DE102012205626B4

DE102012205626B4 - Funktionale MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts des Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts

Info

Publication number: DE102012205626B4
Application number: DE102012205626A
Authority: DE
Inventors: David Grodzki; Björn Heismann; Jeanette Lenger; Sebastian Schmidt
Original assignee: Friedrich Alexander Univeritaet Erlangen Nuernberg FAU; Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2012-04-05
Filing date: 2012-04-05
Publication date: 2013-11-28
Anticipated expiration: 2032-04-06
Also published as: JP2013215570A; CN103356191A; US9829553B2; KR101712694B1; DE102012205626A1; CN103356191B; US20130265050A1; KR20130113394A

Abstract

Verfahren und Magnetresonanzanlage zur funktionalen MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts eines Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Magnetresonanzanlage (5) zur funktionalen MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts eines Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts (O). Dabei umfasst die Erfindung folgende Schritte: Schalten eines HF-Anregungspulses (31). Schalten mindestens eines Magnetfeldgradienten (Gx–Gz; G). Erfassen von MR-Daten (38x, 39x) des vorbestimmten Volumenabschnitts beginnend eine vorbestimmte Echozeit (TE1) nach dem HF-Anregungspuls (31). Die Echozeit (TE1) liegt in einer Zeitspanne von 10 μs bis 1000 μs.

Description

Verfahren und Magnetresonanzanlage zur funktionalen MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts eines Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Magnetresonanzanlage zur funktionalen MR-Bildgebung, mit welcher insbesondere Gehirnaktivitäten bildlich dargestellt werden können.
In „3D Radial Projection Technique With Ultrashort Echo Times for Sodium MRI: Clinical Applications in Human Brain and Skeletal Muscle”, von S. Nielles-Vallespin u. a., Magn. Reson. Med. 57 (2007), Seiten 74–81 wird eine MR-Bildgebung im menschlichen Gehirn beschrieben, welche mit einer Echozeit von 0,2 ms arbeitet. Dabei werden auch zusätzliche funktionale Informationen („functional information”) bereitgestellt.
Die US 2007/0080685 A beschreibt eine MR-Bildgebung mit ultrakurzer Echozeit, wobei Präparationspulse eingesetzt werden und während einer Erfassung von MR-Daten mehrere Magnetfeldgradienten geschaltet werden.
In „Ultrashort Echo Time Imaging Using Pointwise Encoding Time Reduction With Radial Acquisition (PETRA)”, von D. M. Grodzki u. a., Magn. Reson. Med. 67 (2012), Seiten 510–518 wird eine MR-Bildgebung beschrieben, welche mit ultrakurzer Echozeit arbeitet und K-Raum-Punkte im K-Raum-Zentrum einzeln erfasst. Dabei wird bei einem so genannten „key-hole imaging” der K-Raum in einen äußeren und einen inneren Bereich geteilt, wobei der kartesisch erfasste Bereich mit einer geringen Auflösung und der radial erfasste Bereich mit einer hohen Auflösung erfasst wird.
In „MRI of the brain with ultra-short echo-time pulse sequences”, von A. Waldman u. a., Neuroradiology 45 (2003), Seiten 887–892 und in US 2007/0255129 A1 werden ebenfalls MR-Bildgebungsverfahren mit ultrakurzer Echozeit beschrieben.
Mit der funktionellen Kernspintomographie (fMRI) ist eine nicht-invasive Untersuchung von Gehirnaktivitäten möglich. Vergleichsmessungen bezüglich eines Gehirns, bei denen sich der Patient einmal in einer Ruhelage befindet und einmal Reizen ausgesetzt ist, zeigen, welche Gehirnregionen wie stark durch die Reize stimuliert oder beeinflusst werden. Die Reize können dabei aus Schmerzreizen, aus optischen Reizen, aus akustischen Reizen oder aus einer sonstigen Stimulation, wie beispielsweise dem Auflegen eines Eisblocks auf die Haut, bestehen.
Nach dem Stand der Technik wird bei den fMRI-Untersuchungen meist das BOLD-Signal (”Blond Oxygenation-Level Dependent”) gemessen. Das BOLD-Signal ist von der Sauerstoffkonzentration innerhalb des Blutes abhängig, wobei sich abhängig von dem Sauerstoffgehalt im Blut die Suszeptibilität des Blutes ändert, was wiederum durch MR-Messungen erfasst werden kann. Mit anderen Worten wird bei der fMRI mit geeigneten Methoden herausgearbeitet, an welchen Stellen des Gehirns sich mit und ohne Reize die Sauerstoffumsetzung ändert. Aus diesen Ergebnissen wird dann direkt auf die Aktivität einzelner Gehirnareale geschlossen. Dabei werden nach dem Stand der Technik schnelle Messverfahren, welche beispielsweise mit einer EPI-Sequenz (”Echo Planar Imaging”) arbeiten, eingesetzt.
Die vorliegende Erfindung stellt sich die Aufgabe, die funktionale MR-Bildgebung gegenüber dem Stand der Technik zu verbessern.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur funktionalen MR-Bildgebung nach dem Anspruch 1, durch eine Magnetresonanzanlage nach dem Anspruch 7, durch ein Computerprogrammprodukt nach dem Anspruch 9 und durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach dem Anspruch 10 gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur funktionalen MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts eines Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts bereitgestellt. Dabei umfasst das erfindungsgemäße Verfahren folgende Schritte:

