gemeinsamen Bilddaten.
Für den genauen Aufbau der Referenz-Messsequenzen bzw. der Referenz-Teilsequenzen gibt es verschiedene Möglichkeiten. Bei einer bevorzugten Variante wird innerhalb der Referenz-Teilsequenz jeweils nach dem ersten Echo und vor dem zweiten Echo ein Refokussierungspuls ausgesendet. Dies führt dazu, dass auch das zweite Echo ein sogenanntes „Spinecho” ist und die während dieses Spinechos akquirierten Rohdaten dazu genutzt werden können, um T₂-gewichtete Bilddaten zu erzeugen. Bei einem alternativen bevorzugten Verfahren wird ohne einen solchen zweiten Refokussierungspuls gearbeitet. Stattdessen wird lediglich durch das Schalten eines Auslesegradienten nach der gewünschten zweiten Echozeit das zweite Echo erzeugt, welches in diesem Fall ein Gradientenecho ist. Aus den dabei akquirierten Rohdaten können T₂*-gewichtete Bilddaten erzeugt werden.
Welche dieser beiden Varianten gewählt wird, hängt davon ab, welche weiteren Bilder innerhalb der kompletten Untersuchung noch bevorzugt angefertigt werden sollen.
Im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens werden vorzugsweise mehrere Diffusionsgradienten-Messsequenzen zur Akquisition von unterschiedlichen diffusionskodierten Rohdaten mit unterschiedlichen Diffusionsgradientenstärken durchgeführt. Es werden dann auf Basis der unterschiedlichen diffusionskodierten Rohdaten unterschiedlich stark diffusionsgewichtete Bilddaten des Untersuchungsobjekts erzeugt. Unabhängig davon, wie viele verschiedene Diffusionsgradienten-Messsequenzen durchgeführt werden, erfolgt die Erzeugung der diffusionsgewichteten Bilddaten in der Regel durch Rekonstruktion aus den Rohdaten des ersten Echos, wobei jeweils die Rohdaten des zweiten Echos zur Korrektur der Bewegungsartefakte herangezogen werden. Schließlich werden durch eine Kombination der unterschiedlich stark diffusionsgewichteten Bilddaten Parameterkarten mit besonderer diagnostischer Aussagekraft erzeugt. Besonders bevorzugt werden dabei Parameterkarten erzeugt, die den „Apparent Diffusion Coefficient (ADC)” oder die „Fractional Anisotropy (FA)” wiedergeben.
Bei diesem Verfahren wird in der Regel unabhängig davon, wie viele unterschiedliche Diffusionsgradienten-Messsequenzen mit unterschiedlichen Diffusionsgradientenstärken durchgeführt werden, jeweils nur eine b = 0-Messung, d. h. nur eine Referenz-Messung benötigt, die dann bei der Ermittlung der Parameterkarten zur eingangs beschriebenen Auswertung der diffusionsgewichteten Daten herangezogen werden. Allerdings können bei manchen Untersuchungen auch mehrere b = 0-Messungen gemacht werden, z. B. um das SNR zu verbessern oder um bei längeren Scans Bewegungen zu überwachen. Sofern die Referenz-Rohdaten mit einem nur geringen Diffusionsgradienten anstatt mit b = 0 durchgeführt werden, können auch auf Basis dieser Rohdaten in Kombination mit den stärker diffusionsgewichteten Rohdaten ggf. bereits geeignete Parameterkarten erzeugt werden, ohne dass noch weitere diffusionskodierte Rohdaten mit anderen Diffusionsgradientenstärken erzeugt werden.
Wie bereits oben erläutert, erlaubt die spezielle Referenz-Messsequenz innerhalb des erfindungsgemäßen Verfahrens eine Erzeugung von weiteren Bilddaten basierend auf den während der Referenz-Messsequenz im ersten und im zweiten Echo gemessenen Rohdaten.
Vorzugsweise werden auf Basis der ersten Referenz-Rohdaten und der zweiten Referenz-Rohdaten synthetische Bilddaten mit einer definierten effektiven Echozeit erzeugt, die außerhalb der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit liegt. „Außerhalb” in diesem Sinne bedeutet, dass die effektive Echozeit zwischen der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit, unterhalb der kürzeren Echozeit oder oberhalb der längeren Echozeit liegt. Besonders bevorzugt liegt diese effektive Echozeit zwischen der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit. Je nach genauem Aufbau der Referenz-Messsequenz, d. h. in Abhängigkeit davon, ob das zweite Echo ein Spinecho oder ein Gradientenecho ist, handelt es sich bei diesen synthetischen Bilddaten um T₂-gewichtete oder T₂*-gewichtete Bilddaten. Mit anderen Worten: Es werden durch eine geeignete Kombination beispielsweise synthetische T₂-gewichtete oder T₂*-gewichtete Bilddaten erzeugt, die solchen „echten” Bilddaten entsprechen, die auf Basis von mit einer effektiven Echozeit akquirierten Rohdaten rekonstruierbar wären, die außerhalb, vorzugsweise zwischen, der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit liegt.
Wie eingangs erläutert, ist es bisher so, dass zusätzlich immer T₂-gewichtete und/oder T₂*-gewichtete Bilddaten erzeugt werden, die üblicherweise eine längere Echozeit aufweisen müssen als die erste definierte Echozeit, die im Rahmen der diffusionsgewichteten Messungen verwendet wird. Durch die Möglichkeit der Erzeugung synthetischer T₂-gewichteter oder synthetischer T₂*-gewichteter Bilddaten mit einer beliebigen Echozeit zwischen der ersten und zweiten Echozeit kann nun auf eine weitere Messung zur Erzeugung solcher T₂-gewichteter oder T₂*-gewichteter Messungen verzichtet werden. Die dadurch erreichte Zeitersparnis wiegt so ohne weiteres die zusätzliche Zeit auf, die im Gegensatz zu einem bisher üblichen Single-Shot-Verfahren zur Durchführung des Multi-Shot-Verfahrens für die diffusionsgewichteten Messungen benötigt wird. Insgesamt können also bei in etwa gleichen oder sogar verkürzten Gesamtmesszeiten mit dem erfindungsgemäßen Verfahren qualitativ erheblich bessere diffusionsgewichtete Bilddaten als mit dem bisherigen Verfahren erzeugt werden.
Grundsätzlich ist es möglich, dass direkt durch eine Kombination der Referenz-Rohdaten des ersten und des zweiten Echos jeweils synthetische Rohdaten erzeugt werden und auf dieser Basis dann die gewünschten synthetischen Bilddaten rekonstruiert werden.
Eine Möglichkeit zur Kombination der in zwei aufeinander folgenden Echozeiten akquirierten Rohdaten zur Bildung synthetischer Bilddaten besteht beispielsweise darin, zunächst auf einer logarithmischen Skala verschiedene Karten der T₂-Relaxationszeiten und der Protonendichte zu berechnen und basierend auf diesen Parametern dann die neuen Bilddaten zu generieren. D. h. es wird für jeden Bildpunkt jeweils eine lokale Funktion für den T₂-Abfall ermittelt und daraus kann dann ein mittlerer T₂-Wert nach einer beliebigen Echozeit berechnet werden. Ein solches Verfahren wird z. B. in dem Artikel von G. Andreisek et al., „Synthetic-echo time postprocessing technique for generating images with variable T2-weighted contrast: diagnosis of meniscal and cartilage abnormalities of the knee” in Radiology. 2010; 254(1): 188–199 beschrieben.
