DE102012204434B3

DE102012204434B3 - Mehrschicht-MRI-Anregung mit simultaner Refokussierung aller angeregten Schichten

Info

Publication number: DE102012204434B3
Application number: DE201210204434
Authority: DE
Inventors: Alto Stemmer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2012-03-20
Filing date: 2012-03-20
Publication date: 2013-07-11
Anticipated expiration: 2032-03-21
Also published as: KR20130106797A; US20130249548A1; CN103323800B; CN103323800A; US9476955B2; KR101625557B1

Abstract

Es werden ein Verfahren und eine Steuereinrichtung (13) zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiesystems (1) zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten angegeben. Dabei wird im Rahmen eines Sequenzmoduls zunächst eine Mehrzahl von Schichten in einem Untersuchungsobjekt in einem ersten zeitlichen Abstand (Tα) mittels je eines HF-Schichtanregungspulses (α1, α2, α3) einer Folge von räumlich selektiven HF-Schichtanregungspulsen (α1, α2, α3) angeregt. Dann werden ein HF-Refokussierungspuls (β1) in einem zweiten zeitlichen Abstand (Tβ/2) nach dem ersten Anregungspuls (α1) oder nach dem letzten Anregungspuls (α2, α3) der Folge von HE-Schichtanregungspulsen (α1, α2, α3) ausgesendet und nachfolgend zumindest ein weiterer HF-Refokussierungspuls (β2, β3) jeweils in einem dritten zeitlichen Abstand (Tβ) nach einem vorangegangenen HF-Refokussierungspuls (β1, β2) ausgesendet, wobei der dritte zeitliche Abstand (Tβ) doppelt so lang wie der zweite zeitliche Abstand (Tβ/2) ist. Dabei ist die Breite der HF-Refokussierungspulse (β1, β2, β3), zur Erzeugung einer Mehrzahl von zeitlich getrennten Echosignalen (E1, E1a, E1b, E2, E2a, E2b, E3) pro HF-Refokussierungspuls (β1, β2, β3), derart gewählt, dass sie zur simultanen Refokussierung aller angeregten Schichten zumindest einen Teil eines Anregungsvolumen aller angeregten Schichten umfassen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiesystems (MR-Systems)zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts, wobei innerhalb eines Sequenzmoduls eine Mehrzahl von Schichten im Untersuchungsobjekt mittels je eines HF-Schichtanregungspulses einer Folge von räumlich selektiven HF-Schichtanregungspulsen angeregt wird und dann mehrere HF-Refokussierungspulse ausgesandt werden, wobei die Breite der HF-Refokussierungspulse zur Erzeugung einer Mehrzahl von zeitlich getrennten Echosignalen pro HF-Refokussierungspuls derart gewählt ist, dass sie zur simultanen Refokussierung aller angeregten Schichten zumindest einen Teil eines Anregungsvolumens aller angeregten Schichten umfasst. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts, wobei Rohdaten genutzt werden, die unter Verwendung eines solchen Verfahrens mittels eines Magnetresonanztomographiesystems akquiriert wurden. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine Pulssequenz und eine Steuereinrichtung für ein Magnetresonanztomographiesystem zur Durchführung eines solchen Verfahrens sowie ein Magnetresonanztomographiesystem mit einer derartigen Steuereinrichtung.
In einem Magnetresonanzsystem wird üblicherweise der zu untersuchende Körper mit Hilfe eines Grundfeldmagnetsystems einem relativ hohen Grundfeldmagnetfeld, beispielsweise von 1,5 Tesla, 3 Tesla oder 7 Tesla, ausgesetzt. Nach Anlegen des Grundfeldes richten sich Kerne im Untersuchungsobjekt mit einem nicht verschwindenden nuklearen magnetischen Dipolmoment, häufig auch Spin genannt, entlang des Feldes aus. Dieses kollektive Verhalten des Spin-Systems wird mit der makroskopischen „Magnetisierung” beschrieben. Die makroskopische Magnetisierung ist die Vektorsumme aller mikroskopischen magnetischen Momente im Objekt an einem bestimmten Ort. Zusätzlich zu dem Grundfeld wird mit Hilfe eines Gradientensystems ein Magnetfeldgradient angelegt, durch den die Magnetresonanzfrequenz (Larmor-Frequenz) am jeweiligen Ort bestimmt wird. Über ein Hochfrequenz-Sendesystem werden dann mittels geeigneter Antenneneinrichtungen hochfrequente Anregungssignale (HF-Pulse) ausgesendet, was dazu führen soll, dass die Kernspins bestimmter, durch dieses Hochfrequenzfeld resonant (d. h. bei der am jeweiligen Ort vorliegenden Larmor-Frequenz) angeregter Kerne um einen definierten Flipwinkel gegenüber den Magnetfeldlinien des Grundmagnetfelds verkippt werden. Wirkt ein solcher HF-Puls auf Spins, die schon angeregt sind, so können diese in eine andere Winkelstellung umgekippt oder sogar in einen Ausgangszustand parallel zum Grundmagnetfeld zurückgeklappt werden. Bei der Relaxation der angeregten Kernspins werden Hochfrequenzsignale, so genannte Magnetresonanzsignale, resonant abgestrahlt, die mittels geeigneter Empfangsantennen empfangen und dann weiterverarbeitet werden. Die Akquisition der Magnetresonanzsignale erfolgt im Ortsfrequenzraum, dem sogenannten „k-Raum”, wobei während einer Messung z. B. einer Schicht der k-Raum entlang einer durch die Schaltung der Gradientenpulse definierten „Gradiententrajektorie” (auch „k-Raum-Trajektorie” genannt) zeitlich durchlaufen wird. Außerdem müssen zeitlich passend koordiniert die HF-Pulse ausgesandt werden. Aus den so akquirierten „Rohdaten” können schließlich mittels einer zweidimensionalen Fourier-Transformation die gewünschten Bilddaten rekonstruiert werden.
Üblicherweise werden zur Ansteuerung eines Magnetresonanztomographiesystems bei der Messung bestimmte vorgegebene Pulssequenzen, d. h. Abfolgen von definierten HF-Pulsen sowie von Gradientenpulsen in verschiedenen Richtungen und von Auslesefenstern, währenddessen die Empfangsantennen auf Empfang geschaltet sind und die Magnetresonanzsignale empfangen und verarbeitet werden verwendet. Mit Hilfe eines sogenannten Messprotokolls werden diese Sequenzen für eine gewünschte Untersuchung, zum Beispiel einen bestimmten Kontrast der berechneten Bilder, vorab parametrisiert. Das Messprotokoll kann auch weitere Steuerdaten für die Messung enthalten. Dabei gibt es eine Vielzahl von Magnetresonanz-Sequenztechniken, nach denen Pulssequenzen aufgebaut sein können. Eine der großen Herausforderungen an die zukünftige Entwicklung in der Magnetresonanzbildgebung ist eine Beschleunigung von Magnetresonanz-Sequenztechniken ohne weitgehende Kompromisse bezüglich Auflösung, Kontrast und Artefaktanfälligkeit. Eine Erhöhung der Untersuchungsgeschwindigkeit führt zum einen zu einer geringeren Belastung des Patienten, der während der Messung über längere Zeit ruhig innerhalb des meist recht engen Magnetresonanztomographen liegen muss. Da andererseits die Anwendungen und Möglichkeiten der Magnetresonanzbildgebung diversifizieren und somit die Zahl der abzuarbeitenden Messprotokolle pro Untersuchung wächst, wird eine Reduzierung der Messezeit für die einzelnen Messprotokolle umso wichtiger. Zudem ist die Untersuchungsdauer einer MR-Untersuchung direkt verknüpft mit dem Patientendurchsatz und damit den Untersuchungskosten. Um die Zahl der Patienten, denen mit einer MR-Untersuchung geholfen werden kann, zu erhöhen, und vor dem Hintergrund steigender Kosten in den Gesundheitssystemen, einer alternden Bevölkerung in den hoch industrialisierten Ländern und dem Wunsch, die Magnetresonanzbildgebung auch Menschen in weniger hoch entwickelten Ländern zugänglich zu machen, ist auch dies ein wichtiger Aspekt für die Beschleunigung der Einzelmessungen.
Mit der Integration von schnellen Sequenztechniken, wie „Turbo-Spinecho”-Sequenzen (TSE) bzw. „Fast Spin echo” (FSE) oder „Echo-Planar-Imaging” (EPI), sowie von sogenannten parallelen Akquisitionstechniken in die klinische Routine konnte die Messzeit per Messprotokoll teilweise bereits drastisch reduziert werden. Ein Beispiel für eine FSE-Sequenz wird in der US 6 771 069 B2 beschrieben.
TSE-Sequenzen verwenden einen HF-Anregungspuls, gefolgt von einer Folge von RF-Refokussierungspulsen. Das nach jedem Refokussierungspuls entstehende Spinecho wird in der Regel individuell phasenkodiert, so dass mehrere k-Raum-Zeilen pro Anregung erfasst werden können und so die Akquisitionszeit gegenüber klassischen Spinecho-Sequenzen reduziert wird. Dabei ist die TSE-Technik bzw. FSE-Technik wegen ihrer relativen Insensitivität gegenüber Offresonanz (d. h. einer Abweichung von der Larmor-Frequenz), die z. B. als Folge von Systemimperfektionen, magnetischen Suszeptibilitätsvariationen des Gewebes, metallischen Implantaten etc. auftreten kann, insbesondere für den T2-Kontrast in der klinischen Diagnostik besonders wichtig. Für spezielle Varianten dieser Sequenzen werden eigene Akronyme verwendet, wie „Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement” (RARE), „Half-Fourier Acquired Single-shot Turbo Spin Echo” (HASTE) sowie die später erläuterte „Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines with Enhanced Reconstruction”(PROPELLER)-Technik. Auf der anderen Seite ist eine TSE-Sequenztechnik im Vergleich zu EPI-Techniken eine relativ langsame Sequenztechnik und zeichnet sich wegen der großen Anzahl an Refokussierungspulsen durch eine hohe Hochfrequenz-Einstrahlung in den Patienten aus. Die spezifische Absorptionsrate (SAR, engl. „Specific Absorption Rate”), also die Hochfrequenzenergie, die in einem bestimmten Zeitintervall pro kg Körpergewicht absorbiert wird, ist reguliert. Dies hat die Auswirkung, dass die Akquisitionszeit einer TSE-Sequenz, insbesondere bei Feldstärken ab 3 Tesla oder mehr, in der Regel nicht durch die Leistungsfähigkeit der MR-Anlage (beispielsweise des Gradientensystems), sondern durch die spezifische Absorptionsrate begrenzt ist. Bei sogenannten Ultra-Hochfeldsystemen mit Feldstärken von 7 T und darüber ist eine Untersuchung mit einer TSE_Sequenz, mit einer für die Abdeckung der zu untersuchenden Anatomie hinreichenden Schichtzahl und in einer klinisch akzeptablen Messzeit, wegen der SAR Belastung bisher nicht möglich.
Um eine weitere Beschleunigung zu erreichen, wird in einer relativ neuen, in der klinischen Praxis noch nicht etablierten Gruppe von Beschleunigungstechniken (SMA – „Simultaneous Multi-Slice Acquisition”) versucht, mehrere Schichten eines Schichtstapels entweder gleichzeitig (mittels sogenannter „Wideband-MRI”) oder in kurzer zeitlicher Folge anzuregen (was als „Simultaneous Echo Refocusing” bezeichnet wird) und dann das in Folge dieser Anregung von den verschiedenen Schichten emittierte Signal entweder in zeitlich (dicht) aufeinander folgende Auslesefenster zu trennen oder simultan zu empfangen und anschließend durch geeignete Nachverarbeitungsmethoden (im „post processing”) zu trennen.
Prinzipiell wäre es wünschenswert, auch im Rahmen einer TSE-Sequenztechnik in einem Sequenzmodul mehrere Schichten eines Schichtstapels gleichzeitig bzw. in kurzer zeitlicher Folge anzuregen und simultan mehrfach zu refokussieren, wie dies eingangs erwähnt ist. Wegen der genannten SAR-Problematik wird aber eine solche neue TSE-Sequenztechnik mit einer simultanen Erfassung mehrerer Schichten nur dann in der Lage sein, die tatsächliche Untersuchungsdauer zu verkürzen, wenn die Hochfrequenz-Einstrahlung pro Zeit zumindest nicht steigt. Diese Tatsache macht eine Reihe der neuen SMA-Techniken für TSE-Sequenzen per se praktisch irrelevant. Eine weitere Schwierigkeit bei dem Entwurf solcher neuartiger TSE-Sequenzen ist die Tatsache, dass die Refokussierungspulse in der Regel keine perfekten 180°-Pulse sind. Ein inhärenter unvermeidbarer Grund hierfür ist, dass wegen der endlichen Dauer der HF-Pulse das Schichtprofil nicht exakt rechteckförmig ist und somit zumindest an den Schichträndern von den idealen 180° abweicht.
In der Folge refokussiert der „Refokussierungspuls” die vorhandene transversale Magnetisierung nur teilweise, klappt einen Teil der verbleibenden nicht refokussierten Magnetisierung in die longitudinale Achse zurück und lässt den Rest unbeeinflusst. Entsprechend wird die vor dem „Refokussierungspuls” vorhandene longitudinale (d. h. in Richtung des Grundmagnetfelds verlaufende) Magnetisierung durch den „Refokussierungspuls” teilweise in die transversale Ebene „angeregt”, teilweise invertiert und teilweise unbeeinflusst gelassen. Die nach dem „Refokussierungspuls” vorhandene transversale Magnetisierung (d. h. die Spins, die aktuell angeregt sind) akkumuliert dann in Folge von geschalteten Gradientenfeldern und/oder in Folge von ungewollt vorhandenen Offresonanzen einen Phasenanteil, während die longitudinale Magnetisierung von den geschalteten Gradientenfeldern unbeeinflusst ist und nur dem relativ langsamen T1-Zerfall unterliegt, bis sie durch einen der folgenden „Refokussierungspulse” in die transversale Ebene zurückgeklappt wird.
Jeder „Refokussierungspuls” wirkt also für einen Teil der Spins als Inversionspuls, für einen anderen Teil als Anregungspuls, für einen weiteren Teil als „Restore-Puls” (der die Spins in die longitudinale Richtung zurückklappt, wobei die aktuelle Phasenlage der Spins erhalten bleibt) und ist für den Rest transparent. Spins, auf die jeder „Refokussierungspuls” gleichartig wirkt, folgen einem sogenannten kohärenten Echopfad. Die Zahl der verschiedenen kohärenten Echopfade steigt mit der Zahl der „Refokussierungspulse” exponentiell. In der Regel tragen zu einem Signal, das ab dem zweiten „Refokussierungspuls” in einem Auslesefenster erfasst wird, Spins bei, die verschiedenen kohärenten Echopfaden gefolgt sind. Akkumulieren diese Spins entlang der verschiedenen kohärenten Echopfade verschiedene Phasenanteile, so kommt es zu destruktiver Interferenz. Das Signal bricht zusammen, die aus den Rohdaten berechneten Bilder zeigen Abschattungen und ein schlechtes Signal-Rausch-Verhältnis (engl. SNR = Signal to Noise Ratio) und die Pulssequenz ist nicht in der Lage, einen langen Echozug aufrechtzuerhalten. Letzteres ist Voraussetzung für den im Zusammenhang mit der TSE-Bildgebung besonders wichtigen T2-Kontrast und die Effizienzsteigerung, die sich gegenüber einer Spinecho-Sequenz erzielen lässt.
Um dafür zu sorgen, dass in jedem Auslesefenster zu dem Signal nur solche kohärenten Echopfade beitragen, entlang derer die Spins die gleichen Phasenanteile akkumulieren, wird von M. Günther und D. A. Feinberg in dem Artikel „Simultaneous Spin-Echo Refocusing” in Magnetic Resonance in Medicine, 54, 2005, S. 513–523, sowie in der US 6 853 188 B2 eine TSE-Sequenz beschrieben, bei der m benachbarte Schichten in kurzem zeitlichem Abstand anregt und mit einer Folge von Refokussierungspulsen jeweils Echos der m-Schichten refokussiert werden. Dabei wird durch ein spezielles Schema mit Spoiler-Gradientenpulsen verhindert, dass Echos, deren Signal von Spins verschiedener Schichten emittiert wird, in einem Auslesefenster ungewünscht zusammenfallen. Dieses Spoiler-Schema dephasiert Signal von solchen Spins, die bestimmten kohärenten Echopfaden folgen. Durch das simultane Refokussieren der m-Schichten gelingt es, die eingestrahlte Hochfrequenz-Energie annähernd um einen Faktor m zu reduzieren. Allerdings kann durch das Spoilen bestimmter kohärenter Echopfade das mit diesen Echopfaden verknüpfte Signal auch nicht für die Bildgebung genutzt werden, was zu einem SNR-Verlust gegenüber der getrennten Erfassung der Schichten führt. Zudem ist es bei dieser Pulssequenz leider nicht möglich, einen langen Echozug (mit z. B. mehr als 20 Echos) aufrechtzuerhalten. Daher kann die Pulssequenz nicht für die T2-gewichtete Bildgebung eingesetzt werden.