• Schalten eines HF-Anregungspulses.
• Schalten eines oder mehrerer Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung.
• Erfassen von MR-Daten innerhalb des vorbestimmten Volumenabschnitts, wobei mit der Datenerfassung eine vorbestimmte Echozeit nach dem HF-Anregungspuls begonnen wird. Dabei bestimmt die Echozeit die Zeitspanne zwischen der Mitte des HF-Anregungspulses und dem Beginn der Datenakquisition.

Die Echozeit ist dabei ultrakurz, so dass sie in einer Zeitspanne von 10 μs bis 1000 μs liegt.
Insbesondere durch eine flexible Änderung der Echozeit zwischen 10 und 1000 μs (besser zwischen 40 und 200 μs) kann der Kontrast der aus den MR-Daten erstellten MR-Bilder optimiert werden, wobei auch ein Übergang zum BOLD-Kontrast möglich ist.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform werden vor dem HF-Anregungspuls T1-selektive oder T2-selektive Vorpulse geschaltet, um einen Kontrast der aus den MR-Daten erstellten MR-Bilder zu verbessern.
Dabei bestehen T1-Vorpulse insbesondere aus einem 180°-Inversionspuls, welcher eine vorbestimmte Zeitspanne vor dem eigentlichen HF-Anregungspuls eingestrahlt wird. Nach einem solchen T1-Vorpuls können bis zu 500 Repetitionen gemessen werden. Ein T2-Vorpuls umfasst eine Abfolge von Pulsen mit verschiedenen Phasen. Auch der T2-Vorpuls wird vor dem eigentlichen HF-Anregungspuls eingestrahlt und ermöglicht ebenfalls mehrere Repetitionen. Darüber hinaus können erfindungsgemäß als Vorpulse auch Fett- oder Wassersättigungspulse verwendet werden, welche ebenfalls zeitlich vor dem HF-Anregungspuls eingestrahlt werden. Diese Vorpulse können erfindungsgemäß bei allen denkbaren Sequenzen mit ultrakurzer Echozeit eingesetzt werden, ohne dass die Einstellung der Echozeit einen Einfluss auf den gewählten Vorpuls oder der Vorpuls einen Einfluss auf die eingestellte Echozeit aufweist.
Um die ultrakurze Echozeit zu realisieren, existieren erfindungsgemäß folgende Ausführungsformen:

1. Die zur Ortskodierung benötigten Magnetfeldgradienten werden zeitgleich mit dem Beginn der Datenerfassung hochgefahren.
2. Die zur Ortskodierung benötigten Magnetfeldgradienten werden vor dem Schalten des HF-Anregungspulses hochgefahren, so dass die Magnetfeldgradienten bei der Erfassung der MR-Daten bereits geschaltet sind.