Vorzugsweise werden aber zunächst auf Basis der ersten Referenz-Rohdaten erste Bilddaten erzeugt und auf Basis der zweiten Referenz-Rohdaten zweite Bilddaten erzeugt, wobei diese zweiten Bilddaten, wie zuvor beschrieben, vorzugsweise die gleiche räumliche Auflösung wie die ersten Bilddaten aufweisen. Anschließend werden durch eine geometrische Mittelung der ersten Bilddaten und der zweiten Bilddaten die synthetischen Bilddaten erzeugt. Im Gegensatz zu dem zuvor genannten Verfahren hat dies den Vorteil, dass hierbei nicht auf einer logarithmischen Skala gearbeitet werden muss. Ist nämlich an einem Bildpunkt das Rauschen beim zweiten Echo, an dem der zweite T₂-Wert für die Bestimmung der lokalen T2-Abfallsfunktion ermittelt wird, höher als bei dem ersten Echo, an dem der erste T₂-Wert bestimmt wird, so kann der zweite T₂-Wert höher als der erste T₂-Wert sein. Dies kann bei dem o. g. Verfahren an diesem Bildpunkt dann zu einem ungültigen effektiven T₂-Wert führen. Ein weiteres Problem tritt auf, wenn die beiden Signalwerte des ersten und zweiten Echos zu einer Differenz nahe Null führen. Es kommt dann zu einem unendlich hohen T₂-Wert, der numerische Probleme bei der Auswertung verursacht.
Daher ist ein solches Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts, bei dem auf Basis von ersten Rohdaten, die innerhalb einer Messsequenz mit einer Anzahl von Teilsequenzen jeweils nach einer ersten Echozeit akquiriert wurden, und auf Basis von zweiten Rohdaten, die innerhalb einer Messsequenz mit einer Anzahl von Teilsequenzen jeweils nach einer zweiten Echozeit akquiriert wurden, immer sinnvoll, um synthetische Bilddaten mit einer definierten Echozeit zu erzeugen, die außerhalb, vorzugsweise zwischen, der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit liegt. D. h. es können unabhängig davon, ob es sich bei den Rohdaten um die ersten Referenz-Rohdaten und die zweiten Referenz-Rohdaten in dem erfindungsgemäßen Verfahren handelt, immer vorzugsweise zunächst auf Basis der ersten Rohdaten erste Bilddaten und auf Basis der zweiten Rohdaten zweite Bilddaten erzeugt werden und danach werden dann auf Basis der ersten Bilddaten und der zweiten Bilddaten die synthetischen Bilddaten erzeugt. Insofern kann dieses Magnetresonanzaufnahmen-Erzeugungsverfahren auch als unabhängig vorteilhafte Idee gesehen werden. Einen Vorteil bietet dieses Verfahren also beispielsweise bei nahezu allen Doppelecho-, Spin-Echo- und Gradientenecho-Sequenzen.
Um dieses vorteilhafte Kombinations-Verfahren umzusetzen, wird eine Bilddatenverarbeitungseinheit zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts benötigt, die eine Bilddaten-Schnittstelle zur Übernahme von ersten Bilddaten, die auf Basis von nach einer ersten Echozeit akquirierten ersten Rohdaten rekonstruiert wurden, und zur Übernahme von zumindest zweiten Bilddaten, die auf Basis von nach einer zweiten Echozeit akquirierten zweiten Rohdaten rekonstruiert wurden, aufweist. Zudem benötigt die Bilddatenverarbeitungseinheit eine Bilddaten-Kombinationseinheit, um durch eine geometrische Mittelung der ersten Bilddaten und zumindest der zweiten Bilddaten synthetische Bilddaten mit einer definierten Echozeit zu erzeugen, die außerhalb, vorzugsweise zwischen, der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit liegt. Die Bilddatenverarbeitungseinheit kann zudem auch eine Schnittstelle zur Ausgabe der synthetischen Bilddaten aufweisen.
Die Bilddatenverarbeitungseinheit kann dabei auch Teil einer Magnetresonanzanlage sein, beispielsweise in eine Steuereinrichtung der Magnetresonanzanlage integriert sein. Insofern ist auch hier eine Realisierung in Form von geeigneter Software möglich, und zur leichteren Nachrüstung von existierenden Steuereinrichtungen vorteilhaft. In diesem Fall können auch die Schnittstellen softwaremäßig ausgebildet sein, um bereits in anderen Softwaremodulen vorhandene Bilddaten zu übernehmen bzw. an diese auszugeben. Bei den Schnittstellen zur Übernahme der ersten und zweiten Bilddaten kann es sich auch um zwei separate Teil-Schnittstellen handeln, die jeweils die ersten oder zweiten Bilddaten übernehmen. Ebenso kann aber auch die Ausgabeschnittstelle mit den Schnittstellen zur Übernahme der Bilddaten kombiniert sein. Insbesondere kann die Bilddatenverarbeitungseinheit auch direkt in eine Rekonstruktionseinheit integriert sein, die zur Rekonstruktion der Bilddaten aus den Rohdaten dient. Alternativ ist es möglich, dass die Bilddatenverarbeitungseinheit als separate Einrichtung und/oder auf einer hierfür ausgebildeten Work-Station realisiert ist, die beispielsweise über ein Netzwerk oder dergleichen Bilddaten übernehmen und wieder ausgeben kann.
Es ist an dieser Stelle hervorzuheben, dass dieses Verfahren nicht auf die Kombination von zwei Bilddatensätzen aus zwei verschiedenen Echozeiten beschränkt ist, sondern dass auch Bilddaten aus mehreren Echos in ähnlicher Weise kombiniert werden können. Insbesondere ist es möglich, die nachfolgend detailliert beschriebenen bevorzugten Bilddatenkombinationsmethoden in analoger Weise auf mehr als zwei Bilddatensätze zu erweitern.
Ganz besonders bevorzugt erfolgt die Erstellung der synthetischen Bilddaten durch eine unter Verwendung eines vorgegebenen Gewichtungsfaktors gewichtete geometrische Mittlung der ersten Bilddaten und der zweiten Bilddaten. Durch diesen Gewichtungsfaktor lässt sich die „virtuelle” Echozeit der synthetischen Bilddaten beliebig zwischen der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit einstellen. Eine Erzeugung von synthetischen Bilddaten mit einer virtuellen Echozeit unterhalb der ersten Echozeit und oberhalb der zweiten Echozeit ist in analoger Weise durch eine Interpolation möglich. Für die weiteren Erklärungen wird aber beispielhaft immer von einer virtuellen Echozeit zwischen der ersten und zweiten Echozeit ausgegangen
Diese Vorgehensweise einer gewichteten geometrischen Mittlung der Bilddaten lässt sich theoretisch wie folgt erklären. Hierzu kann angenommen werden, dass das Signal in jedem Voxel durch ein einzelnes exponentielles Modell repräsentiert werden kann, so dass die während der beiden Echos gemessenen Signale S₁ und S₂ jeweils durch die folgenden Gleichungen ausgedrückt werden können:
Dabei sind TE₁ und TE₂ die Echozeiten für das erste und zweite Echo und T₂ ist die transversale Relaxationszeit.