In der EP 2 239 592 A1 wird daher eine RARE-Sequenz vorgeschlagen, bei der die Refokussierung mehrerer angeregter Schichten jeweils separat durch kurz aufeinanderfolgende schichtselektive Refokussierungspulse erreicht wird. Insbesondere wenn eine größere Anzahl von Schichten simultan angeregt werden soll, führt diese getrennte Refokussierung aber zu einer nicht unerheblichen Verlängerung der Sequenz.
Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein geeignetes Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiesystems sowie eine entsprechende Pulssequenz und eine Steuerungseinrichtung für ein Magnetresonanztomographiesystem anzugeben, durch die die oben genannte Problematik vermieden wird.
Diese Aufgabe wird zum einen durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 und eine Pulssequenz gemäß Anspruch 12 und zum anderen durch eine Steuereinrichtung nach Patentanspruch 13 gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden im Rahmen eines Sequenzmoduls zumindest folgende Verfahrensschritte durchgeführt.
Es wird zunächst eine Folge von räumlich selektiven HF-Schichtanregungspulsen ausgesandt, um eine Anregung einer Mehrzahl m (d. h. mindestens zwei) von in der Regel direkt benachbarten Schichten im Untersuchungsobjekt zu erreichen. Dabei wird jeweils eine Schicht durch einen HF-Schichtanregungspuls dieser Pulsfolge angeregt, wobei aufeinander folgende HF-Schichtanregungspulse jeweils in einem ersten zeitlichen Abstand zueinander liegen. Die räumliche Selektivität der HF-Schichtanregungspulse ergibt sich hierbei, wie dem Fachmann bekannt ist, durch Anlegen eines parallelen Schichtselektionsgradienten, d. h. durch zeitlich passendes paralleles Schalten von Schichtselektionsgradientenpulsen. Im Folgenden werden die Begriffe „Anlegen von Gradienten” und „Schalten von Gradientenpulsen” synonym verwendet.
Es wird dann ein erster HF-Refokussierungspuls in einem zweiten zeitlichen Abstand nach dem ersten Anregungspuls oder alternativ nach dem letzten Anregungspuls der Folge von HF-Schichtanregungspulsen ausgesandt. Außerdem wird in der Folge zumindest ein weiterer HF-Refokussierungspuls jeweils in einem dritten zeitlichen Abstand nach einem vorangegangenen HF-Refokussierungspuls ausgesandt, wobei der dritte zeitliche Abstand doppelt so lang wie der zweite zeitliche Abstand ist. Dabei ist die räumliche Breite der HF-Refokussierungspulse zur Erzeugung einer Mehrzahl von zeitlich getrennten Echosignalen pro HF-Refokussierungspuls derart gewählt, dass die HF-Refokussierungspulse (β₁, β₂, β₃) zur simultanen Refokussierung aller angeregten Schichten zumindest einen Teil eines Anregungsvolumens aller angeregten Schichten erfassen, d. h. auf zumindest einen Teil eines Anregungsvolumens aller angeregten Schichten einwirken. Die räumliche Breite, d. h. die Schichtbreite, der HF-Refokussierungspulse ist dabei wie bei den HF-Schichtanregungspulsen durch zeitlich passendes Schalten von geeigneten Gradientenpulsen in Schichtselektionsrichtung einstellbar.
Die Anzahl der Echosignale pro HF-Refokussierungspuls entspricht dabei mindestens der Anzahl der angeregten Schichten und maximal der doppelten Anzahl der angeregten Schichten minus 1 (d. h. die Anzahl der Echosignale ist mindestens m und maximal 2m – 1), wobei die einem HF-Refokussierungspuls zugeordneten bzw. folgenden Echosignale jeweils in einem dem ersten zeitlichen Abstand entsprechenden Abstand zueinander liegen.
Zwischen den Schichtselektionsgradienten zweier aufeinander folgender HF-Schichtanregungspulse wird vorzugsweise ein weiterer Gradient in Schichtselektionsrichtung geschaltet, der dafür sorgt, dass das akkumulierte 0-te Moment zwischen den Isodelaypunkten der beiden HF-Schichtanregungspulse in der Schichtselektionsrichtung Null ist.
Eine erfindungsgemäße Pulssequenz zur Ansteuerung eines Magnetresonanztomographiesystems zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts umfasst zumindest ein Sequenzmodul, welches zumindest die oben erläuterten Pulse bzw. die Pulsfolge umfasst. Unter einem Sequenzmodul ist dabei ein abgeschlossener Teil einer Pulssequenz zu verstehen, der zu einem Echozug mit einer bestimmten Anzahl an Echosignalen führt, d. h. ein Sequenzmodul umfasst einen Anregungsteil mit den Hochfrequenzpulsen und Gradientenpulsen, die während der anfänglichen Anregung aller beteiligten Schichten ausgesendet bzw. angelegt werden, sowie den nachfolgenden Echozug mit den Refokussierungspulsen, Gradientenpulsen, Echosignalen und Auslesefenstern. Eine Pulssequenz umfasst demgemäß pro m Schichten eines oder mehrere solcher Sequenzmodule.
Durch die Erfindung wird also eine TSE-Pulssequenz zur Verfügung gestellt, mit der m verschiedene Schichten angeregt und anschließend das von diesen m Schichten emittierte Signal mit einer Folge von Refokussierungspulsen simultan refokussiert werden kann, wobei die nach jedem dieser Refokussierungspulse entstehenden Echosignale der m Schichten in zeitlich getrennten Auslesefenstern erfasst werden können. Durch die simultane Refokussierung wird dabei die durch die Refokussierungspulse akkumulierte Hochfrequenz-Energie gegenüber der getrennten Erfassung der m-Schichten (mit entsprechenden Refokussierungspulsen und Flipwinkeln) annähernd um einen Faktor m reduziert. Somit ist es möglich, die Untersuchungsdauer einer SAR-begrenzten Messung bei gegebener Auflösung annährend um einen Faktor m gegenüber dem Stand der Technik zu reduzieren. Alternativ kann in einer gegebenen Untersuchungsdauer eine höhere Auflösung erzielt werden.
Durch die oben beschriebene, erfindungsgemäße relative zeitliche Beabstandung der Anregungspulse und HF-Refokussierungspulse sowie das Schalten von Gradientenpulsen wird sichergestellt, dass die Echos verschiedener Schichten sich zu unterschiedlichen Zeiten formieren und somit in verschiedenen zeitlich getrennten Auslesefenstern ausgelesen werden können. Des Weiteren werden durch die zeitliche Anordnung der HF-Pulse und das Schalten der Gradientenfelder die Signale von verschiedenen Echopfaden einer Schicht in bis zu zwei Gruppen derart gesplittet, dass sich die zu verschiedenen Gruppen gehörigen Echos zeitlich getrennt formieren und in verschiedenen Auslesefenstern ausgelesen werden können, die auch nicht mit den Auslesefenstern der anderen Schichten zusammenfallen.
Durch diese Maßnahme kann im Gegensatz zu der oben beschrieben Pulssequenz von Günther und Feinberg auf ein Spoilen bestimmter kohärenter Echopfade verzichtet werden und damit das mit diesen Echopfaden verknüpfte Signal zur Bildgebung genutzt werden. Insbesondere vermeidet man dadurch, auch während eines sehr langen Echozugs (mit 15 und mehr Refokussierungspulsen) eine destruktive Interferenz zwischen Signalen von Spins, die unterschiedlichen kohärenten Echopfaden folgen. Damit ist die Sequenz kompatibel mit allen gängigen TSE-Kontrasten – insbesondere dem besonders wichtigen T2-Kontrast.
Eine erfindungsgemäße Steuereinrichtung der eingangs genannten Art muss derart ausgebildet sein, dass sie das Magnetresonanztomographiesystem im Betrieb zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts mittels einer oben beschriebenen erfindungsgemäßen Pulssequenz steuert.
Eine erfindungsgemäße Magnetresonanztomographisystem sollte folgende Komponenten umfassen:
ein Grundfeldmagnetsystem, um in einem Messraum, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet, ein homogenes Grundmagnetfeld anzulegen;
ein HF-Sendeantennensystem, um die Hochfrequenzpulse in das Untersuchungsobjekt auszusenden;
ein Gradientensystem, um – wie oben beschrieben – mittels Schalten von Gradientenpulsen zusätzlich zeitlich begrenzte Gradientenfelder anzulegen;
ein HF-Empfangsantennensystem, um die Magnetresonanzsignale aus dem Untersuchungsobjekt zu erfassen. Dabei kann es sich bei dem HF-Sendeantennensystem und dem HF-Empfangsantennensystem um unterschiedliche Antennensysteme oder um das gleiche Antennensystem handeln.
Weiterhin benötigt das Magnetresonanztomographiesystem eine zuvor genannte erfindungsgemäße Steuereinrichtung, die im Betrieb zur Erzeugung von Magnetresonanz-Schichtaufnahmen eines Untersuchungsobjekts das Grundfeldmagnetsystem, das HF-Sendeantennensystem, das Gradientensystem und das HF-Empfangsantennensystem ansteuert. Beispielsweise kann hierzu die Steuereinrichtung verschiedene Teilkomponenten aufweisen, wie eine Hochfrequenz-Sendeeinrichtung zur Versendung von Hochfrequenzpulsen an das HF-Sendeantennensystem, eine Gradientensystem-Schnittstelle zur Ansteuerung des Gradientensystems, eine Hochfrequenz-Empfangseinrichtung zum Generieren der Rohdaten aus den über das HF-Empfangsantennensystem empfangenen Signalen sowie eine Sequenzsteuereinheit, die zur Erzeugung der Magnetresonanzaufnahmen im Betrieb Messsequenz-Steuerdaten an die Hochfrequenz-Sendeeinrichtung, die Gradientensystem-Schnittstelle und die Hochfrequenz-Empfangseinrichtung übersendet, so dass diese, wie zuvor beschrieben, das HF-Sendeantennensystem, das Gradientensystem, die Hochfrequenz-Empfangseinrichtung und das HF-Empfangsantennensystem in der erfindungsgemäßen Weise z. B. zur Akquisition der Rohdaten für einen Stapel von Schichten ansteuern.
Wesentliche Teile der Steuereinrichtung können bevorzugt in Form von Software auf einer geeigneten programmierbaren Steuereinrichtung mit entsprechenden Speichermöglichkeiten realisiert sein. Dies betrifft insbesondere die Sequenzsteuereinheit. Auch die Hochfrequenzsendeeinrichtung, die Gradientensystemschnittstelle und die Hochfrequenz-Empfangseinrichtung 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 z. B. in einem transportablen Speicher hinterlegt und/oder über ein Netzwerk zur Übertragung bereitgestellt wird und so direkt in einen Speicher einer programmierbaren 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 besonders vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung, wobei insbesondere auch die Ansprüche einer Kategorie analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
Wie oben erläutert, werden pro HF-Refokussierungspuls bei m gleichzeitig angeregten Schichten bis zu 2m – 1 nachfolgende Echosignale erzeugt. Dabei treten nach dem ersten HF-Refokussierungspuls zunächst genau m Echosignale auf, d. h. so viele, wie Schichten angeregt wurden. Nach jedem weiteren HF-Refokussierungspuls kommen dann 2m – 1 Echosignale. Die nach einem HF-Refokussierungspuls auftretenden Echosignale werden dann jeweils vorzugsweise unter einem Auslesegradienten, d. h. unter Anlegen eines Gradientenfeldes durch Schalten einer Gradientenpulsfolge mit einem oder mehreren Gradientenpulsen in Ausleserichtung, in einer der Echoanzahl entsprechenden Anzahl von Auslesefenstern ausgelesen. Bei einer bevorzugten Variante der Erfindung wird hierzu bereits zwischen zwei aufeinander folgenden HF-Schichtanregungspulsen jeweils eine Gradientenpulsfolge in einer Ausleserichtung geschaltet, deren 0-tes Moment gleich dem akkumulierten 0-ten Moment einer später zwischen zwei aufeinander folgenden Echosignalen geschalteten Gradientenpulsfolge in Ausleserichtung ist. Das 0-te Moment (im Folgenden auch nur „Moment” genannt) eines Gradientenpulses entspricht, wie der Fachmann weiß, der Fläche unter dem Puls, d. h. der über die Zeit integrierten Amplitude des Gradienten.
Durch diese Gradientenpulse in Ausleserichtung zwischen den HF-Schichtanregungspulsen mit dem passenden Moment wird erreicht, dass zu den verschiedenen Echozeitpunkten jeweils immer das 0-te Moment gleich Null ist. Dadurch ist es möglich, trotz mehrerer angeregter Schichten und Aufspaltung in verschiedene Auslesefenster einen Auslesegradienten zur Ortskodierung zu setzen und somit das Echosignal jeweils nicht nur integrativ, sondern ortsaufgelöst zu erfassen.
Besonders bevorzugt wird außerdem dafür gesorgt, dass ein Moment, welches in Folge eines geschalteten Gradientenpulses in Ausleserichtung zwischen dem letzten Anregungspuls der Folge von HF-Schichtanregungspulsen und dem ersten HF-Refokussierungspuls akquiriert wird, gleich dem Moment ist, welches in Ausleserichtung zwischen dem ersten HF-Refokussierungspuls und einem ersten Echo akkumuliert wird. Durch einen solchen Auslesevorphasiergradientenpuls zwischen letztem Anregungspuls und Refokussierungspuls kann dafür gesorgt werden, dass das Gesamtmoment zum Zeitpunkt des ersten Echosignals Null ist.
Vorzugsweise ist die Pulssequenz so ausgebildet, dass auch das akkumulierte 0-te Moment aller Gradientenpulse Null ist, die zwischen den Isodelaypunkten zweier aufeinander folgender HF-Schichtanregungspulse in einer Schichtselektionsrichtung geschaltet werden. Der Isodelaypunkt eines HF-Schichtanregungspulses ist der Zeitpunkt innerhalb der Einstrahlzeit des Anregungspulses, ab dem die Spins als in der transversalen Ebene befindlich betrachtet werden können. Die Zeit zwischen dem Isodelaypunkt des HF-Anregungspulses und dem Ende des HF-Anregungspulses Pulses dient z. B. zur Berechnung des Moments eines Schichtrefokussierungsgradienten. Dieser Schichtrefokussierungsgradient hat ein umgekehrtes Vorzeichen wie der Schichtselektionsgradient. Er wird nach Ende der HF-Einstrahlung geschaltet und dient zur Kompensation einer Phasendispersion entlang der Schicht in Folge des Schichtanregungsgradienten. Im Allgemeinen stimmt der Isodelayzeitpunkt mit dem Peak des HF-Pulses überein, bei symmetrischen SINC-Pulsen also in guter Näherung mit der Mitte des HF-Pulses.
Bei einer bevorzugten Ausbildung der erfindungsgemäßen Pulssequenz ist die zeitliche Dauer eines HF-Schichtanregungspulses kürzer als die zeitliche Dauer eines HF-Refokussierungspulses. Wie später noch erläutert wird, kann der Auslesegradient umso höher gewählt werden, je kürzer die Dauer eines Anregungspulses ist. Mit Erhöhung des Auslesegradienten kann der zu erfassende k-Raum in Ausleserichtung in kürzerer Zeit durchlaufen werden, so dass trotz der mehreren Auslesefenster pro Refokussierungspuls noch ein relativ kurzer Echoabstand realisierbar ist. Dies kann zu einer Verbesserung der Bildqualität führen.
Je nach genauer Ausgestaltung der Pulssequenz gibt es verschiedene Möglichkeiten, wie die für die Bildrekonstruktion einer Schicht benötigten Rohdaten im k-Raum konkret akquiriert werden.
Bei einer ersten Alternative werden jeweils die abzutastenden k-Räume der Schichten in einem einzigen Echozug eines Sequenzmoduls einmal oder zweimal erfasst. D. h. es werden für jede einzelne Schicht jeweils vollständig alle benötigten Rohdaten in einem einzigen Sequenzmodul der Pulssequenz erfasst. Eine einmalige Erfassung erfolgt dabei für solche Schichten, deren Echopfade – wie später erläutert wird – nicht aufgespalten werden, d. h. deren Rohdaten in nur einem einzigen Auslesefenster akquiriert werden. Eine zweimalige Erfassung erfolgt für jeweils alle anderen Schichten.