Bei der vorab beschriebenen ersten Ausführungsform, bei welcher die Magnetfeldgradienten zeitgleich mit dem Beginn der Datenerfassung hochgefahren werden, können sowohl zweidimensionale als auch dreidimensionale MR-Messungen durchgeführt werden. Bei der ersten Ausführungsform kann beispielsweise die als UTE (”Ultrashort Echo Time”) bekannte Sequenz eingesetzt werden. Um eine ultrakurze Echozeit von 40 μs zu gewährleisten, ist bei der ersten Ausführungsform keine Hardwareänderung notwendig. D. h., es kann mit einem normalen klinischen Scanner gearbeitet werden, da auch bei einem solchen Scanner die minimale Zeit zwischen einem Sendevorgang und einem Empfangsvorgang ausreicht, um eine Echozeit von 40 μs zu gewährleisten.
Bei der vorab beschriebenen zweiten Ausführungsform, bei welcher die Magnetfeldgradienten bereits vor dem HF-Anregungspuls geschaltet sind, bleiben die Magnetfeldgradienten vorteilhafterweise durchgehend angeschaltet und werden nur inkrementell verändert. Dadurch ist die Geräuschentwicklung eines entsprechenden erfindungsgemäßen Verfahrens deutlich geringer als bei Verfahren zur fMRI nach dem Stand der Technik, bei welchem die Magnetfeldgradienten beim Einstrahlen des HF-Anregungspulses ausgeschaltet und daher zur Datenerfassung wieder eingeschaltet werden müssen.
Bei einer Variante der zweiten Ausführungsform werden die K-Raum-Punkte im Zentrum (Mittelbereich) des K-Raums mittels einer Einzelpunkt-Bildgebung (SPI, ”Single Point Imaging”)) erfasst. Bei der Einzelpunkt-Bildgebung wird der K-Raum-Punkt direkt nach der Anregung mit dem HF-Anregungspuls abgetastet, indem beispielsweise das freie Induktionssignal erfasst wird.
Da die Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung bei der zweiten Ausführungsform bereits bei der Einstrahlung des HF-Anregungspulses geschaltet sind, beginnt die Ortskodierung quasi mit dem Einstrahlen des HF-Anregungspulses. Daher ist die Erfassung der K-Raum-Punkte im Zentrum des K-Raums technisch schwierig zu realisieren. Die beschriebene Variante der zweiten Ausführungsform löst dieses Problem, indem die K-Raum-Punkte im Zentrum des K-Raums durch die Einzelpunkt-Bildgebung erfasst werden.
Erfindungsgemäß ist es möglich, dass ein K-Raum-Punkt innerhalb des Mittelbereichs des K-Raums öfter erfasst wird als ein K-Raum-Punkt in einem Außenbereich des K-Raums. Dabei liegt der Außenbereich außerhalb des Mittelbereichs im K-Raum, welcher mit dem vorbestimmten Volumenabschnitt korrespondiert. Bei einer Zusammenfassung des Mittelbereichs und des Außenbereichs ergibt sich der K-Raum.
Die Erfinder haben erkannt, dass die bei der fMRI zu erwartenden Signaländerungen hauptsächlich im Zentrum des K-Raums messbar sind. Daher ist es vorteilhaft, den Mittelbereich des K-Raums öfter abzutasten als den Außenbereich.
Zur Erstellung der MR-Bilder aus den derart erstellten MR-Daten, bei deren Erstellung der Mittelbereich öfter abgetastet worden ist als der Außenbereich, existieren folgende zwei Varianten:

• Die MR-Daten des öfter abgetasteten Mittelbereichs werden zusammengefasst, indem beispielsweise ein Mittelwert für mehrfach abgetastete K-Raum-Punkte gebildet wird. Anders ausgedrückt, es werden die mehrfach für einen K-Raum-Punkt erfassten Daten zur Verbesserung der Qualität der MR-Daten eingesetzt. Dadurch kann beispielsweise der Einfluss von Störungen (z. B. aufgrund von Magnetfeldschwankungen) eliminiert werden.
• Mehrere MR-Bilder werden aus MR-Daten rekonstruiert, welche jeweils eigene MR-Daten für den Mittelbereich, aber dieselben MR-Daten für den Außenbereich aufweisen. Mit anderen Worten, es werden dieselben MR-Daten für den Außenbereich zur Rekonstruktion von mehreren MR-Bildern verwendet.

Der K-Raum wird in mehreren aufeinanderfolgenden Zeitfenstern oder Zeitintervallen abgetastet. Dabei werden in jedem dieser Zeitfenster MR-Daten erfasst, aus welchen dann mehrere MR-Bilder des vorbestimmten Volumenabschnitts erstellt werden. Während jedes dieser Zeitfenster werden die K-Raum-Punkte im Mittelbereich eine vorbestimmte Anzahl oft abgetastet. Dabei entspricht diese vorbestimmte Anzahl der Anzahl der MR-Bilder, welche für jedes der Zeitfenster erstellt werden. Dagegen werden während jedes Zeitfensters die K-Raum-Punkte in dem Außenbereich des K-Raums nur einmal erfasst, so dass zur Rekonstruktion jedes MR-Bildes desselben Zeitfensters dieselben MR-Daten des Außenbereichs, welche innerhalb des entsprechenden Zeitfensters erfasst worden sind, verwendet werden.
Dieses Vorgehen weist eine verbesserte Zeitauflösung auf, da im Vergleich zu Verfahren, bei welchen jedes erfasste MR-Datum nur zur Rekonstruktion eines MR-Bildes eingesetzt wird, weniger MR-Daten pro Zeiteinheit für ein MR-Bild erfasst werden müssen.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird auch eine Magnetresonanzanlage zur funktionalen MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts eines Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts bereitgestellt. Dabei umfasst die Magnetresonanzanlage einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, mindestens eine HF-Sendeantenne, mindestens ein Empfangsspulenelement und eine Steuereinrichtung. Die Steuereinrichtung dient zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der mindestens einen HF-Sendeantenne. Darüber hinaus ist die Steuereinrichtung ausgestaltet, um Messsignale zu empfangen, welche von dem mindestens einen Empfangsspulenelement erfasst worden sind, und um diese erfassten Messsignale auszuwerten und entsprechende MR-Daten zu erstellen. Die Magnetresonanzanlage ist ausgestaltet, um einen HF-Anregungspuls und mindestens einen Magnetfeldgradienten zu schalten und MR-Daten des vorbestimmten Volumenabschnitts zu erfassen. Dabei beginnt die Magnetresonanzanlage mit der MR-Datenerfassung eine vorbestimmte Echozeit nach dem HF-Anregungspuls, wobei diese Echozeit in einer Zeitspanne von 10 bis 1000 μs liegt.
Die Vorteile der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage entsprechen im Wesentlichen den Vorteilen des erfindungsgemäßen Verfahrens, welche vorab im Detail beschrieben worden sind, so dass hier auf eine Wiederholung verzichtet wird.