Das Signal S_s in einem Bildpunkt (Pixel bzw. Voxel) eines synthetischen Bildes mit einer spezifischen vorgegebenen Echozeit TE_s kann dann durch ein gewichtetes geometrisches Mittel dieser beiden Signale S₁ und S₂ wie folgt erzeugt werden:
Der Wert des in dieser einfachen Gleichung genutzten Gewichtungsfaktors w hängt von der gewünschten Echozeit TE_s für das erzeugte synthetische Bild ab. Das Verhältnis zwischen diesen Parametern kann gewonnen werden, indem Gleichung (2) in folgende Form umgeschrieben wird:
Diese Gleichung lässt sich wie folgt vereinfachen:
Gleichung (4) ist genau dann erfüllt, wenn folgende Bedingung gilt:
Bei bekannter erster Echozeit TE₁ und bekannter zweiter Echozeit TE₂ kann also mit Hilfe von Gleichung (5) für eine beliebige zwischen der ersten Echozeit TE₁ und der zweiten Echozeit TE₂ liegende effektive Echozeit TE_s ein passender Gewichtungsfaktor w berechnet werden. Dieser kann dann genutzt werden, um eine Kombination der Signale S₁, S₂ für die einzelnen Bildpunkte der aus den Rohdaten des ersten und zweiten Echos rekonstruierten Bilddaten gemäß Gleichung 2 durchzuführen und so das synthetische Bild mit der gewünschten Echozeit zu erhalten.
Gleichung (5) zeigt im Übrigen auch, dass – wenn ein Gewichtungsfaktor w = 1 gewählt wird – erwartungsgemäß das Ergebnis der damit ungewichteten geometrischen Mittelung der Daten der beiden Echozeiten zu einem synthetischen Bild mit einer effektiven Echozeit entsprechend dem arithmetischen Mittel der beiden Echozeiten TE₁ und TE₂ führt.
Die vorgeschlagene Erzeugung der synthetischen Bilddaten auf Basis einer bildpunktweisen (d. h. voxel- oder pixelweisen) gewichteten Mittelung der auf Basis der während des ersten Echos und während des zweiten Echos erzeugten Rohdaten jeweils rekonstruierten Bilddaten ist eine besonders effektive und schnelle Methode.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung;
2 ein Flussdiagramm mit den hauptsächlichen Schritten zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung;
3 ein Pulsdiagramm einer Diffusionsgradienten-Teilsequenz nach dem Stand der Technik;
4 ein Pulsdiagramm einer Referenz-Teilsequenz für eine Ausführungsvariante eines erfindungsgemäßen Verfahrens;
5 ein Beispiel für ein unter Verwendung von Diffusionsgradienten-Teilsequenzen gemäß 3 erzeugbares diffusionsgewichtetes Bild einer Schicht durch einen menschlichen Kopf;
6 Beispiele für unter Verwendung von Referenz-Teilsequenzen gemäß 4 zu unterschiedlichen Echozeiten messbare Referenz-Bilder einer Schicht durch einen menschlichen Kopf entsprechend dem diffusionsgewichteten Bild aus 5;
7 drei Beispiele für zu unterschiedlichen effektiven Echozeiten aus den Referenz-Bildern gemäß 6 erzeugte synthetische T₂-gewichteten Bilder;
8 ein Pulsdiagramm einer Referenz-Teilsequenz für eine weitere Ausführungsvariante eines erfindungsgemäßen Verfahrens;
9 Beispiele für unter Verwendung von Referenz-Teilsequenzen gemäß 8 zu unterschiedlichen Echozeiten messbare Referenz-Bilder einer Schicht durch einen menschlichen Kopf;
10 drei Beispiele für zu unterschiedlichen effektiven Echozeiten aus den Referenz-Bildern gemäß 9 erzeugte synthetische T₂*-gewichteten Bilder.
In 1 ist grob schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage 1 (im Folgenden kurz „MR-Anlage” genannt) dargestellt. Sie umfasst zum einen den eigentlichen Magnetresonanzscanner 2 mit einem Untersuchungsraum 3 bzw. Patiententunnel, in den auf einer Liege 8 ein Untersuchungsobjekt O, bzw. hier ein Patient oder Proband, in dessen Körper sich das Untersuchungsobjekt, beispielsweise ein bestimmtes Organ, befindet, eingefahren werden kann.
Der Magnetresonanzscanner 2 ist in üblicher Weise mit einem Grundfeldmagnetsystem 4, einem Gradientensystem 6 sowie einem HF-Sendeantennensystem 5 und einem HF-Empfangsantennensystem 7 ausgestattet. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel handelt es sich bei dem HF-Sendeantennensystemen 5 um eine im Magnetresonanzscanner 2 fest eingebaute Ganzkörperspule, wogegen das HF-Empfangsantennensystem 7 aus am Patienten bzw. Probanden anzuordnenden Lokalspulen besteht (in 1 nur durch eine einzelne Lokalspule symbolisiert). Grundsätzlich kann aber auch die Ganzkörperspule als HF-Empfangsantennensystem genutzt werden und die Lokalspulen als HF-Sendeantennensystem, sofern diese Spulen jeweils in unterschiedliche Betriebsweisen umschaltbar sind.
Die MR-Anlage 1 weist weiterhin eine zentrale Steuereinrichtung 13 auf, die zur Steuerung der MR-Anlage 1 verwendet wird. Diese zentrale Steuereinrichtung 13 umfasst eine Sequenzsteuereinheit 14 zur Pulssequenzsteuerung. Mit dieser wird die Abfolge von Hochfrequenz-Pulsen (HF-Pulsen) und von Gradientenpulsen in Abhängigkeit von einer gewählten Bildgebungssequenz gesteuert. Eine solche Bildgebungssequenz kann beispielsweise innerhalb eines Mess- oder Steuerprotokolls vorgegeben sein. Üblicherweise sind verschiedene Steuerprotokolle für unterschiedliche Messungen in einem Speicher 19 hinterlegt und können von einem Bediener ausgewählt (und bei Bedarf gegebenenfalls geändert) und dann zur Durchführung der Messung genutzt werden.