Bei einer zweiten Alternative wird jeweils ein abzutastender k-Raum der einzelnen Schichten in einer Pulssequenz mit mehreren Sequenzmodulen erfasst, wobei mit jedem Sequenzmodul, d. h. mit jedem Echozug, auf Basis der Echosignale Rohdaten von ein oder zwei Segmenten per Schicht akquiriert werden.
Dabei kann beispielsweise die Segmentierung des k-Raums gemäß einer PROPELLER-Trajektorie erfolgen. Vorzugsweise werden hierzu bei jedem Echozug Rohdaten von ein oder zwei kartesischen (d. h. die Auslesepunkte jedes Propellerblatts liegen auf den Gitterpunkten eines kartesischen Gitters) k-Raum-Segmenten per Schicht akquiriert, die jeweils das k-Raum-Zentrum einschließen.
Besonders bevorzugt wird bei einer Akquisition von Rohdaten von unterschiedlichen k-Raum-Segmenten einer bestimmten Schicht in verschiedenen Sequenzmodulen die zeitliche Position des HF-Schichtanregungspulses dieser Schicht von Pulssequenz zu Pulssequenz variiert. Dadurch können Kontrast- und SNR-Unterschiede verschiedener Schichten verringert oder sogar ganz vermieden werden, die dadurch auftreten können, dass bei der Rohdatenakquisition die Echopfade nur einiger Schichten nicht aufgespalten werden und die Echopfade der anderen Schichten aufgespalten werden. Die genannten Signalunterschiede können beispielsweise bei der PROPELLER-Variante vermieden werden, indem man jedes m-te k-Raum-Segment einer jeden Schicht in einem Mode akquiriert, in dem die Echopfade nicht aufgespalten werden. Das Prinzip funktioniert aber unabhängig davon, ob es sich um eine PROPELLER-Sequenz handelt oder nicht.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden zumindest für einige Schichten die zur Bildrekonstruktion nötigen Rohdaten in unterschiedlichen Auslesefenstern mehrfach getrennt akquiriert. Für eine Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten auf Basis solcher Rohdaten, die unter Verwendung eines erfindungsgemäßen Verfahrens im Rahmen eines Sequenzmoduls in verschiedenen Auslesefenstern mehrfach akquiriert wurden, stehen verschiedene erfindungsgemäße Verfahren zur Verfügung.
Bei einer ersten Variante erfolgt zunächst eine Berechnung von getrennten Betragsbildern für die Rohdaten aus den verschiedenen Auslesefenstern. Anschließend erfolgt dann zur Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses eine Kombination von Betragsbildern, die derselben Schicht zugeordnet sind, zu einem einzigen Schichtbild dieser Schicht. Vorzugsweise erfolgt die Kombination der Betragsbilder derselben Schicht mit Hilfe einer Summe-der-Quadrate-Methode.
Bei einer zweiten Variante erfolgt eine komplexwertige Kombination von Bilddaten einer bestimmten Schicht, deren Rohdaten in verschiedenen Auslesefenstern mit einem einzigen Echozug akquiriert wurden. Diese komplexwertige Kombination erfolgt vorzugsweise, nachdem die im Bildraum räumlich langsam variierende Phase rechnerisch entfernt wurde. Alternativ kann statt der rechnerischen Eliminierung der im Bildraum räumlich langsam variierenden Phase auch ein anderes Verfahren verwendet werden, das die destruktive Interferenz der Signale aus verschiedenen Auslesefenstern vermeidet.
Ausführungsbeispiele für beide Varianten werden später noch anhand der Figuren genauer erläutert. Diese spezielle Rekonstruktion der Bilddaten auf Basis der Rohdaten kann unmittelbar in einer Rekonstruktionseinrichtung des Magnetresonanztomographiesystems, beispielsweise in dessen Steuereinrichtung, erfolgen. Grundsätzlich kann eine solche Rekonstruktion aber auch auf einem anderen Rechner durchgeführt werden. Es ist lediglich erforderlich, dass in irgendeiner Weise entsprechende Rohdaten bereitgestellt werden, beispielsweise über eine Schnittstelle an ein Netzwerk, an dem auch das Magnetresonanztomographiesystem angeschlossen ist.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines Magnetresonanztomographiesystems gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung;
2 ein Pulsschema für einen möglichen Ablauf einer herkömmlichen Einzelschicht-TSE-Pulssequenz im Stand der Technik,
3 ein Pulsschema für eine Mehrschicht-TSE-Pulssequenz gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung mit zwei simultan refokussierten Schichten,
4 ein Pulsschema für eine Mehrschicht-TSE-Pulssequenz gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung mit drei simultan refokussierten Schichten,
5 ein Pulsschema für eine Mehrschicht-TSE-Pulssequenz gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung mit zwei simultan refokussierten Schichten,
6 ein Flussdiagramm für einen möglichen Ablauf eines Verfahrens zur komplexen Kombination der in verschiedenen Auslesefenstern akquirierten Rohdaten,
7 ein Pulsschema für eine Variante einer Mehrschicht-TSE-Pulssequenz gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung, speziell für eine PROPELLER-TSE-Sequenz, sowie darüber eine Darstellung der k-Raum-Trajektorien durch die k-Räume für drei Schichten,
8 ein Flussdiagramm für einen möglichen Ablauf eines Verfahrens zur Kombination der in verschiedenen Auslesefenstern akquirierten Rohdaten aus einer PROPELLER-TSE-Sequenz mit einem Pulsschema gemäß Figur sieben,
9 Beispiel-Schichtbilder zum Vergleich der Messungen mit einer herkömmlichen Einschicht-TSE-Pulssequenz und zwei verschiedenen Mehrschicht-TSE-Pulssequenzen gemäß der Erfindung,
10 Vergrößerungen der Beispiel-Schichtbilder aus 9,
11 nochmalige Vergrößerungen der Beispiel-Schichtbilder aus 9.
In 1 ist grob schematisch ein erfindungsgemäßes Magnetresonanztomographiesystem 1 (im Folgenden auch 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-Sendeantennensystem 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. Das Grundfeldmagnetsystem 4 ist hier in üblicher Weise so ausgebildet, dass es ein Grundmagnetfeld in Längsrichtung des Patienten, d. h. der entlang der in z-Richtung verlaufenden Längsachse des Magnetresonanzscanners 2, erzeugt. Das Gradientensystem 6 umfasst in üblicher Weise einzeln ansteuerbare Gradientenspulen, um unabhängig voneinander Gradienten in x-, y- oder z-Richtung schalten zu können.
Bei der in 1 dargestellten MR-Anlage handelt es sich um eine Ganzkörperanlage mit einem Patiententunnel, in den ein Patient komplett eingebracht werden kann. Grundsätzlich kann die Erfindung aber auch an anderen MR-Anlagen, z. B. mit seitlich offenem, C-förmigen Gehäuse, insbesondere aber auch mit kleineren Magnetresonanzscannern, in welche beispielsweise nur ein Körperteil positioniert werden kann, verwendet werden.
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 Messsequenzsteuerung. Mit dieser wird die Abfolge von Hochfrequenz-Pulsen (HF-Pulsen) und von Gradientenpulsen in Abhängigkeit von einer gewählten Pulssequenz PS bzw. einer Abfolge von mehreren Pulssequenzen zur Aufnahme mehrerer Schichten in einem interessierenden Volumenbereich des Untersuchungsobjekts innerhalb einer Messsitzung gesteuert. Eine solche Pulssequenz PS kann beispielsweise innerhalb eines Mess- oder Steuerprotokolls P vorgegeben und parametrisiert sein. Üblicherweise sind verschiedene Steuerprotokolle P für unterschiedliche Messungen bzw. Messsitzung in einem Speicher 19 hinterlegt und können von einem Bediener ausgewählt (und bei Bedarf gegebenenfalls geändert) und dann zur Durchführung der Messung genutzt werden. Im vorliegenden Fall enthält die Steuereinrichtung 13 unter anderem Pulssequenzen, die nach dem erfindungemäßen Verfahren arbeiten. Beispiele für solche Pulssequenzen werden später noch anhand der 3 bis 5 und 7 näher erläutert.
Zur Ausgabe der einzelnen HF-Pulse einer Pulssequenz PS 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, um entsprechend der vorgegebenen Pulssequenz die Gradientenpulse passend zu schalten, 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 Ausführung der Pulssequenzen. Die Steuereinrichtung 13 weist außerdem eine (ebenfalls in geeigneter Weise mit der Sequenzsteuereinheit 14 kommunizierende) Hochfrequenzempfangseinrichtung 17 auf, um innerhalb der durch die Pulssequenz PS vorgegebenen Auslesefenster koordiniert mittels des HF-Empfangsantennensystem 7 Magnetresonanz-Signale, im Rahmen der vorliegenden Erfindung die noch später erläuterten Echosignale, zu empfangen und so die Rohdaten für die einzelnen Schichten zu akquirieren.
Eine Rekonstruktionseinheit 18 übernimmt hier die akquirierten Rohdaten und rekonstruiert daraus Magnetresonanz-Bilddaten für die Schichten. Auch diese Rekonstruktion erfolgt in der Regel auf Basis von Parametern, die in dem jeweiligen Messprotokoll vorgegeben sind. Diese Bilddaten können dann beispielsweise in einem Speicher 19 hinterlegt werden. Im vorliegenden Fall ist die Rekonstruktionseinheit 18 so ausgebildet, dass sie nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeiten kann, wie es beispielhaft später noch anhand der 6 und 8 erläutert wird. Dabei können insbesondere die Rohdaten und/oder Bilddaten einer Schicht in einer speziellen Datenkombinationseinheit 20 der Rekonstruktionseinheit 18 kombiniert werden.
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, gegebenenfalls in Kombination mit der Anzeigeeinheit 9, können Messungen geplant und gestartet und insbesondere Steuerprotokolle P mit geeigneten Pulssequenzen PS 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 Anlagen 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 das Schalten von Gradientenpulsen geeignete Rohdaten akquiriert und daraus MR-Bilder rekonstruiert werden können, ist dem Fachmann grundsätzlich bekannt und wird hier nicht näher erläutert. Ebenso sind verschiedenste Schicht-Messsequenzen, wie z. B. insbesondere die bereits oben erläuterten TSE-Pulssequenzen, dem Fachmann vom Grundsatz her bekannt. Dennoch wird im Folgenden zunächst anhand der 2 eine typische konventionelle TSE-Sequenz erläutert, um die Unterschiede zu einer erfindungsgemäße Pulssequenz zu verdeutlichen, die später anhand von in den 3 bis 5 und 7 dargestellten Beispielen näher erläutert wird. In den Pulsdiagrammen der 2 bis 5 wird jeweils, in üblicher Weise, auf verschiedenen Achsen die Anordnung der HF- und Gradientenpulse, Magnetresonanzsignale (Echosignale) und Auslesefenster über der Zeit (von links nach rechts) dargestellt. Auf der obersten Achse sind die HF-Pulse und Echosignale angezeigt, auf der zweiten Achse die Gradientenpulse in Schichtselektionsrichtung, auf der dritten Achse die Gradientenpulse in Ausleserichtung, auf der vierten Achse die Gradientenpulse in Phasenkodierrichtung und auf der untersten Achse die Auslesefenster. Fur die drei Gradientenachsen gilt folgendes. Die gestrichelt gezeichnete horizontale Achse ist jeweils die Nulllinie. Die Höhe der Signale repräsentiert jeweils (nicht unbedingt maßstäblich) die relative Amplitude. Das Vorzeichen der Amplitude (relativ zur Nullachse) entspricht der Richtung des Gradientenfeldes. Teilweise sind in den Figuren die gezeichneten Gradientenpulse mit einem oder mehreren großen Buchstaben belegt. Diese Buchstaben stehen für das 0-te Moment eines Gradientenpulses bzw. das während eines Zeitintervalls von dem Gradientenpuls akkumulierten 0-te Moment. Diese Momentangaben dienen dazu, das Verständnis der Pulssequenz zu erleichtern. Insbesondere sind verschieden Gradientenpulse bzw. Teilintervalle verschiedener Gradientenpulse, die das gleich 0-te Moment akkumulieren, mit dem gleichen großen Buchstaben belegt.
2 zeigt die ersten zwei Echos E einer konventionellen TSE-Sequenz im Stand der Technik. Die Sequenz startet mit einem schichtselektiven 90°-HF-Schichtanregungspuls α (im Folgenden kurz „Anregungspuls”), gefolgt von einer Serie von schichtselektiven HF-Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃ (im Folgenden kurz „Refokussierungspuls”). Dabei wird nach jedem Refokussierungspuls β₁, β₂, β₃ genau ein Echo formiert, das in je einem Auslesefenster (Ausleseintervall) AQ ausgelesen wird. Die Dauer T_ACQ des Auslesefensters AQ ist dabei durch die Zahl der ausgelesenen Datenpunkte und den zeitlichen Abstand zweier Datenpunkte, der sogenannten „Dwell time”, bestimmt. In 2 sind nur drei Refokussierungspulse β₁, β₂, β₃ dargestellt, in der T2-gewichteten Bildgebung ist die Anzahl (auch bei den später dargestellten erfindungsgemäßen Pulssequenzen) in der Regel erheblich höher, und variiert – je nach Anwendung – zwischen zehn und mehreren Hundert Refokussierungspulsen. Die Zahl der Refokussierungspulse wird auch Echozuglänge (abgekürzt ETL von engl. „echo train length”) genannt.
Die dargestellte Sequenz erfüllt die sogenannte Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Bedingung (CPMG-Bedingung), die sicherstellt, dass Echosignale E von Spins, die verschiedenen kohärenten Echopfaden folgen, sich zum Echozeitpunkt konstruktiv überlagern. Die CPMG-Bedingung fordert unter anderem, dass die Phase, die ein Spin zwischen zwei beliebigen aufeinander folgenden Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃ akquiriert, jeweils gleich sein muss. Die CPMG-Bedingung wird, beispielsweise, genauer im „Handbook of MRI Pulse Sequences”, Elsevier Academic Press; 2004; ISBN-13: 978-0120928613 von Matt A. Bernstein, Kevin F. King und Xiaohong Joe Zhou erläutert.
Dazu wird erstens der zeitliche Abstand T_β zwischen den Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃ doppelt so lang wie der zeitliche Abstand zwischen dem Isodelaypunkt des Anregungspulses und der Mitte des ersten Refokussierungspulses β₁ gewählt.
Zweitens wird die Phase der Refokussierungspulse um 90° gegenüber der Phase der Refokussierungspulse gedreht (d. h. wenn das B₁-Feld des Anregungspulses z. B. in einem um die z-Achse, in welcher das B₀-Feld liegt, rotierenden Koordinatensystem entlang der x-Achse anliegt, legt man das B₁-Feld der Refokussierungspulse parallel oder antiparallel zur y-Achse).
Die Breite der angeregten Schicht wird sowohl bei dem Anregungspuls α als auch bei den Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃ jeweils über die Bandbreite des RF-Pulses und über einen Schichtselektionsgradientenpuls GS'₁, GS'₄, GS'₇, GS'₁₀ geregelt, der während der Einstrahlung des Anregungs- oder Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ anliegt. Unmittelbar vor und unmittelbar nach jedem Refokussierungspuls β schaltet man je einen sogenannten Crusher-Gradienten GS'₃, GS'₅, GS'₆, GS'₈, GS'₉, GS'₁₁ deren Aufgabe es ist, den FID des Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ vor dem darauf folgenden Auslesefenster AQ zu dephasieren, so dass er keinen Signalbeitrag liefert. Dabei bezeichnet FID („free induction decay”) das transiente Signal eines Spin-Systems, das von einem einzelnen HF-Puls induziert wird. Mit anderen Worten handelt es sich um das Signal, das von Spins ausgeht, für die der Refokussierungspuls als Anregungspuls „wirkt”.
Der linke und rechte Crusher-Gradient GS'₃, GS'₅ sollen dabei das gleiche 0-te Moment haben. In den Figuren wird der Absolutwert des Moments eines Gradientenpulses, welches durch die Fläche unter dem Puls, d. h. der über die Zeit integrierten Amplitude des Gradienten, entspricht, jeweils durch große Buchstaben im betreffenden Flächenbereich des Pulses symbolisiert. Die großen „F” zeigen also in 1, dass der linke und der rechte Crusher-Gradient GS'₃, GS'₅ das gleiche Moment haben. Ferner haben auch die Crusher-Gradienten GS'₃, GS'₅, GS'₆, GS'₈, GS'₉, GS'₁₁ verschiedener Refokussierungspulse β₁, β₂, β₃ wieder das gleiche Moment F. Jede andere Wahl verletzt bereits die CPMG-Bedingung.