Des Weiteren beschreibt die vorliegende Erfindung ein Computerprogrammprodukt, insbesondere eine Software, welche man in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung bzw. einer Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage laden kann. Mit diesem Computerprogrammprodukt können alle oder verschiedene vorab beschriebene Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden, wenn das Computerprogrammprodukt in der Steuereinrichtung läuft. Dabei benötigt das Computerprogrammprodukt eventuell Programmmittel, z. B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, um die entsprechenden Ausführungsformen des Verfahrens zu realisieren. Mit anderen Worten soll mit dem auf das Computerprogrammprodukt gerichteten Anspruch insbesondere eine Software unter Schutz gestellt werden, mit welcher eine der oben beschriebenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden kann bzw. welche diese Ausführungsform ausführt. Dabei kann es sich bei der Software um einen Quellcode (z. B. C++), der noch compiliert und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder um einen ausführbaren Softwarecode handeln, der zur Ausführung nur noch in die entsprechende Recheneinheit bzw. Steuereinrichtung zu laden ist.
Schließlich offenbart die vorliegende Erfindung einen elektronisch lesbaren Datenträger, z. B. eine DVD, ein Magnetband oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software (vgl. oben), gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen (Software) von dem Datenträger gelesen und in eine Steuereinrichtung bzw. Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage gespeichert werden, können alle erfindungsgemäßen Ausführungsformen des vorab beschriebenen Verfahrens durchgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung ist insbesondere zur funktionalen MR-Bildgebung geeignet. Selbstverständlich ist die vorliegende Erfindung nicht auf diesen bevorzugten Anwendungsbereich beschränkt, da mit der vorliegenden Erfindung beispielsweise auch die MR-Bildgebung von Knochen möglich ist.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand erfindungsgemäßer Ausführungsformen mit Bezug zu den Figuren im Detail beschrieben.
1 zeigt schematisch eine Magnetresonanzanlage.
2 zeigt eine erfindungsgemäße UTE-Sequenz.
In 3 sind die K-Raum-Trajektorien für die in 2 dargestellte Sequenz abgebildet.
In 4 ist eine erfindungsgemäße Sequenz zur radialen Erfassung eines Außenbereichs des K-Raums dargestellt.
In 5 ist eine erfindungsgemäße Sequenz zur Einzelpunkt-Erfassung des Mittelbereichs des K-Raums dargestellt.
In 6 ist das K-Raum-Erfassungsschema für eine Schicht gemäß der in 4 und 5 dargestellten Sequenzen abgebildet.
In 7 ist ein K-Raum unterteilt in Mittel- und Außenbereich dargestellt.
In 8 ist schematisch dargestellt, aus welchen MR-Daten erfindungsgemäß die MR-Bilder rekonstruiert werden.
In 9 ist die vorliegende Erfindung im Vergleich zum Stand der Technik dargestellt.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts zur fMRI). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Volumenabschnitt eines Objekts O, wie z. B. eines Gehirns eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegend zur Untersuchung bzw. Messung in die Magnetresonanzanlage 5 gefahren wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welchem die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers angeordnet werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen (auch zeitlich veränderbaren) Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Der Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine (oder mehrere) Hochfrequenzantennen 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts O bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts O umsetzen. Jede Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulenelementen in Form einer ringförmigen vorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulenelementen der jeweiligen Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Mittenfrequenz entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-/Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespulen der Hochfrequenzantennen 4 strahlen die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und resultierende Echosignale werden über die HF-Empfangsspulenelemente abgetastet. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator) des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz 0 demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz 0 und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein MR-Bild bzw. dreidimensionaler Bilddatensatz rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des K-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines MR-Bildes, welche z. B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgt über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
In 2 ist eine erfindungsgemäße UTE-Sequenz zur Erfassung von MR-Daten mit einer ultrakurzen Echozeit für eine funktionale MR-Bildgebung dargestellt. Man erkennt, dass ein Schichtselektionsgradient G_Z geschaltet ist, während der HF-Anregungspuls 31 eingestrahlt wird, wodurch eine Schicht senkrecht zur z-Richtung angeregt wird. Mit dem Beginn der MR-Datenerfassung 32 werden die Magnetfeldgradienten G_x und G_y hochgefahren.
In 3 ist ein K-Raum 33 mit Trajektorien für die in 2 dargestellte Sequenz dargestellt, welche sich radial von einem Zentrum erstrecken. Die auf den Trajektorien bzw. Speichen dargestellten Punkte entsprechen erfindungsgemäß abgetasteten K-Raum-Punkten 34. Da erfindungsgemäß mit dem HF-Anregungspuls 31 und dem gleichzeitig geschalteten Magnetfeldgradient G_Z nur eine Schicht angeregt wird, handelt es sich bei der in den 2 und 3 dargestellten Ausführungsform um eine zweidimensionale MR-Messung.
In den 4 und 5 ist eine weitere erfindungsgemäße Sequenz zur Erfassung von MR-Daten zur funktionalen MR-Bildgebung dargestellt. Bei dieser Ausführungsform sind die Magnetfeldgradienten G bereits geschaltet, wenn der HF-Anregungspuls 31 eingestrahlt wird, wie es in 4 dargestellt ist. Der MR-Daten-Erfassungszeitraum 32 beginnt eine ultrakurze Echozeit TE₁ nach dem HF-Anregungspuls 31. Dabei bezeichnet die Echozeit TE₁ die Zeitspanne von der Mitte des HF-Anregungspuls 31 bis zum Beginn der MR-Daten-Erfassung bzw. des MR-Daten-Erfassungszeitraums 32. Während des ersten MR-Daten-Erfassungszeitraums 32 werden K-Raum-Punkte entlang einer halben radialen Trajektorie 41 erfasst, welche am Rand des Mittelbereichs 35 beginnt und am Ende des Außenbereichs 36 endet. Dagegen werden während des zeitlich folgenden zweiten MR-Daten-Erfassungszeitraums 32 K-Raum-Punkte entlang einer vollen Trajektorie mit einer Echozeit TE₂ erfasst.