Zur Ausgabe der einzelnen HF-Pulse weist die zentrale Steuereinrichtung 13 eine Hochfrequenzsendeeinrichtung 15 auf, die die HF-Pulse erzeugt, verstärkt und über eine geeignete Schnittstelle (nicht im Detail dargestellt) in das HF-Sendeantennensystem 5 einspeist. Zur Steuerung der Gradientenspulen des Gradientensystems 6 weist die Steuereinrichtung 13 eine Gradientensystemschnittstelle 16 auf. Die Sequenzsteuereinheit 14 kommuniziert in geeigneter Weise, z. B. durch Aussendung von Sequenzsteuerdaten SD, mit der Hochfrequenzsendeeinrichtung 15 und der Gradientensystemschnittstelle 16 zur Aussendung der Pulssequenzen. Die Steuereinrichtung 13 weist außerdem eine (ebenfalls mit der in geeigneter Weise mit der Sequenzsteuereinheit 14 kommunizierende) Hochfrequenzempfangseinrichtung 17 auf, um koordiniert vom HF-Sendeantennensystem 7 empfangener Magnetresonanz-Signale,
d. h. Rohdaten, zu akquirieren. Eine Rekonstruktionseinheit 18 übernimmt die akquirierten Rohdaten und rekonstruiert daraus die MR-Bilddaten. Diese Bilddaten können dann beispielsweise in einem Speicher 19 hinterlegt werden und/oder in einer Bilddatenverarbeitungseinheit 20 weiterverarbeitet werden, um beispielsweise aus unterschiedlichen Bilddaten andere Bilddaten und/oder Parameterkarten zu erzeugen, die wiederum ebenfalls im Speicher 19 hinterlegt werden können. Diese Bilddatenverarbeitungseinheit 20 weist hier insbesondere eine Bilddaten-Schnittstelle 11 zur Übernahme von ersten Bilddaten, die von der Rekonstruktionseinheit 18 auf Basis von nach einer ersten Echozeit akquirierten ersten Rohdaten rekonstruiert wurden, und zur Übernahme von zweiten Bilddaten auf, die auf Basis von nach einer zweiten Echozeit akquirierten zweiten Rohdaten rekonstruiert wurden. In einer Bilddaten-Kombinationseinheit 12 werden dann – wie später noch einmal an Hand von 2 erläutert wird – auf Basis der ersten Bilddaten und der zweiten Bilddaten synthetische Bilddaten mit einer definierten effektiven Echozeit erzeugt, die zwischen der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit liegt. Über die Bilddaten-Schnittstelle 11 können diese synthetischen Bilddaten wieder ausgegeben, beispielsweise im Speicher 19 hinterlegt werden. Alternativ kann die Bilddatenverarbeitungseinheit 20, insbesondere die Bilddaten-Kombinationseinheit 12, hier auch in die Rekonstruktionseinheit 18 integriert sein oder extern über ein Netzwerk oder dergleichen an die zentrale Steuereinrichtung 13 angebunden sein.
Eine Bedienung der zentralen Steuereinrichtung 13 kann über ein Terminal mit einer Eingabeeinheit 10 und einer Anzeigeeinheit 9 erfolgen, über das somit auch die gesamte MR-Anlage 1 durch eine Bedienperson bedient werden kann. Auf der Anzeigeeinheit 9 können auch MR-Bilder angezeigt werden, und mittels der Eingabeeinheit 10 ggf. in Kombination mit der Anzeigeeinheit 9 können Messungen geplant und gestartet, und insbesondere geeignete Steuerprotokolle mit geeigneten Messsequenzen wie oben erläutert ausgewählt und gegebenenfalls modifiziert, werden.
Die erfindungsgemäße MR-Anlage 1 und insbesondere die Steuereinrichtung 13 können darüber hinaus noch eine Vielzahl von weiteren, hier nicht im einzelnen dargestellten, aber üblicherweise an solchen Geräten vorhandenen Komponenten aufweisen, wie beispielsweise eine Netzwerkschnittstelle, um die gesamte Anlage mit einem Netzwerk zu verbinden und Rohdaten und/oder Bilddaten bzw. Parameterkarten aber auch weitere Daten, wie beispielsweise patientenrelevante Daten oder Steuerprotokolle, austauschen zu können.
Wie durch ein Einstrahlen von HF-Pulsen und die Erzeugung von Gradientenfeldern geeignete Rohdaten akquiriert und daraus MR-Bilder rekonstruiert werden können, ist dem Fachmann grundsätzlich bekannt und wird hier nicht näher erläutert. Ebenso sind verschiedenste Messsequenzen, wie z. B. EPI-Messsequenzen oder Messsequenzen zur Erzeugung von diffusionsgewichteten Bildern, dem Fachmann vom Grundsatz her bekannt.
2 zeigt ein Flussdiagramm für einen möglichen Messablauf, bei dem das erfindungsgemäße Verfahren genutzt wird. Bei diesem Verfahren werden zunächst im Rahmen mehrerer Diffusionsgradienten-Messsequenzen DMS₁, DMS₂ jeweils diffusionskodierte Rohdaten mit unterschiedlichen Diffusionsgradienten-Stärken gemessen. Jede dieser Diffusionsgradienten-Messsequenzen DMS₁, DMS₂ besteht dabei aus einer Vielzahl von Messungen für unterschiedliche Schichten und für jede Schicht wird dabei eine Anzahl von Diffusionsgradienten-Teilsequenzen DMS_i durchgeführt, wobei jede Diffusionsgradienten-Teilsequenz DMS_i beispielsweise in einer Form aufgebaut sein kann, wie dies in dem Pulsdiagramm gemäß 3 gezeigt ist.
Dabei zeigt 3 ein Pulsdiagramm für eine standarddiffusionsgewichtete rs-EPI-Sequenz mit einer 2D-Navigatorkorrektur. Das heißt, es werden bei jeder Diffusionsgradienten-Teilsequenz DMS_i Rohdaten aus einem unterschiedlichen Bereich bzw. Segment des k-Raums und zusätzlich Rohdaten aus einem mittleren k-Raum-Bereich ausgelesen, um so ein grob aufgelöstes Gesamtbild für eine spätere Korrektur der Bilddaten zu erhalten.
3 zeigt dabei auf der obersten Hochfrequenzpuls-Achse RF die ausgesendeten Hochfrequenzpulse RF₁, RF₂, RF₃ zur Anregung der Kernspins.
Auf der darunter liegenden Diffusionsgradientenachse G_D werden die Diffusionskodierungspulse GD₁, GD₂ zur Diffusionskodierung dargestellt. Durch diese Diffusionskodierungspulse GD₁, GD₂ wird dafür gesorgt, dass die Feldstärke des äußeren Magnetfelds in einer vorgegebenen Richtung variiert, so dass die Kernmagnetisierung nicht mehr mit der gleichen Lamor-Frequenz präzediert, sondern aus der Phase gerät.
Auf der dritten Achse sind schließlich die Pulse GS₁, GS₂, GS₃ des Schichtselektions-Gradienten G_S gezeigt, auf der vierten Achse die Gradientenpulse GR₁, GR₂, GR₃ des Auslesegradienten G_R und auf der fünften Achse die Gradientenpulse GP₁, GP₂, GP₃ des Phasenkodierungsgradienten G_P.
Die Pulssequenz beginnt zunächst mit einem ersten frequenzselektiven Hochfrequenzpuls RF₁, welcher gleichzeitig mit einem Schichtselektionsgradientenpuls GS₁ ausgesendet wird, so dass in einer bestimmten definierten Schicht die Kernspins in üblicher Weise um 90° gegenüber dem Grundmagnetfeld, d. h. in die x/y-Ebene, verkippt werden. Anschließend wird ein erster Diffusionskodierungspuls GD₁ ausgesandt. Die Intensität bzw. Amplitude und Dauer dieses Diffusionskodierungspulses GD₁ bestimmt die Stärke der Diffusionsgewichtung.