Nach dem Anregungspuls α wird ein Schichtrephasiergradientenpuls GS'₂ benötigt, dessen Moment –A gleich dem negativen des durch den Schichtselektionsgradientenpuls GS'₁ zwischen dem Isodelayzeitpunkt des Anregungspulses α und dem Ende des Schichtselektionsgradientenpuls GS'₁ akkumulierten Momentes A ist.
Die zeitliche Anordnung der RF-Pulse ist derart, dass sich zu dem Zeitpunkt T_β/2 nach jedem Refokussierungspuls α ein Spin-Echosignal E formiert.
Dieses wird jeweils durch einen Auslesegradientenpuls GR'₂, GR'₃ frequenzkodiert. Ein Auslesevorphasiergradientenpuls GR'₁ zwischen Anregungspuls α und dem ersten Refokussierungspuls β₁, dessen Moment B mit dem Moment B übereinstimmt, dass ein Spin von Beginn des Auslesegradientenpulses GR'₂, GR'₃ bis zum Zentrum des Echosignals E akkumuliert, sorgt dafür, dass das Gesamtmoment zum Zeitpunkt des Echosignals E Null ist.
Der zweite Teil des Auslesegradienten GR'₂, GR'₃ nach dem Echo hat ebenfalls die Fläche B und dient damit auch als Vorphasiergradient für Spins, die kohärenten Echopfaden folgen, die sich zwischen mehr als einem Paar von Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃ in der transversalen Ebene befinden.
Zur Phasenkodierung des Echosignals E dient ein Phasenkodiergradientenpuls GP'₁, GP'₃, der jeweils zwischen dem Ende des Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ und dem Beginn des Auslesefensters AQ' geschaltet wird. Das durch diesen Gradientenpuls GP'₁, GP'₃ akquirierte Moment D, E muss nach Ende des Ausleseintervalls AQ und vor Beginn des nächsten Refokussierungspulses β₂, β₃ durch einen Phasen-Refokussierungsgradientenpuls GP'₂; GP'₄ in Phasenkodierrichtung mit einem Moment –D, –E kompensiert werden, um die genannte CPMG-Bedingung zu erfüllen.
In 2 sind aus zeichentechnischen Gründen nur die ersten zwei Echosignale E gezeigt. Durch Wiederholung des gerahmten Sequenzblocks SB' erhält man das Sequenzdiagramm für das komplette Sequenzmodul, welches aus dem Anregungsblock AB' mit dem Anregungspuls α und dem nachfolgenden Echozug besteht.
Der Echozug ist dabei aus mehreren hintereinandergeschalteten Sequenzblöcken SB' aufgebaut. Jede Sequenzblock SB' beinhaltet einen Refokussierungspuls mit nachfolgenden Echosignalen E, einen Schichtselektionsgradienten, den rechten Crusher-Gradient des eigenen Refokussierungspulses, sowie den linken Crusher-Gradienten des nächsten Refokussierungspulses, einen Auslesegradienten, ein Ausleseintervalls AQ, einen Phasenkodiergradienten, einen dazu passenden Phasen-Refokussierungsgradienten. Kodieren verschiedene Echosignale E verschiedene k-Raum-Zeilen, so wird das Moment des Phasenkodiergradienten GP'₁, GP'₃ und des Phasenkodierrefokussiergradienten GP'₂, GP'₄ zwischen den Wiederholungen des Sequenzblocks SB' variiert. Alle anderen Gradientenpulse ändern ihren Wert nicht, um die CPMG-Bedingung nicht zu verletzen.
3 zeigt den Anfang einer Pulssequenz zur simultanen Refokussierung von mehreren angeregten Schichten gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung. Der besseren Darstellbarkeit wegen ist hier nur die Anregung und simultane Refokussierung von m = 2 Schichten gezeigt, die Sequenz kann aber ohne weiteres für die simultane Refokussierung von mehr als zwei Schichten (d. h. m > 2) verwendet werden. Ausgehend von der konventionellen TSE-Sequenz gemäß 2 müssen folgende Änderungen vorgenommen werden, um zu einer solchen erfindungsgemäßen Pulssequenz zu kommen:
Anstelle nur eines Schichtanregungspulses α werden nun innerhalb des Anregungsblocks AB in einem zeitlichen Abstand T_α voneinander zwei Schichtanregungspulse α₁, α₂ ausgesandt. Die beiden Schichtanregungspulse α₁, α₂ regen die Spins in verschiedenen zueinander parallelen Schichten an. Stimmen Dicke der Schichten und die Hochfrequenz-Bandbreite der beiden Schichtanregungspulse α₁, α₂ überein, so unterscheiden sie sich also nur in ihrer Trägerfrequenz („carrier frequency”). Die Dauer des zeitlichen Abstands T_α zwischen den Schichtanregungspulsen α₁, α₂ wird im Folgenden noch ausführlich diskutiert.
Außerdem wird die Breite der Refokussierungspulse β₁, β₂, β₃ derart verbreitert, dass sie jeweils sowohl die vom Anregungspuls α₁ als auch die vom Anregungspuls α₂ angeregte Schicht umfasst. Bezeichnet Δz die Dicke einer angeregten Schicht und ist d der Abstand der beiden Schichten, so wird man die Breite der durch einen Refokussierungspuls β₁, β₂, β₃ erreichten Schicht also mindestens d + Δz (oder bei m Schichten in allgemeinerer Form (m – 1)·d + Δz) wählen. Wird die Hochfrequenz-Bandbreite der Refokussierungspulse β₁, β₂, β₃ aus der Sequenz nach 2 beibehalten, kann dies z. B. dadurch erreicht werden, dass die Amplitude des jeweils mit dem Refokussierungspuls β₁, β₂, β₃ ausgesendeten Schichtselektionsgradientenpulses GS₄, GS₇ im Verhältnis zu dem Schichtselektionsgradientenpuls GS'₄, GS'₇ reduziert wird. Ferner wird die Trägerfrequenz des Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ jeweils derart gewählt, dass das Zentrum der refokussierten Schicht genau in der Mitte der m angeregten parallelen Schichten liegt. Die Crusher-Gradientenpulse GS₃, GS₅, GS₆, GS₈, GS₉, GS₁₁ müssen nicht angepasst werden.
Während bei der konventionellen Pulssequenz nach 2 nach jedem Refokussierungspuls β₁, β₂, β₃ genau ein Echosignal formiert, erzeugt die erfindungsgemäße Sequenz bis zu 2m – 1 Echosignale E₂, E_1a, E_1b nach jedem Refokussierungspuls, wobei m die Zahl der simultan refokussierten Schichten ist. Der zeitliche Abstand T_α zwischen zwei aufeinanderfolgenden Echosignalen E₂, E_1a, E_1b ist dabei gleich dem zeitlichen Abstand T_α der Anregungspulse. Würden alle Ausleseparameter der Pulssequenz von 2 und somit auch die Auslesedauer TACQ beibehalten, müsste der zeitliche Abstand T_β zwischen zwei Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃ entsprechend angepasst werden. Alternativ kann man auch die Auslesedauer TACQ der Auslesefenster verkürzen, z. B. indem die Dwell-Time um eine Faktor x verkürzt wird. Bei unverändertem Field of View (FoV) und Zahl der ausgelesenen Datenpunkte bedeutet dies, dass die Amplitude der Auslesegradientenpulse GR₂, GR₃ gegenüber den Auslesegradientenpulsen GR'₂, GR'₃ nach 1 um den gleichen Faktor x erhöht werden müsste, damit der k-Raum-Abstand der Auslesepunkte unverändert bleibt. Dieser Faktor x ist dabei durch die maximale Gradientenamplitude des Gradientensystems und die minimale Dwell Time des Anlog/Digital-Konverters begrenzt.
Um das Überlappen der verschiedenen Auslesefenster AQ₁, AQ₂, AQ₃, AQ₄, AQ₅ für die unterschiedlichen Echosignale E₂, E_1a, E_1b zu vermeiden, ist mit der Festlegung der Dauer T_ACQ der Auslesefenster AQ₁, AQ₂, AQ₃, AQ₄, AQ₅ auch der zeitliche Abstand T_α zwischen zwei aufeinander folgenden Echosignalen E₂, E_1a, E_1b nach unten begrenzt: T_α ≥ T_ACQ (1)
Mit diesen Zeitspannen T_α und T_ACQ ist wiederum die „Flattop-Dauer” T_GRO (die Dauer des mittleren Bereichs eines trapezförmigen Pulses, in dem die Amplitude nicht variiert) des Auslesgradienten GR₂, GR₃ wie folgt nach unten begrenzt: T_GRO ≥ T_ACQ + (2m – 2)T_α (2)
Damit ergibt sich für den zeitlichen Abstand T_β zwischen zwei Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃: T_β ≥ T_GRO + T_REF + 2·TG (3)
Dabei ist T_REF die Dauer der Refokussierungspulse β₁, β₂, β₃ und TG die Zeit die jeweils für die Gradientenschaltungen benötigt wird, die zwischen Ende eines Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ und Beginn des Flattops des darauffolgenden Auslesegradienten GR₂, GR₃ erfolgen, bzw. zwischen Ende des Flattops eines Auslesgradienten GR₂, GR₃ und den Beginn des nächsten Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ erfolgen. In einem Zeitintervall TG wird jeweils ein Crusher-Gradientenpuls GS₃, GS₅, GS₆, GS₈, GS₉, GS₁₁, ein Phasenkodiergradient GP₁, GP₃ bzw. ein Phasenrefokussiergradient GP₂, GP₂ geschaltet, sowie der Auslesgradient GR₂, GR₃ entweder hochgefahren bzw. herunter gefahren. Da diese Gradienten in der Regel parallel geschaltet werden, wird der Zeitraum TG durch den längsten der genannten Gradientenpulse bzw. Rampenzeiten bestimmt.
Zwischen den Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2 zweier aufeinander folgender Schichtanregungspulse α₁, α₂ wird ein Gradient GS_2,1 in Schichtselektionsrichtung geschaltet, dessen 0-tes Moment gleich dem negativen der Summe des zwischen Isodelayzeitpunkt des ersten Anregungspulses α₁ und dem Ende des ersten Schichtselektionsgradienten GS_1,1 akkumulierten Moments und dem Moment, das zwischen dem Beginn des zweiten Schichtselektionsgradienten GS_1,2 und dem Isodelaypunkt des zweiten Anregungspulses α₂ akkumuliert wird, ist. Sein Vorzeichen ist somit umgekehrt zum Vorzeichen der Schichtselektionsgradienten GS_1,1 und GS_1,2. Die erste Hälfte dieses Gradienten GS_2,1 operiert als Schichtrefokussierungsgradient des ersten Anregungspulses α₁, die zweite Hälfte kompensiert „vorausschauend” exakt das Moment, das die durch den ersten Anregungspuls α₁ angeregten Spins in Folge des Schichtselektionsgradienten GS_1,2 des zweiten Anregungspulses α₂ und in Folge des Schichtrefokussierungsgradienten GS_2,2 des zweiten Anregungspulses a₂ akummulieren.
Bei Verwendung von symmetrischen Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2 und Anregungspulsen α₁, α₂, sowie der Zentrierung der Isodelaypunkte in der Mitte des Flattops des Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2, wie in 3 dargestellt, ist das Moment dieses Gradienten GS_2,1 also –2A und damit gleich dem negativen Moment 2A eines Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2. Unter den genannten Voraussetzungen kann man das Wirken des Gradienten auch zum einfacheren Verständnis wie folgt interpretieren: Der Gradientenpuls GS_2,1 kompensiert vorausschauend das Moment, dass die durch den ersten Anregungspuls α₁ angeregten Spins der ersten Schicht in Folge des Schichtselektionsgradienten GS_1,2 des zweiten Anregungspulses α₂ akkumulieren werden. Der Gradientenpuls GS_2,2 in Schichtselektionsrichtung unmittelbar nach dem letzten Anregungspuls α₂ operiert als gemeinsamer Schichtrefokussierungspuls des ersten Anregungspulses α₁ und des zweiten Anregungspulses α₂.
Zwischen zwei aufeinander folgenden Anregungspulsen α₁, α₂ wird ein weiterer Gradientenpuls GR₀ in Ausleserichtung geschaltet, dessen Moment C exakt mit dem Moment übereinstimmt, das zwischen zwei aufeinander folgenden Echosignalen E₂, E_1a, E_1b in Ausleserichtung akkumuliert wird, in 3 gilt also: C = T_α·A_GR2 (4) wobei A_GR2 die Amplitude eines Auslesegradienten GR₂, GR₃ ist.
Das relative Moment des Auslesevorphasiergradienten GR₁ zwischen dem letzten Anregungspuls α₂ und dem ersten Refokussierungspuls β₁ bleibt dagegen gegenüber der Pulssequenz nach 1 unverändert. Sein Moment ist halb so groß wie das Moment eines Auslesegradienten GR₂, GR₃ (d. h. im Beispiel gemäß 2 B + C oder allgemeiner für m Schichten B + (m – 1)·C).
In 3 ist wieder aus zeichentechnischen Gründen nur die Formation der ersten fünf Echosignale E₂, E_1a, E_1b eines Sequenzmoduls gezeigt. Durch Wiederholung des gerahmten Sequenzblocks SB erhält man wiederum das Sequenzdiagramm des kompletten Sequenzmoduls mit dem vollständigen Echozug. Sollen die verschiedene Echosignale verschiedene k-Raum-Zeilen kodieren, so wird wieder das Moment der Phasenkodiergradientenpulse GP₁, GP₃ und der Phasenkodierrefokussierungsgradientenpulse GP₂, GP₄ zwischen den Wiederholungen des Sequenzblocks SB variiert. Alle anderen Gradienten ändern ihren Wert nicht, um die oben genannte CPMG-Bedingung für die vom letzen Anregungspuls α₂ (bei m Schichten allgemeiner α_m) angeregte Schicht nicht zu verletzen.
4 zeigt eine weitere Ausführungsform der erfindungsgemäßen Pulssequenz zur simultanen Refokussierung von drei Schichten, d. h. mit m = 3. Im Gegensatz zu 2 werden daher hier, wieder jeweils in einem zeitlichen Abstand T voneinander, drei HF-Schichtanregungspulse α₁, α₂, α₃ mit jeweils passenden Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2, GS_1,3 verwendet. Auch hier werden zwischen den Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2, GS_1,3 zweier aufeinanderfolgender Schichtanregungspulse α₁, α₂, α₃ jeweils passende Gradientenpulse GS_2,1, GS_2,2 in Schichtselektionsrichtung geschaltet.
In dem in 4 gezeichneten Fall mit symmetrischen Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2, GS_1,3 und Anregungspulsen α₁, α₂, α₃, sowie der Zentrierung der Isodelaypunkte jeweils in der Mitte des Flattops der Schichtselektionsgradienten GS_1,1, GS_1,2, GS_1,3 kann man die Wirkung der Gradientenpulse GS_2,1, GS_2,2 wiederum wie folgt interpretieren: Der Gradientenpuls GS_2,1, GS_2,2 kompensiert für die bereits angeregten Spins jeweils vorausschauend das Moment, dass diese Spins infolge des jeweils darauffolgenden Schichtselektionsgradienten GS_1,2, GS_1,3 akkumulieren werden. Der Gradientenpuls GS_2,3 operiert als gemeinsamer Schichtrefokussierungsgradient aller drei Schichten. Im allgemeinen Fall gilt wiederum: Das 0-te Moment eines Gradientenpulses GS_2,1, GS_2,2 ist jeweils gleich der negativen Summe aus dem Moment, das in Folge des vorausgehenden Schichtselektionsgradienten zwischen dem Isodelayzeitpunkt des zugehörigen vorausgehenden Anregungspulses und dem Ende dieses Schichtselektionsgradienten akkumuliert wird, und dem Moment, das zwischen dem Beginn des darauffolgenden Schichtselektionsgradienten und dem Isodelaypunkt des zugehörigen darauffolgenden Anregungspulses akkumuliert wird.
Entsprechend den obigen Erläuterungen zu 3 wird auch hier jeweils zwischen zwei aufeinander folgenden Anregungspulsen α₁, α₂, α₃ ein weiterer Gradientenpuls GR_0,1, GR_0,2 in Ausleserichtung geschaltet.
Außerdem wird die Breite der Refokussierungspulse β₁, β₂, β₃ jetzt derart verbreitert, dass sie jeweils die von allen drei Anregungspulsen α₁, α₂, α₃ angeregten Schichten umfasst. Beispielsweise kann dies wieder dadurch erfolgen, dass man die Bandbreite der Refokussierungspulse β₁, β₂, β₃ gegenüber der in 2 dargestellten Sequenz unveränderter lässt und die Schichtselektionsgradientenpulse GS₄, GS₇ entsprechend der Breite und dem Schichtabstand der Einzelschichten anpasst.