In 5 ist eine erfindungsgemäße Sequenz zur Abtastung des Mittelbereichs 35 dargestellt. Man erkennt das nach jedem HF-Anregungspuls 31 nur ein kurzer MR-Daten-Erfassungszeitraum 32' vorliegt, in welchem jeweils nur ein K-Raum-Punkt erfasst wird. Dabei ändert sich der Magnetfeldgradient G_x stufenweise von einem MR-Daten-Erfassungszeitraum 32' zum nächsten MR-Daten-Erfassungszeitraum 32', so dass quasi eine K-Raum-Zeile entlang der X-Achse Punkt für Punkt abgetastet wird.
In 6 ist das K-Raum-Erfassungsschema für eine Schicht durch die Mitte des dreidimensionalen K-Raums 33 dargestellt. Während die K-Raum-Punkte 34 im Mittelbereich 35 mittels einer Einzelpunkt-Bildgebung (mit Hilfe der in 5 dargestellten Sequenz) kartesisch abgetastet werden, werden die K-Raum-Punkte im Außenbereich 36 (mit Hilfe der in 4 dargestellten Sequenz) radial abgetastet.
In 7 ist schematisch ein K-Raum 33 dargestellt, welcher einen Mittelbereich 35 und einen Außenbereichs 36 umfasst. Dabei umfasst der Mittelbereich 35 die K-Raum-Punkte im Zentrum des K-Raums 33, während der Außenbereichs 36 die K-Raum-Punkte außerhalb des Zentrums 35 umfasst. Die Summe aus dem Mittelbereich 35 und dem Außenbereich 36 ergibt den K-Raum 33.
In 8 ist schematisch dargestellt, aus welchen MR-Daten 38 _x, 39 _x die MR-Bilder 37 _x rekonstruiert werden. Beispielsweise wird das erste MR-Bild 37 ₁ aus den ersten MR-Daten 38 ₁ des Mittelbereichs 35 und den ersten MR-Daten 39 ₁ des Außenbereichs 36 rekonstruiert. Das zweite MR-Bild 37 ₂ wird aus den zweiten MR-Daten 38 ₂ des Mittelbereichs 35 und aus denselben ersten MR-Daten 39 ₁ des Außenbereichs 36 rekonstruiert. Das dritte (vierte) MR-Bild 37 ₃ (37 ₄) wird aus den dritten (vierten) MR-Daten 38 ₃ (38 ₄) des Mittelbereichs 35 und ebenfalls aus denselben ersten MR-Daten 39 ₁ des Außenbereichs 36 rekonstruiert. Mit anderen Worten werden die ersten vier MR-Bilder 37 ₁ bis 37 ₄ aus denselben MR-Daten 39 ₁ des Außenbereichs 36 rekonstruiert, wobei sich die MR-Daten dieser MR-Bilder 37 ₁ bis 37 ₄ nur hinsichtlich ihrer MR-Daten 38 ₁ bis 38 ₄ aus dem Mittelbereich 35 unterscheiden.
In ähnlicher Weise werden die in 8 dargestellten letzten MR-Bilder 37 ₅ bis 37 ₈ aus denselben MR-Daten 39 ₂ des Außenbereichs 36 und aus jeweils individuellen MR-Daten 38 ₅ bis 38 ₈ des Mittelbereichs 35 rekonstruiert.
9 zeigt schematisch die Akquisition mit einer erfindungsgemäßen Sequenz mit einer ultrakurzen Echozeit TE₁ im Vergleich zu einer Akquisition nach dem Stand der Technik, wobei eine Spin-Echo-Sequenz mit einer Echozeit TE im Millisekundenbereich eingesetzt wird.
Während erfindungsgemäß die MR-Datenerfassung in einem MR-Daten-Erfassungszeitraum 32 stattfindet, welcher eine ultrakurze Echozeit TE₁ nach dem HF-Anregungspuls 31 beginnt, erfolgt die MR-Datenerfassung nach dem Stand der Technik deutlich später. Nach dem Stand der Technik wird eine Zeitspanne T nach dem HF-Anregungspuls ein weiterer HF-Puls 42 zur Rephasierung eingestrahlt, wobei erst deutlich nach diesem zweiten HF-Puls 42 die Erfassung der MR-Daten während des MR-Daten-Erfassungszeitraums 32'' erfolgt. Während erfindungsgemäß die Erfassung der MR-Daten in einer Zeitspanne von 10 bis 1000 μs nach dem HF-Anregungspuls 31 erfolgt, erfolgt die Erfassung der MR-Daten nach dem Stand der Technik Millisekunden nach dem HF-Anregungspuls 31.