Anschließend wird ein frequenzselektiver Hochfrequenz-Refokussierungspuls RF₂ parallel zu einem weiteren Schichtselektionsgradientenpuls GS₂ ausgesendet, um eine Refokussierung der Kernspins in der selektierten Schicht zu erreichen. Durch diesen frequenzselektiven Refokussierungspuls RF₂ wird die Orientierung der Kernmagnetisierung um 180° gedreht. Anschließend wird noch einmal ein Diffusionskodierungspuls GD₂ geschaltet, welcher in der gleichen Form wie der erste Diffusionskodierungspuls GD₁ ausgebildet ist. Aufgrund der identischen Frequenzunterschiede bei umgekehrter Drehrichtung kommen die magnetischen Momente der Kernspins nun wieder zum Teil in Phase, was dazu führt, dass nachfolgend ein Spinecho als bildgebendes Echo E_I gemessen werden kann. Durch den Dephasierungs- und Rephasierungsvorgang wird die Diffusionsgewichtung erzeugt.
Hierzu wird ein erster Vorphasen-Auslesegradientenpuls GR₁ geschaltet, welcher von einer Diffusionsgradienten-Teilsequenz zur nächsten hinsichtlich seiner Amplitude geändert wird, so dass während des erste Echos E_I immer unterschiedliche Segmente bzw. Bereiche des k-Raums ausgelesen werden. Gleichzeitig zu diesem Auslesegradientenpuls GR₁ wird ein negativer Phasenkodierungsgradientenpuls GP₁ gesetzt. Anschließend erfolgen während der Erfassung der Rohdaten mehrere sehr kurze Phasenkodierungsgradientenpulse, um während der gesamten Laufzeit des ersten Echos E_I die Bilddaten in dem gewünschten k-Raum-Segment phasenkodiert zu erfassen. Die Aussendung des Auslesegradientenpulses GR₁ und des Phasenkodierungsgradientenpulses GP₁ erfolgt exakt zu einer vorgegebenen ersten Echozeit TE₁ im Bezug zur Aussendung des ersten Anregungspulses RF₁.
Am Ende des ersten Echos E_I wird ein Nachphasen-Gradientenpuls GR₂ geschaltet, welcher ebenfalls von Diffusionsgradienten-Teilsequenz DMS_i zu Diffusionsgradienten-Teilsequenz DMS_i+1 bezüglich seiner Amplitude geändert wird. Durch diesen Nachphasen-Auslesegradientenpuls GR₂ wird die Magnetisierung in x-Richtung re-phasiert. Insgesamt wird durch diese Pulsfolge bei jeder Diffusionsgradienten-Teilsequenz ein unterschiedliches k-Raum-Segment ausgelesen, so dass später der k-Raum durch einen zusammenhängenden Satz von Rohdatenpunkten für alle k_y (d. h. phasenkodierten) Messpunkte mit ein Subset von jeweils k_x Messpunkten führt.
Nachdem das erste Echo E_I beendet ist, wird ein zweiter 180°-frequenzselektiver Refokussierungspuls RF₃ ausgesendet, welcher aufgrund gleichzeitiger Aussendung eines weiteren Schichtselektionsgradientenpulses GS₃ ebenfalls nur in der gewünschten Schicht wirkt. Danach wird dann wieder ein Vorphasen-Auslesegradientenpuls GR₃ ausgesendet, gleichzeitig mit einem weiteren Phasenkodierungsgradientenpuls GP₃. Im Unterschied zum ersten VorphasenAuslesegradientenpuls GR₁ ist dieser weitere Vorphasengradientenpuls GR₃ für alle Diffusionsgradienten-Teilsequenzen DMS_i immer gleich (d. h. mit identischer Amplitude), so dass hierdurch ein fester k_x-Offset gegeben ist und in dem nachfolgenden zweiten Spinecho E_N immer der gleiche Bereich im k-Raum, nämlich der mittlere k-Raum-Bereich, ausgelesen wird. Bei diesem zweiten Echo E_N handelt es sich um das sogenannte 2D-Navigatorecho. Auf Basis der in diesem Navigatorecho EN akquirierten Rohdaten kann in bekannter Weise eine Korrektur von Bewegungsartefakten erfolgen, die auftreten könnten, da die Bilddaten im ersten Echo E_I über einen längeren Zeitraum im Rahmen von mehreren Diffusionsgradienten-Teilsequenzen DMS_i erfasst wurden.
Sowohl bei der ersten Diffusionsgradienten-Messsequenz DMS₁ als auch bei der zweiten Diffusionsgradienten-Messsequenz DMS₂ (siehe 2) werden die in 3 dargestellten Diffusionsgradienten-Teilsequenzen genutzt, wobei jedoch unterschiedlich starke Diffusionskodierungsgradientenpulse GD₁, GD₂ verwendet werden. Wie in 2 dargestellt, wird auf Basis der während des ersten Echos E_I aufgenommenen diffusionskodierten Rohdaten DRD₁, DRD₂ jeweils eine Rekonstruktion R_DG1, R_DG2 durchgeführt, um entsprechende diffusionsgewichtet Bilddaten DID₁, DID₂ zu erzeugen.
5 zeigt als Beispiel ein mit einer solchen Diffusionsgradienten-Messsequenz aufgenommenes diffusionsgewichtetes Bild mit einer Diffusiongewichtung von b = 1000 s/mm². Hierzu wurde ein Magnetresonanzgerät mit einem Grundmagnetfeld von 3 Tesla verwendet. Das Field of View beträgt 220 mm, die Bildmatrix 256×256 Pixel und die Schichtdicke 4 mm.
Wie eingangs erläutert, muss zusätzlich zu diesen diffusionsgewichteten Bildern zumindest eine Referenzmessung durchgeführt werden, bei der die gleiche Schicht ohne Einschalten eines Diffusionsgradienten erfasst wird. Hierzu kann eine Referenz-Messsequenz RMS, RMS' (siehe 2) mit einer Anzahl von Referenz-Teilsequenzen RMS_i, RMS_i' verwendet werden, wobei jede der Referenz-Teilsequenzen RMS_i, RMS_i' im Grunde genommen genauso aufgebaut ist wie die Diffusionsgradienten-Teilsequenzen DMS_i nur mit der Ausnahme, dass hier kein oder allenfalls ein sehr schwacher Diffusionskodierungsgradientenpuls GD₁, GD₂ gesetzt wird.
Erfindungsgemäß wird jedoch nun die Referenz-Messsequenz RMS mit einer etwas abgewandelten Referenz-Teilsequenz RMS_i genutzt, wie sie beispielsweise in 4 dargestellt sind. Wie ein Vergleich der 4 und 3 zeigt, unterscheidet sich die Referenz-Teilsequenz RMS bis einschließlich zur Aussendung des zweiten Refokussierungspulses RF₃ in keiner Weise von der Diffusionsgradienten-Teilsequenz DMS_i gemäß 3. Das heißt, es wird genau zur identischen ersten Echozeit TE₁ ein erstes Echo E₁ in gleicher Weise wie das erste Echo E_I in der Diffusionsgradienten-Teilsequenz gemäß 3 ausgelesen.