In 4 ist aus zeichentechnischen Gründen nur die Formation der Anregungspulse α₁, α₂, α₃ mit den zugehörigen Gradientenpulsen sowie direkt daran anschließend der gerahmte Sequenzblock SB gezeigt, mit hier m = 3 bis zu 5 (nämlich 2·m – 1) Echosignalen: E_1a, E_1b, E_2a, E_2b, E₃. Durch Wiederholung des Sequenzblocks SB erhält man wieder das Sequenzdiagramm des kompletten Sequenzmoduls mit dem vollständigen Echozug. Erst ab der ersten Wiederholung des Sequenzblocks SB werden die ersten beiden Echosignale E_1b, E_2b auftreten. Daher sind diese in 4 gestrichelt gezeichnet, ebenso die ersten beiden Auslesefenster AQ₁, AQ₂, der insgesamt fünf Auslesefenster AQ₁, AQ₂, AQ₃, AQ₄, AQ₅. Der Auslesevorpasiergradient GR₁, der Auslesegradient GR₂, die Phasenkodiergradienten GP₁, GP₃ und der Phasenrefokussiergradient GP₂, sind wieder analog zu den Pulsen gemäß 3 aufgebaut. Eine detaillierte Beschreibung ist daher hierzu nicht mehr nötig.
Im Folgenden wird zum besseren Verständnis die Funktionsweise der zuvor beschriebenen, erfindungsgemäßen Pulssequenzen detaillierter erläutert, wobei diese Erläuterungen allgemein für derartige Pulssequenzen mit m angeregten und simultan refokussierten Schichten gelten.
Dazu werden zunächst die Spins in der Schicht betrachtet, die vom letzten Anregungspuls α_m beeinflusst werden (zum Beispiel in 3 die Schicht S₂, die durch den Anregungspuls α₂ angeregt wird, und in 4 die Schicht S₃, die durch den Anregungspuls α₃ angeregt wird). Alle früheren Anregungspulse α₁, ..., α_m-1 (in 3 also der erste Anregungspuls α₁ und in 4 die ersten beiden Anregungspulse α₁ und α₂) beeinflussen diese Spins nicht, da die Resonanzbedingung nicht erfüllt ist. Demzufolge haben auch alle früheren Gradientenpulse auf diese Spins keinen Einfluss, da die longitudinale Magnetisierung nicht von Gradientenfeldern beeinflusst wird. Damit ist die Pulssequenz für die Spins der Schicht S_m gegenüber einer konventionellen CPMG-Sequenz wie in 2 im Prinzip unverändert.
Ein erstes Spin-Echo wird dann zum Zeitpunkt T_β/2 nach dem ersten Refokussierungspuls β₁, also nach der Zeitspanne T_β nach dem letzten Schichtanregungspuls α_m erzeugt und kann in der Mitte des ersten Auslesegradientenpulses GR₂ als Echosignal E₂ in 3 bzw. als Echosignal E₃ in 4 ausgelesen werden.
Die an diesem Echosignal E₂ bzw. E₃ beteiligten Spins werden durch den zweiten Refokussierungspuls β₂ erneut refokussiert und formieren zum Zeitpunkt T_β/2 nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂ (also nach der Zeit 2·T_β nach dem Anregungspuls am) ein zweites primäres Spin-Echo. Zu diesem Zeitpunkt wird zusätzlich auch ein erstes stimuliertes Echo durch die gemeinsame Wirkung des letzten Anregungspulses α_m und der ersten beiden Refokussierungspulse β₁ und β₂ formiert. Der letzte Anregungspuls α_m klappt dabei die Magnetisierung in die transversale Ebene und der erste Refokussierungspuls β₁ operiert beim Zustandekommen des stimulierten Echos als sogenannter Restore-Puls, d. h. er klappt einen Teil der transversalen Magnetisierung in die longitudinale Richtung zurück, die dann von dem zweiten Refokussierungspuls β₂ wieder in die transversale Ebene geklappt wird. Man spricht davon, dass diese Magnetisierung zwischen dem ersten Refokussierungspuls β₁ und zweiten Refokussierungspuls β₂ in der longitudinalen Richtung gespeichert ist, da sie als longitudinale Magnetisierung nicht von den Gradientenfeldern beeinflusst wird und auch nur der relativ langsamen T1-Relaxierung unterliegt. Wegen der Erfüllung der CPMG-Bedingung überlagern sich die Signale des zweite primären Spinechos und des ersten stimulierten Echos konstruktiv und können in der Mitte des zweiten Auslesegradienten (GR₂ in 3) als Echosignalgruppe E₂ (bzw. E₃ in 4) ausgelesen werden.
Die Zahl der verschiedenen kohärenten Echopfade steigt in den späteren Echos der Echosignalgruppe E₂ (bzw. E₃ in 4). Da die CPMG-Bedingung erfüllt wird, formieren dabei alle kohärenten Echopfade zeitgleich ihre Echosignale (jeweils zum Zeitpunkt T_β/2 nach dem vorhergehenden Refokussierungspuls β₁, β₂, β₃ in der Mitte eines Auslesegradientenpulses GR₂, GR₃) und sind in Phase (d. h. die Signale der verschiedenen Echopfade überlagern konstruktiv). Des Weiteren ist das Gesamtmoment aller nach dem letzten Schichtanregungspuls α_m (also Schichtanregungspuls α₂ in 3 oder Schichtanregungspuls α₃ in 4) geschalteten Gradientenpulse in Ausleserichtung und Schichtselektionsrichtung zum Zeitpunkt der Spin-Echos der Echosignalgruppe E₂ (bzw. E₃ in 4) Null.
Im Folgenden werden allgemein die Spins in einer Schicht i betrachtet, die vom Anregungspuls α_i (mit i = 1, ..., m – 1) angeregt werden, der nicht der letzte Anregungspuls ist (In der Sequenz nach 3 werden nur zwei Schichten angeregt, d. h. es ist m = 2, so dass hier nur i = 1 gilt. In der Sequenz nach 4 werden dagegen schon drei Schichten angeregt, d. h. es ist m = 3, so dass hier die folgenden Ausführungen für i = 1 oder 2 gilt). Existieren frühere Anregungspulse α₁, ..., α_i-1 so beeinflussen diese die Spins die vom Anregungspuls α_i angeregt werden nicht, da die Resonanzbedingung nicht erfüllt ist. Demzufolge haben auch alle früheren Gradientenpulse auf diese Spins keinen Einfluss, da die longitudinale Magnetisierung nicht von Gradientenfeldern beeinflusst wird.
Des Weiteren ist die Trägerfrequenz (engl. „carrier frequency”), die Bandbreite der nachfolgenden Schichtanregungspulse α_m und die Amplitude der zugehörigen Schichtselektionsgradientenpulse GS_1,i+1, GS_1,m (d. h. in den 3 und 4 die Schichtselektionsgradientenpulse GS_1,2 bzw. GS_1,3) so gewählt, dass die Spins der Schicht α_i nicht durch diese späteren Schichtanregungspulse α_i+1, ..., α_m beeinflusst werden. Da aber alle Gradientenfelder, die nach einem Anregungspuls geschaltet werden, die Spins beeinflussen, die durch diesen Anregungspuls in die transversale Ebene gekippt worden sind, akkumulieren die Spins der betrachteten Schicht unter anderem durch die Schichtselektionsgradienten GS_1,i+1, ..., GS_1,m aller späteren Schichtanregungspulse α_i+1, ..., α_m jeweils ein 0-tes Moment. Um ein Dephasieren des Signals dieser Schicht durch die Schichtselektionsgradienten GS_1,2, GS_1,3 der späteren Anregungspulse α_i+1, ..., α_m zu vermeiden, wurde die oben erwähnte zusätzliche Maßnahme ergriffen, dass ein negativer Gradientenpuls GS_2,i, ..., GS_2,m-1 (d. h. in den 3 und 4 konkret die negativen Gradientenpulse GS_2,1 bzw. GS_2,2) in Schichtselektionsrichtung zwischen zwei aufeinander folgenden Schichtanregungspulsen α₁ und α₂, α₂ und α₃, ..., α_m-1 und α_m ausgespielt wird, der das Gesamtmoment –2A hat. Die eine Hälfte dieses Moments –A eines dieser negativen Gradientenpulse GS_2,j (j = i, ..., m – 1) dient als ordinäres Schichtrefakussierungsmoment für den Schichtselektionsgradienten GS_1,j des früheren Anregungspulses α_j (in 3 gilt die Beschreibung für den den Gradienten GS_2,1 (j = 1 = 1); in 4 gilt die Beschreibung für die Gradienten GS_2,1 (j = 1) und GS_2,2 (j = 2) sofern man den Anregungspuls α₁ (i = 1) betrachtet bzw. für den Gradienten GS_2,2 (j = 2) sofern man den Anregungspuls α₂ (i = 2) betrachtet). Die andere Hälfte dieses Moments –A dient als Vorphasiergradient, der das positive Moment kompensiert, dass durch den Schichtselektionsgradienten GS_1,j+1 des späteren Anregungspulses α_j+1 zwischen Beginn des Schichtselektionsgradienten GS_1,j und Isodelaypunkt des späteren Anregungspulses α_j+1 akkumuliert wird. Da ein Gradientenfeld keine Wirkung auf Spins hat, die longitudinal zum Grundfeld ausgerichtet sind, hat der negative Gradientenpuls GS_2,i zwischen den Schichtanregungspulsen α_i und α_i+1 keinen Einfluss auf die Spins, die durch alle späteren Anregungspulse α_i+1, ..., α_m angeregt werden.
Nach dem letzten Schichtanregungspuls α_m bzw. dem letzten Schichtselektionsgradientenpuls GS_1,m wird entsprechend noch ein negativer Gradientenpuls GS_2,m in Schichtselektionsrichtung ausgespielt, der nun nur eine Hälfte –A des Moments der anderen negativen Gradientenpulse GS_2,i, ..., GS_2,m-1 in Schichtselektionsrichtung hat, da dieser ja nur noch als „Schichtrefokussierungsgradient” der letzten Schicht dienen muss.
Durch die oben erläuterte Verbreiterung der Pulse refokussiert der erste Refokussierungspuls β₁ simultan das Signal aller Spins, die durch einen der m Anregungspulse α₁, ..., α_m angeregt wurden. Die Spins der ersten Schicht, die durch den Anregungspuls α₁ angeregt wurden, werden also zum Zeitpunkt (m – 1)·T_α + T_β/2 nach dem ersten Refokussierungspuls β₁ (also 2·(m – 1)·T_α + T_β nach dem Anregungspuls α₁) zu einem ersten Spinecho refokussiert.
Dadurch, dass der Gradient GR₂ in Ausleserichtung ein Moment C zwischen zwei aufeinander folgenden Echosignalen aufweist, wird zusammen mit dem ordinären Auslesevorphasiergradientenpuls GR₁ mit einem Moment B + C zwischen dem letzten Anregungspuls α_m und erstem Refokussierungspuls β₁ dafür gesorgt, dass das Gesamtmoment in Ausleserichtung für die Spins der ersten Schicht zum Zeitpunkt des ersten Spinechos gleich Null ist. Das Gradientenecho und das HF-Spinecho der Spins der ersten Schicht entstehen also simultan und können als Echogruppe E_1a zum Zeitpunkt (m – 1)·T_α + T_β/2 nach dem ersten Refokussierungspuls β₁ ausgelesen werden.
Es sei bemerkt, dass die Spins der zuvor betrachteten Schicht m (in 3 der zweiten Schicht bzw. in 4 der dritten Schicht) zum Zeitpunkt des ersten Spinechos der ersten Schicht 1 bereits wieder das Moment (m – 1)·C (also in 3 das Moment C und in 4 das Moment 2C) akkumuliert haben und somit dephasiert sind. Der Grund liegt darin, dass die Spins der Schicht m die Gradienten GR_0,1, GR_0,2 in Ausleserichtung zwischen den Anregungspulsen nicht „gesehen” haben, da die Gradienten zeitlich vor der Anregung der Spins geschaltet wurden. Umgekehrt wirken die Gradienten GR_0,1, GR_0,2 auf die Spins der ersten Schicht, so dass diese zum Zeitpunkt T_β/2 des Spinechos der m-ten Schicht noch um ein Moment (m – 1)·C dephasiert sind und somit keinen Signalbeitrag zur m-ten Echogruppe (also zur Echogruppe E₂ in 3 oder E₃ in (4) liefern. Die oben beschriebene Maßnahme der Zwischenschaltung der Gradientenpulse GR_0,1, GR_0,2 in Auslesrichtung dient somit zusammen mit der zeitlichen Anordnung der Schichtanregungspulse α₂, ..., α_m, und Schichtrefokussierungspulse β₁, β₂, β₃, ... dazu, die Auslesefenster AQ₁, ..., AQ_2m-1 verschiedener Schichten zu separieren.
Das Signal des ersten Spinechos der ersten Schicht wird durch den zweiten Refokussierungspuls β₂ dann erneut refokussiert und formiert zum Zeitpunkt T_β/2 – (m – 1)·T_α nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂ (also (m – 1)·T_α + T_β/2 + T_β + T_β/2 – (m – 1)·T_α = 2·T_β nach dem Anregungspuls α₁) ein zweites primäres Spin-Echo. Zu diesem Zeitpunkt ist auch das durch den ersten Auslesegradienten GR₂ nach dem ersten Spin-Echo der ersten Schicht akkumulierte Moment B durch den zweiten Auslesegradientenpuls GR₃ exakt kompensiert, so dass das Echo in der Echogruppe E_1b ausgelesen werden kann. Wiederum ist das Signal der anderen Schichten zu diesem Zeitpunkt durch den ersten Auslesegradientenpuls GR₂ (z. B. im Fall m = 2 des ersten Spinechos der zweiten Schicht) bzw. durch den Auslesevorphasiergradientenpuls GR₁ (z. B. im Fall m = 2 des ersten stimulierten Echos der zweiten Schicht S2) noch dephasiert (für m = 2 jeweils um das Moment C).
Das erste stimulierte Echo der ersten Schicht wird jedoch zum Zeitpunkt T_β/2 + (m – 1)·T_α nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂ (also (m – 1)·T_α + T_β/2 + T_β + T_β/2 + (m – 1)·T_α = 2·(m – 1)·T_α + 2·T_β nach dem Anregungspuls α₁) erzeugt. Die Spins der ersten Schicht, die zu diesem stimulierten Echo beitragen, haben sich zwischen dem ersten Anregungspuls α₁ und dem erstem Refokussierungspuls β₁ in der transversalen Ebene befunden und dabei das Moment B + m·C in Ausleserichtung akkumuliert. Zwischen den beiden ersten Refokussierungspulsen β₁ und β₂ war ihr Signal dagegen in der longitudinalen Richtung gespeichert und der erste Auslesgradient auf sie somit wirkungslos. Durch den zweiten Refokussierungspuls β₂ wurden sie dann zurück in die transversale Ebene gekippt. Zwischen zweiten Refokussierungspuls β₂ und dem Zeitpunkt des stimulierten Echos akkumulieren sie in Folge des Auslesegradientenpuls GR₃ somit wiederum ein Moment B + m·C, welches das vor dem ersten Refokussierungspuls β₁ akkumulierte Moment exakt kompensiert. Somit kann das erste stimulierte Echo als Echogruppe E_1a ausgelesen werden. Zu diesem Zeitpunkt ist das in der Echogruppe E_1b ausgelesene Spinecho der ersten Schicht bereits um ein Moment 2m·C (in der Sequenz nach 3 also 2C und nach 4 somit 6C) und das in der Echosignalgruppe E_m ausgelesene Signal der letzten Schicht m um ein Moment (m – 1)·C dephasiert.
Die Maßnahme der Zwischenschaltung der Gradientenpulse GR_0,1, GR_0,2 in Ausleserichtung dient also nicht nur zur zusätzlichen Separation von Echos verschiedener Schichten, sondern auch zur Separation verschiedener kohärenter Echopfade der gleichen Schicht. Durch diese Separation wird eine destruktive Interferenz der Signale verschiedener kohärenter Echopfade derselben Schicht vermieden, da alle übrigen Schichten außer der zuletzt angeregten Schicht m nicht der CPMG-Bedingung genügen.