Claims

Verfahren zur funktionalen MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts des Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts (O), wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Schalten eines HF-Anregungspulses (31), Schalten mindestens eines Magnetfeldgradienten (G_x–G_z; G), und Erfassen von MR-Daten (38 _x, 39 _x) des vorbestimmten Volumenabschnitts beginnend eine vorbestimmte Echozeit (TE₁) nach dem HF-Anregungspuls (31), wobei die Echozeit (TE₁) in einer Zeitspanne von 10 μs bis 1000 μs liegt, wobei ein K-Raum (33), welcher mit dem vorbestimmten Volumenabschnitt korrespondiert, in mehreren aufeinanderfolgenden Zeitfenstern mehrfach abgetastet wird, wobei für jedes Zeitfenster mehrere MR-Bilder (37 _x) des vorbestimmten Volumenabschnitts aus den in diesem Zeitfenster erfassten MR-Daten (38 _x, 39 _x) erstellt werden, wobei während jedes Zeitfensters K-Raum-Punkte (34) in einem Mittelbereich (35) des K-Raums (33) einer vorbestimmten Anzahl entsprechend oft erfasst werden, wobei die vorbestimmte Anzahl der Anzahl der für jedes Zeitfenster erstellten MR-Bilder (37 _x) entspricht, wobei während jedes Zeitfensters K-Raum-Punkte (34) in einem Außenbereich (36) des K-Raums (33) einmal erfasst werden, wobei der Außenbereich (36) außerhalb des Mittelbereichs (35) angeordnet ist und wobei der Mittelbereich (35) und der Außenbereich (36) den K-Raum (33) ergeben, und wobei zur Rekonstruktion jedes MR-Bildes (37 _x) desselben Zeitfensters dieselben MR-Daten (39 _x) des Außenbereichs (36) verwendet werden.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass T1-selektive oder T2-selektive Vorpulse vor dem HF-Anregungspuls (31) geschaltet werden, um einen Kontrast der MR-Bildgebung zu verbessern.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Magnetfeldgradienten (G_x–G_z; G) zur Ortskodierung zeitgleich mit Beginn der Erfassung der MR-Daten hochgefahren werden.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Magnetfeldgradienten (G_x–G_z; G) zur Ortskodierung vor dem Schalten des HF-Anregungspulses (31) hochgefahren werden, so dass die Magnetfeldgradienten (G_x–G_z; G) zur Erfassung der MR-Daten geschaltet sind.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass K-Raum-Punkte (34) in dem Mittelbereich (35) des K-Raums (33) einzeln erfasst werden, so dass pro geschaltetem HF-Anregungspuls (31) nur ein K-Raum-Punkt (34) in dem Mittelbereich (35) des K-Raums (33) erfasst wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in dem zugehörigen K-Raum (33) der Mittelbereich (35) des K-Raums (33) öfter erfasst wird als der Außenbereich (36) des K-Raums, dass der Außenbereich (36) außerhalb des Mittelbereichs (35) angeordnet ist, und dass der Mittelbereich (35) und der Außenbereich (36) den K-Raum (33) ergeben.
Magnetresonanzanlage zur funktionalen MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts des Gehirns eines lebenden Untersuchungsobjekts (O), wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), mindestens eine HF-Antenne (4), mindestens ein Empfangsspulenelement und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der mindestens einen HF-Antenne (4), zum Empfang der von dem mindestens einen Empfangsspulenelement aufgenommenen Messsignale und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung der MR-Daten umfasst, wobei die Magnetresonanzanlage (5) ferner ausgestaltet ist, einen HF-Anregungspuls (31) und mindestens einen Magnetfeldgradienten (G_x–G_z; G) zu schalten und MR-Daten (38 _x, 39 _x) des vorbestimmten Volumenabschnitts beginnend eine vorbestimmte Echozeit (TE₁) nach dem HF-Anregungspuls (31) zu erfassen, wobei die Echozeit (TE₁) in einer Zeitspanne von 10 μs bis 1000 μs liegt, wobei die Magnetresonanzanlage (5) ferner ausgestaltet ist, einen K-Raum (33), welcher mit dem vorbestimmten Volumenabschnitt korrespondiert, in mehreren aufeinanderfolgenden Zeitfenstern mehrfach abzutasten, für jedes Zeitfenster mehrere MR-Bilder (37 _x) des vorbestimmten Volumenabschnitts aus den in diesem Zeitfenster erfassten MR-Daten (38 _x, 39 _x) zu erstellen, während jedes Zeitfensters K-Raum-Punkte (34) in einem Mittelbereich (35) des K-Raums (33) einer vorbestimmten Anzahl entsprechend oft zu erfassen, wobei die vorbestimmte Anzahl der Anzahl der für jedes Zeitfenster erstellten MR-Bilder (37 _x) entspricht, während jedes Zeitfensters K-Raum-Punkte (34) in einem Außenbereich (36) des K-Raums (33) einmal zu erfassen, wobei der Außenbereich (36) außerhalb des Mittelbereichs (35) angeordnet ist und wobei der Mittelbereich (35) und der Außenbereich (36) den K-Raum (33) ergeben, und zur Rekonstruktion jedes MR-Bildes (37 _x) desselben Zeitfensters dieselben MR-Daten (39 _x) des Außenbereichs (36) zu verwenden.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–6 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt, welches ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–6 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (10) der Magnetresonanzanlage (5) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einer Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1–6 durchführen.