Im Gegensatz zu dieser Diffusionsgradienten-Teilsequenz DMS_i gemäß 3 wird jedoch nun zu einer zweiten Echozeit TE₂, welche mit der zweiten Echozeit TE_N in der Diffusionsgradienten-Teilsequenz DMS_i übereinstimmen kann, aber nicht übereinstimmen muss, ein weiterer Vorphasenauslesegradientenpuls GR₃ ausgesendet, welcher nicht wie beim Navigatorecho E_N für alle Referenz-Teilsequenzen RMS_i gleich ist, sondern dieser Vorphasen-Auslesegradientenpuls GR₃ unterscheidet sich von Referenz-Teilsequenz RMS_i zu Referenz-Teilsequenz RMS_i+1 in der Amplitude, und zwar in gleicher Weise wie der erste Vorphasen-Auslesegradientenpuls GR₁, der vor Auslesen des ersten Echos E₁ geschaltet wird. Auf diese Weise wird dafür gesorgt, dass während des zweiten Echos E₂ nach der zweiten Echozeit TE₂ exakt noch einmal auf die gleiche Weise Rohdaten (nur zu einem späteren Zeitpunkt) erfasst werden, wie im ersten Echo E₁. Mit anderen Worten, es wird bei dieser Referenz-Messsequenz RMS zu unterschiedlichen Echozeiten TE₁, TE₂ zweimal das gleiche Bild der gleichen räumlichen Auflösung aufgenommen.
Die im Rahmen einer solchen Referenz-Messsequenz RMS_i mit mehreren solcher Referenz-Teilsequenzen RMS_i akquirierten Referenz-Rohdaten RRD₁, RRD₂ aus dem ersten Echo E₁ und dem zweiten Echo E₂ werden dann einer Rekonstruktion R_R1 und R_R2 zugeführt, um daraus entsprechende Referenzbilddaten RID₁, RID₂ zu erzeugen (siehe 2).
6 zeigt zwei Beispielbilder, wie sie mit Hilfe mehrerer solcher Referenz-Teilsequenzen RMS_i, wie sie in 4 dargestellt sind, erfasst werden können. Die in 6 dargestellten Bilder zeigen dabei jeweils die gleiche Schicht wie das Bild in 5. Auf der linken Seite ist das Bild dargestellt, dessen Rohdaten während des ersten Echos E₁ nach einer Echozeit TE₁ = 67 ms erfasst wurden, und die rechte Seite zeigt ein Bild, dessen Rohdaten während des zweiten Echos E₂ nach der zweiten Echozeit TE₂ = 118 ms akquiriert wurden.
Wie 2 weiter zeigt, können dann die diffusionsgewichteten Bilddaten DID₁, DID₂ im Rahmen einer Parameterkartenkombination MCO genutzt werden, um geeignete Parameterkarten M mit besonderer diagnostischer Aussage zu schaffen. Dabei werden außerdem die Bilddaten RID₁, die auf Basis der während des ersten Echos akquirierten Referenz-Rohdaten RRD₁ rekonstruiert wurden, für eine Auswertung verwendet.
Gleichzeitig werden aber diese ersten Referenzbilddaten RID₁ sowie die zweiten Referenzbilddaten RID₂ verwendet, um durch eine bildpunktweise gewichtete Bildkombination WCO, wie dies oben anhand von Gleichung (3) erläutert wurde, ein synthetisches Bild zu einer effektiven Echozeit TE_S zwischen der ersten und der zweiten Echozeit zu erzeugen. Die effektive Echozeit TE_S hängt hierbei von einem vom Bediener beispielsweise frei auswählbaren Gewichtungsfaktor w ab.
Bei einer Referenz-Messsequenz RMS mit Referenz-Teilsequenzen RMS_i, wie sie in 4 dargestellt sind, handelt es sich bei beiden Bildern, die aus den Rohdaten während des ersten Echos E₁ und des zweiten Echos E₂ ermittelt werden, um Spinecho-Daten, d. h. es werden hieraus T₂-gewichtete Bilder rekonstruiert. Drei Beispiele für solche Bilder sind in 7 gezeigt, wobei das ganz linke Bild ein synthetisches T₂-gewichtetes Bild mit einer effektiven Echozeit TE_S = 75 ms zeigt, das mittlere Bild ein T₂-gewichtetes Bild mit einer effektiven Echozeit TE_S = 90 ms und das rechte Bild ein T₂-gewichtetes Bild Bildes IT₂ mit einer Echozeit von TE_S = 105 ms zeigt. Diese T₂-gewichteten Bilder unterscheiden sich nicht von T₂-gewichteten Bildern (unter der Annahme eines einfach exponentiellen T₂-Abfalls), die tatsächlich auf Basis von Rohdaten rekonstruiert wurden, die im Rahmen von rs-EPI-Sequenzen mit einer Echozeit entsprechend der angegebenen effektiven Echozeit TE_S real akquiriert wurden.
Anstelle des Gewichtungsfaktors w kann der Bediener vorzugsweise auch direkt die gewünschte effektive Echozeit TE_S vorgeben, die dann automatisch gemäß Gleichung (5) bei bekannter erster Echozeit TE₁ und bekannter zweiter Echozeit TE₂ in einen Gewichtungsfaktor w umgerechnet werden kann.
Die Erfindung erlaubt es also, dem Bediener das gewünschte synthetische T₂-gewichtete Bild IT₂ sofort zur Verfügung zu stellen, ohne dass eine weitere separate Messung zur Erstellung von T₂-gewichteten Bildern notwendig ist.
Anstelle von T₂-gewichteten Bildern können auf die erfindungsgemäße Weise auch T₂*-gewichtete Bilder erzeugt werden. Diese unterscheiden sich von T₂-gewichteten Bildern nur dadurch, dass es sich nicht um Spinechodaten, sondern um Gradientenechodaten handelt.
Hierzu muss lediglich die Referenz-Messsequenz RMS' aus etwas geänderten Referenz-Teilsequenzen RMS_i' aufgebaut werden, wie sie in 8 dargestellt sind. Wie der Vergleich mit dem Pulsdiagramm in 4 zeigt, unterscheiden sich die Referenz-Teilsequenzen RMS_i für eine T₂-Gewichtung von den Referenz-Teilsequenzen RMS_i' für eine T₂*-Gewichtung lediglich dadurch, dass bei den Referenz-Teilsequenzen RMS_i' nun der zweite Refokussierungspuls RF₃ und auch entsprechend der Schichtselektionsgradientenpuls GS₃ weggelassen wird. Dementsprechend können dann hier auch der Nachphasen-Auslesegradientenpuls GR₂ sowie der zweite Vorphasen-Auslesegradientenpuls GR₃ weggelassen werden und der zweite und dritte Phasenkodierungsgradientenpuls GP₂, GP₃ werden durch einen einzelnen zweiten Phasenkodierungsgradientenpuls GP₂' ersetzt, um so das zweite Echo E₂' zu erzeugen. Im Gegensatz zur ersten Echozeit TE₁, welche wieder identisch zur ersten Echozeit TE₁ bei den Diffusionsgradienten-Teilsequenzen sein muss, ist dies für die zweite Echozeit TE₂' nicht unbedingt zwingend nötig, da das zweite Echo E₂' ja nicht für eine Kombination mit den diffusionskodierten Daten aus den Diffusionsgradienten-Messsequenzen genutzt wird, sondern nur die Rohdaten bzw. Bilddaten aus dem ersten Echo E₁.