Das Zeitintervall zwischen zwei aufeinander folgenden Refokussierungspulsen wird als Echoabstand T_β (engl. „echo spacing”) bezeichnet. Charakteristisch für einen kohärenten Echopfad ist die Anzahl der Echoabstände T_β, in denen sich die Spins, die diesem Echopfad folgen, in der transversalen Ebene befunden haben. Für das in der Echogruppe E_1a erste Spinecho der ersten Schicht ist diese Zeit 2·(m – 1)·T_α + 1·T_β (Diese Zeitintervall setzt sich aus dem Zeitintervall (m – 1)·T_α + T_β/2 zwischen Anregungspuls α₁ und erstem Refokussierungspuls β₁ sowie dem Zeitintervall T_β/2 + (m – 1)·T_α nach dem ersten Refokussierungspuls β₁ zusammen). Für das ebenfalls in der ersten Echogruppe E_1a akquirierte erste stimulierte Echo ist diese Zeit auch 2·(m – 1)·T_α + 1·T_β (wiederum (m – 1)·T_α + T_β/2 zwischen Anregungspuls α₁ und erstem Refokussierungspuls β₁ sowie T_β/2 + (m – 1)·T_α nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂), für das direkt refokussierte erste Spinecho, das nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂ in der Echogruppe E_1b ausgelesen wird, beträgt diese Zeit 2·T_β (Zeitintervall (m – 1)·T_α + T_β/2 zwischen erstem Anregungspuls α₁ und erstem Refokussierungspuls β₁, Zeitintervall T_β zwischen ersten und zweiten Refokussierungspuls sowie Zeitintervall T_β/2 – (m – 1)·T_α nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂).
Allgemein gilt, dass kohärente Echopfade, in denen sich die Spins, die diesem Echopfad folgen, eine Zeit 2·(m – 1)·T_α + u·T (wobei u eine ungerade ganze Zahl ist) in der tranversalen Ebene befunden haben, in der Echogruppe E_1a akquiriert werden (im Beispiel der 3 also im jeweils dritten Auslesefenster nach einem Refokussierungspuls β₂, β₃, ...) und Echopfade, bei denen die entsprechende Zeit g·T_β beträgt (wobei g eine gerade ganze Zahl ist) in der Echogruppe E_1b akquiriert werden (im Beispiel der 3 also im jeweils ersten Auslesefenster nach einem Refokussierungspuls β₂, β₃, ...). Die Signale von verschiedenen Echopfaden einer Gruppe addieren sich wegen des Spinecho-Prinzips kohärent und müssen deshalb nicht in verschiedene Auslesefenster aufgesplittet werden.
5 zeigt eine weitere Ausführungsform der erfindungsgemäßen Pulssequenz zur simultanen Refokussierung von zwei Schichten, d. h. mit m = 2.
Im Gegensatz zu den 3 und 4 ist hier für die zuerst mit dem HF-Anregungspuls α₁ angeregte Schicht die CPMG Bedingung erfüllt. Entsprechend ist der zeitliche Abstand T_β/2 zwischen dem ersten HF-Anregungspuls α₁ und dem ersten gemeinsamen Refokussierungspuls β₁ damit doppelt so lang wie der zeitliche Abstand T_β zwischen zwei aufeinanderfolgenden Refokussierungspulsen β₁, β₂, β₃.
Wird beachtet, dass die später eingestrahlten HF-Anregungspulse (α₂ in 5) die Spins der ersten Schicht wegen des Nicht-Erfüllung der Resonanzbedingung nicht beeinflussen, so lässt sich das Erfüllung der CPMG Bedingung am einfachsten durch den Vergleich mit 2 erkennen. Der Gradientenpuls GS_2,1 kompensiert vorausschauend den Schichtselektionsgradienten GS_1,2 der zweiten, von dem zweiten HF-Anregungspuls α₂ beeinflussten Schicht. Aus Sicht statischer Spins der ersten Schicht kann man beide Gradienten somit als nicht existent betrachten. Der gemeinsame Schichtrefokussierungsgradient der beiden Schichten mit dem Moment –A ist in 5 mit dem linken Crushergradienten GS₅ des ersten Refokussierungspulses β₁ (mit Moment F) kombiniert zu dem Gradienten GS₃* mit einem Moment F – A. Unter Kombinieren von Gradientenpulsen versteht man das Zusammenfassen von mehreren Gradientenpulsen zu einem einzigen Gradientenpuls derart, dass das effektive 0-te Gradientenmoment (also die Fläche) erhalten bleibt. Die Gradienten GS₂' und GS₃' in der Sequenz nach 2 hätten entsprechend kombiniert werden können.
In Ausleserichtung kann man aus Sicht der Spins der ersten Schicht die beiden Gradienten GR₀ mit Moment C und GR₁* mit Moment B zu einem einzigen Gradientenpuls mit Moment B + C kombiniert denken. Dieser „effektive Auslesevorphasiergradient” entspricht dem Gradienten GR1' der Sequenz nach 2, dessen Moment halb so groß wie das Moment der Auslesegradienten GR₂, GR₃ ist. Aus Sicht der Spins der zweiten, vom HF-Anregungspuls α₂ beeinflussten Schicht ist die Trennung der beiden Gradienten GR₀ und GR₁* aber vorteilhaft da diese Spins den Gradienten GR₀ als longitudinale Magnetisierung nicht sehen.
Der zeitliche Abstand zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungspulsen α₁, α₂ beträgt wiederum T_α, der Abstand zwischen dem zweiten Anregungspuls α₂ und dem ersten Refokussierungspulses β₁ also T_β/2 – T_α. Somit formiert sich im zeitlichen Abstand T_β/2 – T_α nach dem ersten Refokussierungspuls β₁ ein ersten Spinecho und T_β/2 – T_α nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂ ein erstes stimuliertes Echo. Da zu diesem Zeitpunkt das insgesamt in Auslesrichtung und Schichtselektionsrichtung akquirierte Gradientenmoment der Spins der zweiten Schicht, die den jeweiligen Echopfaden folgen, Null ist, kann das Signal dieser Echos jeweils in der Echosignalgruppe E_2a ausgelesen werden. Die zeitliche Anordnung der HF-Pulse sorgt also wiederum dafür, dass diese Echos der zweiten Schicht von den Echos der ersten Schicht durch ein Zeitintervall T_α getrennt sind.
Das vom zweiten Refokussierungspuls β₂ direkt refokussierte erste Spinecho formiert T_α + T_β/2 nach dem zweiten Refokussierungspuls β₂ in der Echosignalgruppe E_2b und damit um T_α zeitlich getrennt von den Echos der ersten Schicht und um 2T_α getrennt von dem ersten stimulierten Echo. Diese Trennung unterschiedlicher Echopfade der zweiten Schicht, deren Transversalzeit sich nicht um geradzahlige Vielfache von T_β unterscheiden, ist wiederum vorteilhaft da die Sequenz aus Sicht der Spins der zweiten Schicht die CPMG Bedingung nicht erfüllt.
Die Erweiterung auf mehr als zwei simultan refokussierte Schichten ist analog zur Vorgehensweise von der Sequenz aus 3 zu der Sequenz aus 4 möglich:

– Hinzufügen von weiteren HF-Pulsen (mit Schichtselektionsgradienten) im Abstand T_α vom jeweils letzten HF-Anregungspuls
– zwischen jeweils zwei aufeinanderfolgenden HF-Anregungspulsen Schalten eines Gradientpulses mit Moment –2A in Schichtselektionsrichtung und eines Gradientenpulses mit Moment C in Ausleserichtung sowie
– analoge Anpassung des Sequenzblocks SB für die bis zu 2m – 1 Echos und Ausleseintervalle.

Kodiert man mit einem Sequenzmodul (d. h. einer einmaligen Anregung jeder der m Schichten und dem anschließenden Echozug) oder mehreren Sequenzmodulen (d. h. mit wiederholter Anregung der m Schichten, jeweils gefolgt vom anschließenden Echozug) einer Pulssequenz nach 3, 4 oder 5 alle zur Bildrekonstruktion nötigen k-Raum-Zeilen einer der angeregten Schichten, so erhält man für jede der 2m – 1 Echogruppen einen kompletten Rohdatensatz. Für die ausgezeichnete, im CPMG Mode akquirierte Schicht (d. h. die zuletzt angeregte Schicht bei Verwendung der Sequenz aus der 3 oder der 4 bzw. die zuerst angeregte Schicht bei Verwendung der Sequenz aus 5) erhält man dabei genau einen Datensatz. Das Bild oder die Bilder dieser ausgezeichneten Schicht kann man dann konventionell (also in einer Weise, als wären die Daten mit einer konventionellen Pulssequenz, wie in 2 dargestellt, akquiriert worden) aus den Daten der jeweiligen Echosignalgruppe (E₂ bei Verwendung der Sequenz aus 3, E₃ bei Verwendung der Sequenz aus 4, E₁ bei Verwendung der Sequenz aus 5) rekonstruieren.
Für die verbleibenden Schichten erhält man dagegen durch die Aufspaltung in verschiedene Echosignalgruppen jeweils zwei komplette Rohdatensätze. Verschiedene mögliche Verarbeitungen dieser Rohdatensätze werden im Folgenden am Beispiel der Echosignalgruppen E_1a, E_1b der ersten Schicht aus 3 oder der 4 erläutert.
Werden nur Betragsbilder benötigt, so kann man in einer ersten Ausführungsform je ein Betragsbild aus dem Rohdatensatz der Echosignalgruppe E_1a und dem Rohdatensatz der Echosignalgruppen E_1b rekonstruieren (z. B. sofern akquirierten k-Raum Punkte auf dem Gitterpunkten eines kartesischen Gitters liegen in der üblichen Weise durch eine zweidimensionale Fouriertransformation von dem mit diesen Rohdaten belegten k-Raum in den Bildraum) und die beiden Betragsbilder anschließend zur Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses addieren. Die inkohärente Phaseninformation der beiden Datensätze führt wegen der vorausgehenden Betragsbildung zu keiner Signalauslöschung. Diese Vorgehensweise ist analog zu einer Vorgehensweise, wie sie in dem Artikel „SPLICE: Sub-second diffusion-sensitive MR imaging using a modified fast spinecho acquisition mode” von Fritz Schick, erschienen in der Zeitschrift Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 38 (1997), S. 638–644 beschrieben wird. Dort wird eine TSE-Sequenz beschrieben, bei der die CPMG-Bedingung nicht erfüllt ist und die Schichten getrennt refokussiert werden.
Ein Bild mit einem verbesserten Signal-zu-Rausch-Verhältnis kann mit einer alternativen Methode gewonnen werden, die auf die Methode der Summe-der-Quadrate (engl. „Sum of Squares”) zurückgreift. Hierbei wird das kombinierte Bild M₁(x, y) der ersten Schicht (d. h. die Bildpunktewerte M₁(x, y) des ersten Bilds) wie folgt berechnet:
Dabei ist I_1a(x, y) der komplexe Bildpunkt des aus dem Rohdatensatz der Echosignalgruppe E_1a rekonstruierten Bildes mit den räumlichen Bildkoordinaten (x, y) und I_1b(x, y) der entsprechende komplexe Bildpunkt des aus dem Rohdatensatz der Echogruppe E_1b rekonstruierten Bildes. |I_1a(x, y)| bezeichnet den Betrag des komplexes Bildpunktes:
und entsprechend bezeichnet |I_1b(x, y)| den Betrag des komplexes Bildpunktes I_1b(x, y):
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform unterwirft man die beiden komplexen Bilder I_1a(x, y) und I_1b(x, y) zunächst einer Phasenkorrektur
Die Exponenten φ ^_1a(x, y) und φ ^_1b(x, y) sind sogenannte „Phasenkorrekturkarten” (engl. „phase maps”), die aus den akquirierten Daten berechnen werden können, wie später noch anhand von 6 erläutert wird. Anschließend werden die phasenkorrigierten Bilder Ĩ_1a(x, y), Ĩ_1b(x, y) noch im komplexen Zahlenraum zu einem komplexen kombinierten Bild für die betreffende Schicht gemäß Ĩ₁(x, y) = Ĩ_1a(x, y) + Ĩ_1b(x, y) (10) addiert. Aus diesem kombinierten Bild kann man dann ein Betragsbild der jeweiligen Schicht gemäß
Realteilbilder gemäß R ~₁(x, y) = Re{Ĩ₁(x, y)}) (12)
Realteilbetragsbilder gemäß R ~_B1(x, y) = |Re{Ĩ₁(x, y)}| (13) oder Phasenbilder gemäß
erzeugen.
In 6 ist einem Flussdiagram dargestellt, wie beispielsweise die in den Gleichungen (8) und (9) nötigen Phasenkorrekturkarten φ ^_1a(x, y) und φ ^_1b(x, y) aus den akquirierten Daten berechnen werden können.
Hierzu wird zunächst in einem Schritt Ia der Rohdatensatz S_1a(k_x, k_y) der ersten Echogruppe und in einem Schritt Ib der Rohdatensatz S_1b(k_x, k_y) der zweiten Echogruppe dupliziert.
Aus dem einen Duplikat erhält man jeweils, wie in einer herkömmlichen Standardrekonstruktion, mit Hilfe einer zweidimensionalen komplexen Fourier-Transformation im Schritt III.2a bzw. III.2b ein komplexes Bild I_1a(x, y) bzw. I_1b(x, y).
Das andere Duplikat wird jeweils im Schritt IIa bzw. IIb mit einem Tiefpass (engl. „Low pass”) gefiltert. Anschließend werden die gefilterten Rohdatensätze Ŝ_1a(k_x, k_y) der ersten Echogruppe bzw. Ŝ_1b(k_x, k_y) der zweiten Echogruppe im Schritt III.1a bzw. III.1b mit einer zweidimensionalen Fourier-Transformation in den Bildraum transformiert, um räumlich niedriger aufgelöste Bilder Î_1a(x, y) bzw. Î_1b(x, y) zu erhalten.
Die gesuchten Phasenkorrekturmappen φ ^_1a(x, y) und φ ^_1b(x, y) könnte man nun aus den räumlich niedrig aufgelösten Bildern gemäß
direkt durch eine Phasenextraktion berechnen. Rechnerisch ist es aber in der Regel günstiger, jeden Bildpunkt der räumlich niedrig aufgelösten Bilder Ĩ_1a(x, y) bzw. Ĩ_1b(x, y) komplex zu konjugieren und durch seinen Betrag zu teilen. Die so erhaltenen Korrekturkarten multipliziert man dann im Schritt IVa bzw. IVb pixelweise mit den räumlich hoch aufgelösten Bildern I_1a(x, y) bzw. I_1b(x, y) und gelangt so direkt zu den phasenkorrigierten Bildern
aus den Gleichungen (8) und (9). Im Schritt V kann dann eine komplexe Addition gemäß Gleichung (10) erfolgen, um zum kombinierten Bild Ĩ₁(x, y) der betreffenden Schicht zu kommen.
Im Folgenden werden weitere bevorzugte Ausführungsformen diskutiert.
In der Turbospinecho-Bildgebung wirkt sich ein kurzer Echoabstand (in den Figuren T_β) in der Regel positiv auf die Bildqualität aus. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ist die Zahl der Auslesefenster pro Refokussierungspuls mit 2m – 1 gegenüber einer klassischen Einschicht-Turbospinechosequenz, welche wie in 2 dargestellt pro Refokussierungspuls nur ein Auslesefenster aufweist, erhöht. Um dennoch einen kurzen Echoabstand zu realisieren, wird die erfindungsgemäße Pulssequenz bevorzugt mit einem großen Auslesegradienten eingesetzt, um den zu erfassenden k-Raum in Ausleserichtung in möglichst kurzer Zeit zu durchlaufen. Jedoch ist die maximale Gradientenamplitude A_max durch das Gradientensystem der Magnetresonanzanlage technisch begrenzt. Ferner ist bei der erfindungsgemäßen Pulssequenz, wie oben anhand Gleichung (4) erläutert, im Zeitraum Tα zwischen zwei aufeinanderfolgenden Schichtanregungspulsen α₁, α₂, α₃ dasselbe Gradientenmoment C = Tα·A_GRO in Ausleserichtung zu schalten, wie zwischen zwei aufeinander folgenden Echosignalen. Die hierfür zur Verfügung stehende Zeit ist aber um die Dauer eines Schichtanregungspulses α₁, α₂, α₃ kürzer als die Zeitdauer T_α. Der maximale Auslesegradient ist somit immer niedriger als die maximale Amplitude A_max des Gradientensystems und kann umso näher an der maximalen Amplitude A_max gewählt werden, je kürzer die Dauer eines Anregungspulses α₁, α₂, α₃ gewählt wird. In einer bevorzugten Ausführungsform wird daher die Dauer eines Schichtanregungspulses α₁, α₂, α₃ unter Berücksichtigung der durch das Hochfrequenz-Sendesystem des Magnetresonanztomographiesystems realisierbaren maximalen B₁-Amplitude und unter Berücksichtigung von SAR-Grenzen so kurz wie möglich gewählt. Da der von einem Anregungspuls α₁, α₂, α₃ zu realisierende Kippwinkel mit 90° in der Regel kleiner als der Kippwinkel eines Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ ist, ist es bei gegebener maximaler B₁-Amplitude des Hochfrequenz-Sendesystems in der Regel möglich, die Dauer eines Anregungspulses α₁, α₂, α₃ insbesondere kürzer als die Dauer eines Refokussierungspulses β₁, β₂, β₃ zu wählen.
Bei der erfindungsgemäßen Pulssequenz werden wie oben erläutert per Sequenzmodul bzw. Echozug jeweils für genau eine ausgezeichnete Schicht der insgesamt m Schichten die Rohdaten im CPMG-Mode (d. h. unter Erfüllung der oben genannten CPMG-Bedingung) akquiriert und die Signale aller kohärenten Echopfade simultan ausgelesen, während für die verbleibenden m – 1 Schichten die Signale getrennt in jeweils zwei Auslesefenster ausgelesen und erst später in der Bildrekonstruktion kombiniert werden. In den in 3 und 4 dargestellten Pulssequenzen ist diese ausgezeichnete Schicht die letzte angeregte Schicht und in der Pulssequenz nach 5 die erste angeregte Schicht. Dies führt z. B. in einer Single-Shot-Variante der erfindungsgemäßen Pulssequenz, bei der ein kompletter Rohdatensatz der m Schichten jeweils mit einem einzigen Echozug erfasst wird, dazu, dass die Bilder der ausgezeichneten Schicht in der Regel ein höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis als die Bilder der m – 1 anderen Schichten haben.
Um zu vermeiden, dass durch akquisitionsbedingte Unterschiede zwischen benachbarten Schichten, die beispielsweise ein Verfolgen einer Läsion in einer Richtung orthogonal zur Bildebene während der Befundung durch einen Radiologen erschweren könnten, kann in einer weiteren bevorzugte Ausführungsform die Erfindung in einer Multi-Shot-Variante der erfindungsgemäßen Sequenz realisiert werden. Multi-Shot bedeutet hier, dass die zur Bildrekonstruktion benötigten Rohdaten mit mehren Sequenzmodulen akquiriert werden, dass also mehrere Echozüge formiert werden. In der bevorzugten Multi-Shot-Variante werden derartige Signalunterschiede vermieden bzw. stark vermindert, indem die ausgezeichnete Schicht von Echozug zu Echozug derart permutiert wird, dass zumindest näherungsweise ein m-tel der Rohdaten einer jeden der m-Schichten in dem signalstarken CPMG-Mode akquiriert werden. Dabei ist zu beachten, das die in verschiedenen Modi akquirierten Daten derart in den k-Raum einsortiert werden bzw. vor einem Einsortieren in den k-Raum rechnerisch manipuliert werden, dass Artefakte in Folge der genannten Signalunterschiede vermieden werden.
Im Folgenden wird die Vermeidung bzw. Verminderung der akquisitionsbedingte Signalunterschiede am Beispiel einer PROPELLER-Variante (PROPELLER = Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines with Enhanced Reconstruction) der erfindungsgemäßen Sequenz näher erläutert. PROPELLER ist eine aus dem Zeitschriftenartikel „Motion Correction With PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging” von James Pipe erschienen in der Zeitschrift Magnetic Resonance in Medicine 42: 963–969 (1999), bekannte Turbo-Spinecho Sequenz, die mit jedem Echozug ein kartesisches k-Raum Segment einer Schicht erfasst, dass das k-Raum Zentrum enthält. Der komplette k-Raum der Schicht wird in der PROPELLER Bildgebung mit mehreren Echozügen erfasst, wobei die von verschiedenen Echozügen erfassten kartesischen k-Raum Segmente um das k-Raum Zentrum gegeneinander rotiert sind.
Eine PROPELLER-Variante der erfindungsgemäßen Pulssequenz, erfasst mit jedem Echozug für jede der m simultan refokussierten Schichten ein (ausgezeichnete Schicht) bzw. zwei (restliche m – 1 Schichten) kartesische k-Raum-Segmente, die jeweils das k-Raum Zentrum enthalten. Die in verschiedenen Echozügen erfassten k-Raum Segmente sind jeweils um das k-Raum Zentrum gegeneinander rotiert.
7 zeigt als Beispiel, wie der kreisförmige k-Raum von m = 3 benachbarten Schichten mit einer PROPELLER-Variante einer Sequenz gemäß 4 erfasst werden kann. Im oberen Teil der Figur ist hierzu jeweils der k-Raum der drei Schichten S₁, S₂, S₃ dargestellt, darunter sind noch einmal die Schichtanregungspulse α₁, α₂, α₃ und Refokussierungspulse β₁, β₂, ... sowie die Auslesefenster AQ₁, AQ₂, AQ₃, AQ₄, AQ₅ des Pulsdiagramms aus 4 gezeigt. Zur Abdeckung der drei kreisförmigen k-Räume wird die Sequenz aus 4 insgesamt neunmal ausgeführt. Sollen alle k-Raum-Zeilen eines Segments gemessen werden, dann ist die Echozuglänge, d. h. die Zahl der Refokussierungspulse β₁, β₂, ..., mindestens so groß wie die Zahl der k-Raum-Zeilen pro Propellerblatt zu wählen. Die Indexierung bzw. Nummerierung der k-Raum-Segmente b = 1, ..., 9 (die auch als „Propellerblatt” bezeichnet werden) erfolgt in Drehrichtung des Rotationswinkels.
Um ein unterschiedliches Signal-zu-Rausch-Verhältnis der aus den gemessenen Rohdaten rekonstruierten Bilder zu vermeiden, kann bei der PROPELLER-Variante jedes m-te k-Raum-Segment einer jeden Schicht im CPMG-Mode akquiriert werden. Hierzu wird zwischen den einzelnen Wiederholungen die Richtung des Auslesegradienten und des Phasenkodiergradienten entsprechend der Ausrichtung des jeweils erfassten k-Raum-Segments rotiert. Die k-Raum-Segmente einer Schicht, die mit verschiedenen Echozügen erfasst werden, sind somit zueinander um das k-Raum-Zentrum verdreht. Bei dem Beispiel nach 7 werden z. B. mit den ersten drei Echozügen die Propellerblätter mit Index b = 1, b = 4 und b = 7 erfasst und dabei jeweils mit dem Anregungspuls α₁ die Schicht S₁ angeregt, mit dem Anregungspuls α₂ die Schicht S₂, und mit dem Anregungspuls α₃ die Schicht S₃. Mit den nächsten drei Echozügen werden beispielsweise die Propellerblätter mit Index b = 2, b = 5 und b = 8 erfasst. Bei diesem Umlauf regt der erste Anregungspuls α₁ aber die Schicht S₃, der zweite Anregungspuls α₂ die Schicht S₁ und der dritte Anregungspuls α₃ die Schicht S₂ an. Mit den verbleibenden drei Echozügen können die Propellerblätter mit Index b = 3, b = 6, und b = 9 erfasst werden. Bei diesem letzten Umlauf regt der erste Anregungspuls α₁ jeweils die Schicht S₂ an, der zweite Anregungspuls α₂ die Schicht S₃ und der dritte Anregungspuls α₃ jeweils die Schicht S₁.
In 8 wird ein Flussdiagramm für eine mögliche PROPELLER-Rekonstruktion auf Basis der erfindungsgemäß akquirierten Rohdaten gezeigt. Änderungen gegenüber einer herkömmlichen PROPELLER-Rekonstruktion sind dabei jeweils mit einem strichpunktiert gezeichnetem Rahmen markiert.
Wie im Stand der Technik werden die verschiedenen Schichten unabhängig voneinander rekonstruiert. Dargestellt ist also die Rekonstruktion einer Einzelschicht. Im Gegensatz zum Stand der Technik wird ein Teil der Propellerblätter der Schicht doppelt in verschiedenen Echogruppen akquiriert, während für die im CPMG Mode akquirierten Propellerblätter nur ein einziger Segmentdatensatz pro Ausrichtung vorliegt. Ziel der modifizierten Rekonstruktion ist es, die doppelt akquirierten Propellerblätter mit gleicher Ausrichtung nach einer Anzahl von Verfahrensschritten zu kombinieren, so dass wie im Stand der Technik genau ein Segmentdatensatz pro Richtung vorliegt und die restlichen Verfahrensschritte herkömmlich durchgeführt werden können.
Eine PROPELLER Rekonstruktion startet in der Regel mit einigen Verfahrenschritten, die jeweils nur auf den Daten eines Segments operieren. Die modifizierte Rekonstruktion unterscheidet dabei, ob das jeweilige Blatt doppelt in zwei Echogruppen akquiriert wurde oder einfach. Im ersten Fall (im Folgenden auch als NICHT-CPMG-Mode bezeichnet) betritt der in der ersten Echosignalgruppe E_1a bzw. E_2a akquirierte Segmentdatensatz die Rekonstruktionspipeline den (in dem Ablaufdiagramm in 8) mit E_1a/E_2a bezeichneten Eingang und der jeweils zugehörige in der zweiten Echosignalgruppe E_1b bzw. E_2b akquirierte Segmentdatensatz den mit E_1b/E_2b bezeichneten Eingang. Bei einfacher Akquisition in der Echosignalgruppe E₃ im CPMG Mode ist der mit E₃ bezeichnete Eingang zu wählen.
Sofern eine parallele Rekonstruktionstechnik mit mehreren Empfangsspulen eingesetzt wurde, werden in den Verfahrenschritten I.1/2a, I1/2b, I.3 die jeweils nicht akquirierten Zeilen des Segmentdatensatz unter zu Hilfenahme der Spulenkalibrierungsdaten (z. B. der Spulen-Sensitivitäten der Einzelspulen) substituiert. Im einfachsten Fall unterscheidet sich dieser Verfahrensschritt nicht von dem entsprechenden Verfahrensschritt in der herkömmlichen PROPELLER-Rekonstruktion. Optional lässt sich im NICHT-CPMG-Fall das doppelt Vorhandensein des Datensatzes vorteilhaft ausnutzen, z. B. zum Erzielen eines besseren Signal-zu-Rausch-Verhältnisses, Reduzierung verbleibender Artefakte, oder Einsparen von Rechenkapazitäten.
Propellerblätter einer bestimmten Schicht mit gleichem Rotationswinkel, die in zwei Auslesefenstern doppelt erfasst wurden, können anschließend – nachdem die im Bildraum langsam variierende Phase rechnerisch in den Schritten II.1/2a bzw. II.1/2b entfernt wurde – komplexwertig im Schritt III.1/2 kombiniert werden. Die Details der Verfahrensschritte II.1/2a, II.1/2b und III.1/2 können dem unter Zuhilfenahme der 6 oben erklärten Verfahren entnommen werde. Der einzige Unterschied hier besteht darin, dass die Operationen auf einzelnen Segmentdatensätzen erfolgen und nicht auf dem kompletten, doppelt akquirierten k-Raum Datensatz einer Schicht. Ein im CPMG-Mode einfach akquirierter Segmentdatensatz wird im Schritt II.3 ebenso phasenkorrigiert.
Nach der komplexwertigen Kombination der im NICHT-CPMG-Modus doppelt akquirierten Propellerblätter liegt pro Richtung ein vervollständigter, phasenkorrigierter Propellerblatt-Segmentdatensatz B1_x, B1_y pro Ausrichtung (Rotationswinkel des Propellerblattes) vor. Die restlichen Verfahrenschritte können also wie in der herkömmlichen PROPELLER-Rekonstruktion durchgeführt werden. Die restlichen Verfahrenschritte umfassen eine optionale Bewegungsdetektion (Schritte IV.1/2, IV.3), eine Dichtekompensation (z. B. in den Schritten V.1/2, V.3), sowie abschließend eine Kombination der Propellerblätter mit verschiedener Ausrichtung im k-Raum, eine finale zweidimensionale Fouriertransformation in den Bildraum und gegebenfalls weitere optionale Schritte, wie beispielsweise Filteroperationen (alle Schritte gemeinsam durch den Block Schritt VI repräsentiert). Die Kombination der Propellerblätter mit verschiedener Ausrichtung wird in der Regel als sogenannte „Gridding”-Operation implementiert. Optional kann dieser Schritt auch als Rotation mit anschließende Akkumulation, wie dies z. B. in der DE 10 2005 046 732 beschrieben ist, implementiert werden. Details der herkömmlichen PROPELLER-Rekonstruktion finden sich in dem zuvor zitierten Zeitschriftenartikel von James Pipe.
Eine Dichtekompensation ist sinnvoll da die zentralen Bereiche des k-Raums durch verschiedene Propellerblätter mehrfach erfasst werden, während die peripheren Bereich in der Regel nur einfach erfasst werden. In 6 wird die Dichtekompensation vor der Kombination der Propellerblätter mit unterschiedlicher Ausrichtung als Schritt V.1/2 bzw. V.3 durchgeführt. Optional kann bei der Dichtekompensation neben der unterschiedlich dichten Erfassung der k-Raum Daten auch die höhere Signalstärke der im ausgezeichneten CPMG-Mode akquirierten Propellerblätter berücksichtigt werden. Dies ist aber nicht zwingend notwendig. Artefakte infolge der Signalunterschiede werden jedoch auch bei der einfachen Ausführungsform vermieden, da die Kontrast- und Bildeindruck bestimmenden und damit artefaktsensitiven zentrumsnahen k-Raum-Punkte mehrfach von verschiedenen Propellerblättern erfasst werden und sich somit die Signalunterschiede ausmitteln.
Die 9 bis 11 zeigen mit einem 3-Tesla-Magnetresonanztomographen akquirierte Kopfbilder. Die Bilder in der linken Spalte sind jeweils mit einer aus dem Stand der Technik bekannten, separat refokussierten (d. h. mit m = 1) PROPELLER/BLADE-Turbospinechosequenz akquiriert. Diese erste Spalte dient als Referenz. Die Bilder in der zweiten und dritten Spalte wurden mit einer erfindungsgemäßen PROPELLER/BLADE-Turbospinechosequenz Sequenz akquiriert, die jeweils zwei benachbarte Schichten gleichzeitig refokussiert (d. h. mit m = 2). Bilder einer Zeile zeigen jeweils die gleiche Schicht S₁, S₂ (exemplarisch für insgesamt 28 akquirierte Schichten). Dabei wurden die beiden gezeigten Schichten, sofern sie mit der erfindungsgemäßen Sequenz akquiriert wurden (also in den Spalten zwei und drei) simultan refokussiert. Der Unterschied zwischen den Bildern der zweiten und dritten Spalte ist, dass bei der Akquisition der Bilder der dritten Spalte gemäß der oben in Zusammenhang mit 7 erläuterten Variante die relative zeitliche Position des Anregungspulse der beiden Schichten nach der Akquisition der Propellerblätter mit ungeradem Index gewechselt wurde, um Kontrast- und SNR-Unterschiede verschiedener Schichten zu vermeiden.
Die 10 und 11 zeigen jeweils einen vergrößerten Ausschnitt der in 9 gezeigten Bilder. Der in 10 vergrößerte Ausschnitt ist in dem linken oberen Bild und der in 11 vergrößerte Ausschnitt in dem linken unteren Bild der 9 durch den jeweils strichpunktiert umrandeten Kreis gekennzeichnet.
Um einen möglichst realistischen Vergleich zu ermöglichen, wurden die Parameter der verglichenen Sequenzen weitgehend gleich gewählt, mit folgenden Ausnahmen:
Die Auslesebandbreite BW der herkömmlichen (m = 1) Sequenz wurde reduziert (BW = 130 Hz per Pixel gegenüber 407 Hz per Pixel bei den erfindungsgemäßen Sequenzen), um bei jeweils kompletter Ausnutzung der zur Verfügung stehenden Akquisitionszeit den gleichen Echoabstand zu erreichen.
Die Repetitionszeit TR der herkömmlichen Sequenz wurde mit TR = 6000 ms gegenüber TR = 3000 ms der erfindungsgemäßen Sequenzen verdoppelt, um die regulierten SAR-Grenzen einzuhalten. Entsprechend ist die Akquisitionszeit per Bild der herkömmlichen Sequenz mit 18 × 6000 ms = 106 Sekunden doppelt so lang wie bei den erfindungsgemäßen Sequenzen.
Die gemeinsamen Sequenzparameter waren wie folgt:
Es wurde eine 256-er Matrix genutzt, was bei einem quadratischen Field of View mit 220 mm Kantenlänge zu einer In-plane Auflösung (Pixelabstand) von 0,85 × 0,85 mm² führt.
Gemessen wurden 18 Propellerblätter per Schicht.
Die Schichtdicke betrug Δz = 4 mm und die Schichtlücke (engl. „gap”) 30% der Schichtdicke, d. h. 1,2 mm, was zu einem Mittenabstand von d = 5,2 mm führt.
Der Echoabstand betrug 11,9 ms, die Echozuglänge betrug 23 und die Echozeit TE = 143 ms.
Es wurden zur Abdeckung des Kopfes insgesamt 28 Schichten gemessen, wobei jeweils per Repetitionszeit TR jeweils 14 Schichten angeregt wurden.