Die Verarbeitung der aus dieser Referenz-Messsequenz RMS' gewonnenen Rohdaten zu entsprechenden Referenzbilddaten und die Kombination der Referenzbilddaten RED₁, RED₂ zu einem T₂*-gewichteten Bild IT₂* erfolgt analog, wie bei der Erstellung eines T₂-gewichteten Bildes IT₂, wie dies in 2 dargestellt ist. Auch kann wieder die Gleichung (5) hierzu verwendet werden. Bis zur ersten Echozeit TE₁ liegt zwar bei dieser Sequenz auch eine T₂-Gewichtung vor aber zwischen der ersten Echozeit TE₁ und der zweiten Echozeit TE₂' – und somit auch zwischen der ersten Echozeit TE₁ und der effektiven Echozeit TE_S – kann eine T₂*-Gewichtung angenommen werden. Daher kommt man mit einer Vorgehensweise analog zu den Gleichungen (1) bis (4) wieder zur derselben Gleichung (5).
Als Beispiel zeigt 9 zwei Bilder, die auf Basis von Rohdaten erstellt wurden, die mittels Referenz-Teilsequenzen RMS_i' akquiriert wurden, wie sie anhand des Pulsdiagramms gemäß 8 erläutert wurden. Dabei zeigt das linke Bild ein aus Rohdaten erzeugtes Bild, die während des ersten Echos E₁' nach einer ersten Echozeit TE₁ = 61 ms gemessen wurden, und das rechte Bild basiert auf Rohdaten, die nach der zweiten Echozeit TE₂ = 110 ms akquiriert wurden. Im Unterschied zu den Bildern, wie sie in 6 dargestellt sind, wurden diese Aufnahmen nicht nur mit einer normalen Doppelecho-rs-EPI-Sequenz gemäß 8 erzeugt, sondern bei einem Grundmagnetfeld von nur 1,5 Tesla, einer Bildmatrixgröße von 214×214 Pixeln sowie einer Schichtdicke von 5 mm. Das Field of View betrug wieder 220 mm.
10 zeigt aus diesen beiden Bildern gemäß der im Zusammenhang mit Gleichung (3) beschriebenen Methode erzeugte synthetische T₂*-gewichtete Bilder für unterschiedliche effektive Echozeiten TE_S, nämlich das ganz linke Bild für eine effektive Echozeit TE_S = 70 ms, das mittlere Bild für eine effektive Echozeit von TE_S = 85 ms und das rechte Bild für eine effektive Echozeit von TE_S = 100 ms (Diese Echozeiten enthalten wieder eine T₂-Gewichtung bis zur ersten Echozeit und danach eine T₂*-Gewichtung). Die Bilder zeigen, dass auch eine Erstellung von T₂*-gewichteten Bildern mit dem erfindungsgemäßen Verfahren auf einfache Weise möglich ist, was insbesondere bei einer Nutzung von diffusionsgewichteten Messungen für akute Schlaganfallpatienten von Interesse sein könnte, da mit solchen T₂*-gewichteten Bildern Einblutungen im Gehirn schneller erkannt werden können als mit anderen Bildern.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor detailliert beschriebenen Verfahren und Aufbauten lediglich um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann. Insbesondere ist wie bereits erwähnt das Verfahren zur Kombination der Daten aus den verschiedenen Echos zu Bilddaten mit einer bestimmten effektiven Echozeit nicht auf die Anwendung in Verfahren beschränkt, bei denen Referenzdaten für diffusiongewichtete Messungen genutzt werden. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit” nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.

Claims

Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen (M, IT₂, IT₂*) eines Untersuchungsobjekts (O), mit zumindest folgenden Schritten: – Akquisition von diffusionskodierten Rohdaten (DRD₁, DRD₂) mittels einer Diffusionsgradienten-Messsequenz (DMS₁, DMS₂) mit einer Anzahl von Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMS_i), wobei jede Diffusionsgradienten-Teilsequenz (DMS_i) zumindest folgende Schritte umfasst: – Aussendung zumindest eines Diffusionskodierungs-Gradientenpulses (GD₁, GD₂), – Akquisition von Rohdaten eines k-Raum-Bereichs während eines ersten Echos (E_I) nach einer definierten ersten Echozeit (TE₁), wobei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMS_i) Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest einen vorgegebenen k-Raum abdecken, – Akquisition von Rohdaten eines festgelegten Navigator-k-Raum-Bereichs während eines zweiten Echos (E_N) nach einer definierten zweiten Echozeit (TE₂), wobei der Navigator-k-Raum-Bereich für verschiedene Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMS_i) identisch ist, – Akquisition von Referenz-Rohdaten (RID₁, RID₂) mittels einer Referenz-Messsequenz (RMS, RMS') mit einer Anzahl von Referenz-Teilsequenzen (RMS_i, RMS_i'), wobei jede Referenz-Teilsequenz (RMS_i, RMS_i') zumindest folgende Schritte umfasst: – Akquisition von ersten Referenz-Rohdaten (RRD₁) eines k-Raum-Bereichs während eines ersten Echos (E₁, E₁') nach der definierten ersten Echozeit (TE₁), wobei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Referenz-Teilsequenzen (RMS_i, RMS_i') Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest den vorgegebenen k-Raum abdecken, – Akquisition von zweiten Referenz-Rohdaten (RRD₂) eines k-Raum-Bereichs während eines zweiten Echos (E₂, E₂') zu einer zweiten Echozeit (TE₂, TE₂'), wobei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Referenz-Teilsequenzen (RMS_i, RMS_i') Rohdaten akquiriert werden, ebenfalls in Summe zumindest den vorgegebenen k-Raum abdecken.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Referenz-Messsequenz (RMS_i, RMS_i') so ausgebildet ist, dass auf Basis der ersten Referenz-Rohdaten (RRD₁) und der zweiten Referenz-Rohdaten (RRD₂) jeweils Bilddaten (RID₁, RID₂) mit einer identischen räumlichen Auflösung rekonstruierbar sind.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass innerhalb der Referenz-Teilsequenz (RMS_i) jeweils nach dem ersten Echo (E₁) und vor dem zweiten Echo (E₂) ein Refokussierungspuls (RF₃) ausgesendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass – mehrere Diffusionsgradienten-Messsequenzen (DMS₁, DMS₂) zur Akquisition von unterschiedlichen diffusionskodierten Rohdaten (DRD₁, DRD₂) mit unterschiedlichen Diffusionsgradientenstärken durchgeführt werden – auf Basis der unterschiedlichen diffusionskodierten Rohdaten (DRD₁, DRD₂) unterschiedlich stark diffusionsgewichtete Bilddaten (DID₁, DID₂) des Untersuchungsobjekts (O) erzeugt werden – und dass durch eine Kombination der unterschiedlich stark diffusionsgewichteten Bilddaten (DID₁, DID₂) Parameterkarten (M) erzeugt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass auf Basis der ersten Referenz-Rohdaten (RID) und der zweiten Referenz-Rohdaten (RID₂) synthetische Bilddaten (IT₂, IT₂*) mit einer definierten Echozeit (TE_S) erzeugt werden, die außerhalb der ersten Echozeit (TE₁) und der zweiten Echozeit (TE₂), besonders bevorzugt zwischen der ersten Echozeit (TE₁) und der zweiten Echozeit (TE₂), liegt.
Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen (IT₂, IT₂*) eines Untersuchungsobjekts (O), bei dem auf Basis von ersten Rohdaten (RRD₁), welche nach einer ersten Echozeit (TE₁) akquiriert wurden, und zumindest auf Basis von zweiten Rohdaten (RRD₂), welche nach einer zweiten Echozeit (TE₂) akquiriert wurden, insbesondere auf Basis der ersten Referenz-Rohdaten (RRD₁) und der zweiten Referenz-Rohdaten (RRD₂) in einem Verfahren nach Anspruch 5, synthetische Bilddaten mit einer definierten Echozeit (TE_S) erzeugt werden, die außerhalb der ersten Echozeit (TE₁) und der zweiten Echozeit (TE₂), besonders bevorzugt zwischen der ersten Echozeit (TE₁) und der zweiten Echozeit (TE₂), liegt, dadurch gekennzeichnet, dass – auf Basis der ersten Rohdaten (RRD₁) erste Bilddaten (RID₁) erzeugt werden, – auf Basis der zweiten Rohdaten (RRD₂) zweite Bilddaten (RID₂) erzeugt werden, – und die synthetischen Bilddaten (IT₂, IT₂*) durch eine geometrische Mittelung der ersten Bilddaten (RID₁) und der zweiten Bilddaten (RID₂) erzeugt werden.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die synthetischen Bilddaten (IT₂, IT₂*) durch eine unter Verwendung eines vorgegebenen Gewichtungsfaktors (w) gewichtete geometrische Mittelung der ersten Bilddaten (RID₁) und der zweiten Bilddaten (RID₂) erzeugt werden.
Steuereinrichtung (13) für eine Magnetresonanzanlage (1) mit – einer Hochfrequenzsendeinrichtung (15) zur Versendung von Hochfrequenzpulsen an ein HF-Sendeantennensystem (5) der Magnetresonanzanlage (1), – einer Gradientensystemschnittstelle (16) zur Ansteuerung eines Gradientensystems (6) der Magnetresonanzanlage (1), – einer Hochfrequenzempfangseinrichtung (17) zum Empfang von Rohdaten über ein HF-Empfangsantennensystem (7) der Magnetresonanzanlage (1), – und eine Sequenzsteuereinheit (14), welche zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen eines Untersuchungsobjekts (O) im Betrieb Sequenzsteuerdaten (SD) an die Hochfrequenzsendeinrichtung (15), die Gradientensystemschnittstelle (16) und die Hochfrequenzempfangseinrichtung (17) übersendet, so dass zumindest – diffusionskodierten Rohdaten (DRD₁, DRD₂) mittels einer Diffusionsgradienten-Messsequenz (DMS₁, DMS₂) mit einer Anzahl von Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMS_i) akquiriert werden, wobei jede Diffusionsgradienten-Teilsequenz (DMS_i) zumindest folgende Schritte umfasst: – Aussendung zumindest eines Diffusionskodierungs-Gradientenpulses (GD₁, GD₂), – Akquisition von Rohdaten eines k-Raum-Bereichs während eines ersten Echos (E_I) nach einer definierten ersten Echozeit (TE₁), wobei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMS_i) Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest einen vorgegebenen k-Raum abdecken, – Akquisition von Rohdaten eines festgelegten Navigator-k-Raum-Bereichs während eines zweiten Echos (E_N) nach einer definierten zweiten Echozeit (TE₂), wobei der Navigator-k-Raum-Bereich für verschiedene Diffusionsgradienten-Teilsequenzen (DMS_i) identisch ist, – Referenz-Rohdaten (RRD₁, RRD₂) mittels einer Referenz-Messsequenz (RMS, RMS') mit einer Anzahl von Referenz-Teilsequenzen (RMS_i, RMS_i') akquiriert werden, wobei jede Referenz-Teilsequenz (RMS_i, RMS_i') zumindest folgende Schritte umfasst: – Akquisition von ersten Referenz-Rohdaten (RRD₁) eines k-Raum-Bereichs während eines ersten Echos (E₁, E₁') nach der definierten ersten Echozeit (TE₁), wobei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Referenz-Teilsequenzen (RMS_i, RMS_i') Rohdaten akquiriert werden, in Summe zumindest den vorgegebenen k-Raum abdecken, – Akquisition von zweiten Referenz-Rohdaten (RRD₂) eines festgelegten k-Raum-Bereichs während eines zweiten Echos (E₂, E₂') nach einer zweiten Echozeit (TE₂, TE₂'), wobei die k-Raum-Bereiche, aus denen während verschiedener Referenz-Teilsequenzen (RMS_i, RMS_i') Rohdaten akquiriert werden, ebenfalls in Summe zumindest den vorgegebenen k-Raum abdecken.
Magnetresonanzanlage (1) mit einem Grundfeldmagnetsystem (4), einem HF-Sendeantennensystem (5), einem Gradientensystem (6), einem HF-Empfangsantennensystem (7) und mit einer Steuereinrichtung (13) nach Anspruch 8.
Bilddatenverarbeitungseinheit (20), insbesondere für eine Magnetresonanzanlage (1) nach Anspruch 8 oder 9, zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen (IT₂, IT₂*) eines Untersuchungsobjekts (O), mit folgenden Merkmalen: – einer Bilddaten-Schnittstelle (11) zur Übernahme von ersten Bilddaten (RID₁), die auf Basis von nach einer ersten Echozeit (TE₁) akquirierten ersten Rohdaten (RRD₁) rekonstruiert wurden, und zur Übernahme von zumindest zweiten Bilddaten (RID₂), die auf Basis von nach einer zweiten Echozeit (TE₂) akquirierten zweiten Rohdaten (RRD₂) rekonstruiert wurden, – und einer Bilddaten-Kombinationseinheit (12), um durch eine geometrische Mittelung der ersten Bilddaten (RID₁) und der zweiten Bilddaten (RID₂) synthetische Bilddaten (IT₂, IT₂*) mit einer definierten Echozeit (TE_S) zu erzeugen, die außerhalb der ersten Echozeit (TE₁) und der zweiten Echozeit (TE₂), besonders bevorzugt zwischen der ersten Echozeit (TE₁) und der zweiten Echozeit (TE₂) liegt.
Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (13) und/oder einer Bilddatenverarbeitungseinheit (20) für eine Magnetresonanzanlage (1) ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 7 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (13) und/oder der Bilddatenverarbeitungseinheit (20) ausgeführt wird.