Der nominelle Kippwinkel der Refokussierungspulse betrug 140°.
Wie die Bilder zeigen, sind keine Unterschiede in der abgebildeten Anatomie zwischen den Bildern einer Zeile zu erkennen. Dies ist besonders gut in der bei einem Vergleich der Details der Kleinhirnstruktur zu erkennen. Die Trennung der Schichten ist also perfekt. Dies ist insbesondere daher auch ein sehr gutes Ergebnis, da mit klinisch relevanter Schichtdicke und Schichtabstand gemessen wurde. Der Gewebekontrast ist dabei vergleichbar.
Die Messzeit konnte mit der erfindungsgemäßen Sequenz mit zwei gleichzeitig angeregten und refokussierten Schichten annähernd halbiert werden. Die Messzeit war dabei für beide Protokolle primär SAR-limitiert. Auch abgesehen von einer annähernd doppelten SAR-Belastung wäre die kürzere Repetitionszeit TR mit der herkömmlichen Sequenz bei gleicher Gesamtschichtzahl nicht realisierbar gewesen, da die simultan refokussierte herkömmliche Sequenz bei gegebenem Echoabstand auch annähernd um einen Faktor m zeitlich effizienter ist. Mit den erfindungsgemäßen Sequenzen wäre es dagegen möglich, mit den genannten Parametern und einer Repetitionszeit TR von 3000 ms auch mehr als 14 Schichten zu messen.
Ein Vergleich der Bilder in der ersten Zeile der zweiten Spalte mit dem Bild der zweiten Zeile der zweiten Spalte zeigt, dass das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des im ausgezeichneten CPMG-Mode akquirierten Bildes der ersten Zeile deutlich besser ist. In der dritten Spalte zeigen die entsprechenden Bilder keinen wahrnehmbaren SNR-Unterschied. Dies belegt, dass durch das erfindungemäße Verfahren bei einer Variation der zeitlichen Position der Anregungspulse Schichtvariationen im Signal-zu-Rausch-Verhältnis ohne weiteres vermeidbar sind, wenn dies gewünscht ist.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor beschriebenen detaillierten Verfahren und Aufbauten um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist.
So ist hinbesondere zu erwähnen, dass der Begriff „kompletter Rohdatensatz” im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindungsmeldung einen Datensatz bezeichnet, mit dem im Stand der Technik ein Bild rekonstruiert werden kann. Dies schließt also Datensätze ein, bei denen einzelne Rohdatenzeilen, die z. B. zur Bildrekonstruktion mittels schneller Fourier-Transformation nötig sind, nicht akquiriert wurden und z. B. mit parallelen Rekonstruktionstechniken noch substituiert werden müssen.
Des Weiteren kann ein kompletter Rohdatensatz mit einem einzigen Echozug, wie in 2 dargestellt, oder durch die mehrfache Wiederholung der Sequenz aus 2 akquiriert werden, wobei bei verschiedenen Wiederholungen im Allgemeinen verschiedene k-Raum-Zeilen akquiriert werden. Die erste Vorgehensweise entspricht den sogenannten Single-Shot-Varianten HASTE oder RARE in der konventionellen Turbospinechotechnik, die zweite den sogenannten Multi-shot-Varianten, mit entsprechenden Vor- und Nachteilen.
Bei einer weiteren Modifikation kann, wenn der erste zeitliche Abstand T_α größer als die Dauer T_ACQ eines Auslesefensters ist, zwischen zwei Auslesefenstern zur weiteren Separation der Echosignale auch jeweils ein zusätzlicher Gradientenpuls in Ausleserichtung geschaltet werden. Das Moment dieses zusätzlichen Gradienten wäre dann lediglich bei der Berechnung der zwischen den Anregungspulsen in Ausleserichtung geschalteten Gradienten GR_0,1, GR_0,2 zu berücksichtigen, damit das Moment in Ausleserichtung zum Echozeitpunkt jeweils wieder gleich Null ist.
Die erfindungsgemäße Sequenz ist mit den wichtigsten nicht kartesischen k-Raum-Trajektorien, wie beispielweise PROPELLER-Sequenzen (siehe das im Zusammenhang mit den 7 und 8 erläuterte Ausführungsbeispiel), Spiral-Sequenzen, Sequenzen mit konzentrischen Ringen oder Radial-Sequenzen kompatibel.
Es ist auch möglich, durch eine Folge von Auslesegradienten mit alternierender Amplitude wie bei einer EPI-Sequnez pro Echogruppe mehrere Echos zu formieren und diese z. B. wie bei einem GRASE-Verfahren (Gradient- and Spin-Echo-Verfahren, wie es in „GRASE (Gradient- and Spin-Echo) Imaging: A Novel Fast MRI technique”; Magnetic Resonance in Medicine, 20, 1991, S. 344–349 beschrieben ist) getrennt Phasen zu kodieren zur Reduktion der Akquisitionszeit. Alternativ kann dabei der zeitliche Abstand der Auslesegradienten einer Echogruppe derart gewählt werden, dass eine gewünschte Phasenverschiebung zwischen Wasser- und Fettkomponente des ausgelesenen Signals erreicht wird. Aus den derart erhaltenen verschiedenen Bildern einer Echogruppe können dann mit Hilfe einer sogenannten Dixon-Rekonstruktion Bilder rekonstruiert werden, die jeweils nur die Fettkomponente bzw. nur die Wasserkomponente des untersuchten Gewebes darstellen.
Die erfindungsgemäßen Pulssequenzen sind auch dann in der Lage, einen für die schnelle T2-gewichtete Bildgebung hinreichend langen Echozug aufrecht zu erhalten, wenn der Flipwinkel der Refokussierungspulse signifikant gegenüber 180° reduziert ist. Dies ist insbesondere bei einem Einsatz in Hochfeld-Systemen mit einem Grundmagnetfeld von 3 Tesla oder mehr vorteilhaft, um dort zu einer hinreichenden Reduktion der SAR-Belastung bei einer moderaten Schichtanzahl m (und damit einer moderaten Verlängerung des Echoabstandes) zu kommen. Aus Gründen der SAR-Reduzierung wird daher die erfindungsgemäße Sequenz sogar oft bevorzugt mit reduzierten Kippwinkeln der Refokussierungspulse eingesetzt. Ein Refokussierungs-Flipwinkel von 90° führte in einem Test zu keiner Beeinträchtigung der Bildqualität. Dies ist ein Vorteil gegenüber eventuell alternativen Ansätzen, wie beispielsweise der von Patrick Le Roux und James Pipe im Zusammenhang mit der separat refokussierten, Diffusions-gewichteten Bildgebung angewendeten Phasenmodulation der RF-Pulse, siehe z. B. „Multishot diffusion-weighted FSE using PROPELLER MRI” von James G. Pipe, Victoria G. Farthing, Kirsten P. Forbes, erschienen in der Zeitschrift Magnetic Resonance in Medicine 47: 42–52 (2002)) mit denen versucht werden könnte, den Echozug zu stabilisieren.
Obwohl in den Figuren alle Refokussierungspulse in der gleichen Art dargestellt sind, können insbesondere verschiedene Refokussierungspulse auch verschiedene Kippwinkel haben.
Die Sequenz ist auch kompatibel mit sogenannten Variable-Rate (VR) bzw. Variable-Rate Selective Excitation(VERSE)-Pulsen, mit denen man eine Reduktion der eingestrahlten RF Energie erreicht, indem man die Peak-Amplitude des Hochfrequenz-Pulses im Vergleich zu einem entsprechenden SINC-Puls reduziert.
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 zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiesystems (1) zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts (O) mit folgenden im Rahmen eines Sequenzmoduls durchgeführten Verfahrensschritten: – Anregung einer Mehrzahl von Schichten im Untersuchungsobjekt (O) in einem ersten zeitlichen Abstand (T_α) mittels je eines HF-Schichtanregungspulses (α₁, α₂, α₃) einer Folge von räumlich selektiven HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃), – Aussenden eines HF-Refokussierungspulses (β₁) in einem zweiten zeitlichen Abstand (T_β/2) nach dem ersten Anregungspuls (α₁) oder nach dem letzten Anregungspuls (α₂, α₃) der Folge von HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃), sowie Aussenden zumindest eines weiteren HF-Refokussierungspulses (β₂, β₃) jeweils in einem dritten zeitlichen Abstand (T_β) nach einem vorangegangenen HF-Refokussierungspuls (β₁, β₂), wobei der dritte zeitliche Abstand (T_β) doppelt so lang wie der zweite zeitliche Abstand (T_β/2) ist, wobei die Breite der HF-Refokussierungspulse (β₁, β₂, β₃) zur Erzeugung einer Mehrzahl von zeitlich getrennten Echosignalen (E₁, E_1a, E_1b, E₂, E_2a, E_2b, E₃) pro HF-Refokussierungspuls (β₁, β₂, β₃) derart gewählt ist, dass die HF-Refokussierungspulse (β₁, β₂, β₃) zur simultanen Refokussierung aller angeregten Schichten zumindest einen Teil eines Anregungsvolumens aller angeregten Schichten erfassen.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Anzahl von Echosignalen (E₁, E_1a, E_1b, E₂, E_2a, E_2b, E₃) pro HF-Refokussierungspuls (β₁, β₂, β₃) unter einem Auslesegradienten in einer entsprechenden Anzahl von Auslesefenstern (AQ1, ..., AQ₅) ausgelesen wird, wobei jeweils eine Gradientenpulsfolge (GR₀, GR_0,1, GR_0,2) in einer Ausleserichtung zwischen zwei aufeinander folgenden HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃) geschaltet wird, deren 0-tes Moment gleich dem akkumulierten 0-ten Moment einer zwischen zwei aufeinanderfolgenden Echosignalen (E₁, E_1a, E_1b, E₂, E_2a, E_2b, E₃) geschalteten Gradientenpulsfolge (GR₂) in Ausleserichtung ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das akkumulierte 0-te Moment aller zwischen den Isodelaypunkten zweier aufeinander folgender HF-Schichtanregungspulse (α₁, α₂, α₃) in einer Schichtselektionsrichtung geschalteter Gradientenpulse (GS_1,1, GS_2,1, GS_1,2) Null ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass ein 0-tes Moment, welches in Folge eines geschalteten Gradientenpulses (GR₁, GR₁*) in Ausleserichtung zwischen dem letzten Anregungspuls (α_m) der Folge von HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃) und dem ersten HF-Refokussierungspuls (β₁) akkumuliert wird, gleich dem 0-ten Moment ist, welches in Ausleserichtung zwischen dem ersten HF-Refokussierungspuls (β₁) und einem ersten Echo (E₂, E_2a, E₃) akquiriert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die zeitliche Dauer eines HF-Schichtanregungspulses (α₁, α₂, α₃) kürzer als die zeitliche Dauer eines HF-Refokussierungspulses (β₁, β₂, β₃) ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass jeweils die abzutastenden k-Räume der Schichten in einem einzigen Echozug eines Sequenzmoduls einmal oder zweimal erfasst werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass ein jeweils abzutastender k-Raum der Schichten in einer Pulssequenz mit mehreren Sequenzmodulen erfasst wird und mit jedem Echozug auf Basis der Echosignale Rohdaten von ein oder zwei Segmenten per Schicht akquiriert werden.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Segmentierung des k-Raums gemäß einer PROPELLER-Trajektorie erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, dass bei einer Akquisition von Rohdaten von unterschiedlichen Segmenten einer bestimmten Schicht in verschiedenen Sequenzmodulen die zeitliche Position des HF-Schichtanregungspulses (α₁, α₂, α₃) dieser Schicht von Pulssequenz zu Pulssequenz variiert wird.
Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts mit folgenden Verfahrensschritten: – Bereitstellen von Rohdaten, die unter Verwendung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 5 bis 8 mittels eines Magnetresonanztomographiesystems (1) im Rahmen eines Sequenzmoduls in verschiedenen einem HF-Refokussierungspuls (β₁, β₂, β₃) zugeordneten Auslesefenstern (AQ1, ..., AQ₅) akquiriert wurden, – Berechnung von getrennten Betragsbildern für die Rohdaten aus den verschiedenen Auslesefenstern (AQ1, ..., AQ₅), – Kombination von Betragsbildern, die derselben Schicht zugeordnet sind, zu einem einzigen Schichtbild dieser Schicht, vorzugsweise mit Hilfe einer Summe-der-Quadrate-Methode.
Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts mit folgenden Verfahrensschritten: – Bereitstellen von Rohdaten, die unter Verwendung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 5 bis 8 mittels eines Magnetresonanztomographiesystems (1) im Rahmen eines Sequenzmoduls in verschiedenen einem HF-Refokussierungspuls (β₁, β₂, β₃) zugeordneten Auslesefenstern (AQ1, ..., AQ₅) akquiriert wurden, – komplexwertige Kombination von Bilddaten einer bestimmten Schicht, deren Rohdaten in verschiedenen Auslesefenstern (AQ1, ..., AQ₅) mit einem einzigen Echozug akquiriert wurden, vorzugsweise, nachdem die im Bildraum räumlich langsam variierende Phase rechnerisch entfernt wurde.
Pulssequenz zur Ansteuerung eines Magnetresonanztomographiesystems (1) zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts (O) mit zumindest einem Sequenzmodul, welches zumindest folgende Pulse umfasst: – eine Folge von räumlich selektiven HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃) zur Anregung einer Mehrzahl von Schichten im Untersuchungsobjekt (O) in einem ersten zeitlichen Abstand (T_α) mittels je eines der HF-Schichtanregungspulse (α₁, α₂, α₃), – einen HF-Refokussierungspuls (β₁) in einem zweiten zeitlichen Abstand (T_β/2) nach dem ersten Anregungspuls (α₁) oder nach dem letzten Anregungspuls (α₂, α₃) der Folge von HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃) sowie zumindest einen weiteren HF-Refokussierungspuls (β₂, β₃) jeweils in einem dritten zeitlichen Abstand (T_α) nach einem vorangegangenen HF-Refokussierungspuls (β₁, β₂), wobei der dritte zeitlichen Abstand (T_β) doppelt so lang wie der zweite zeitliche Abstand (T_β/2) ist, wobei die Breite der HF-Refokussierungspulse (β₁, β₂, β₃) derart gewählt ist, dass die HF-Refokussierungspulse (β₁, β₂, β₃) zur simultanen Refokussierung aller angeregten Schichten zur Erzeugung einer Mehrzahl von zeitlich getrennten Echosignalen (E₁, E_1a, E_1b, E₂, E_2a, E_2b, E₃) pro HF-Refokussierungspuls (β₂, β₃) zumindest einen Teil eines Anregungsvolumens aller angeregten Schichten erfassen.
Steuereinrichtung (13) für ein Magnetresonanztomographiesystem (1), welche das Magnetresonanztomographiesystem (1) im Betrieb zur Erzeugung von Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts (O) mittels einer Pulssequenz derart steuert, dass – eine Mehrzahl von Schichten im Untersuchungsobjekt (O) in einem ersten zeitlichen Abstand (T_α) mittels je eines HF-Schichtanregungspulses (α₁, α₂, α₃) einer Folge von räumlich selektiven HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃) angeregt wird, – ein HF-Refokussierungspuls (β₁) in einem zweiten zeitlichen Abstand (T_β/2) nach dem ersten Anregungspuls (α₁) oder nach dem letzten Anregungspuls (α₂, α₃) der Folge von HF-Schichtanregungspulsen (α₁, α₂, α₃) sowie zumindest ein weiterer HF-Refokussierungspuls (β₂, β₃) jeweils in einem dritten zeitlichen Abstand (T_β) nach einem vorangegangenen HF-Refokussierungspuls (β₁, β₂) ausgesendet wird, wobei der dritte zeitliche Abstand (T_β) doppelt so lang wie der zweite zeitliche Abstand (T_β/2) ist, wobei die Breite der HF-Refokussierungspulse (β₁, β₂, β₃) derart gewählt ist, dass die HF-Refokussierungspulse (β₁, β₂, β₃) zur simultanen Refokussierung aller angeregten Schichten zur Erzeugung einer Mehrzahl von zeitlich getrennten Echosignalen (E₁, E_1a, E_1b, E₂, E_2a, E_2b, E₃) pro HF-Refokussierungspuls (β_2, β₃) zumindest einen Teil eines Anregungsvolumen aller angeregten Schichten erfassen.
Magnetresonanztomographiesystem (1) umfassend folgende Komponenten: – ein Grundfeldmagnetsystem (4), – ein HF-Sendeantennensystem (5), – ein Gradientensystem (6), – ein HF-Empfangsantennensystem (7), – eine Steuereinrichtung (13) gemäß Anspruch 13.
Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (13) für eine Magnetresonanztomographiesystem (1) ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 12 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (13) ausgeführt wird.