DE102012217483A1 - Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik - Google Patents

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Abstract

Bei einem erfindungsgemäßen Verfahren zur Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik unter Verwendung einer Pulssequenz mit einer Echozeit TE von kleiner als 0,5 Millisekunden, erfolgt eine Ortskodierung der aufgenommenen Messdaten nur in zwei Raumrichtungen, und es werden aus den aufgenommenen Messdaten Projektionsbilddaten rekonstruiert. Eine erfindungsgemäße für die Zahnbildgebung dedizierte Spule für ein Magnetresonanztomographiesystem umfasst mindestens ein Spulenelement, wobei jedes von der Spule umfasste Spulenelement jeweils ein Empfangsvolumen aufweist, welches zumindest einen Zahn abdeckt. Bei der Bildgebung von Zähnen, welche nur ein kleines Volumen in Anspruch nehmen, ist es in der Regel ausreichend, Projektionsbilddaten zu erstellen, um einen Befund des aufgenommenen Zahnes zu ermöglichen. Mittels UEZ-Sequenzen ist eine ausreichend kontraststarke Abbildung von Zähnen möglich. Werden diese UEZ-Sequenzen zur Aufnahme von Projektionsdaten genutzt, können schnell und stabil kontrast- und auflösungsstarke Projektionsbilder von Zähnen erstellt werden. Mit einer für die Zahnbildgebung dedizierten Spule, welche in unmittelbarer Nachbarschaft zu dem zu untersuchenden Zahn angeordnet werden kann, ist weiter eine Reduzierung des applizierten SAR-Wertes (SAR: Spezifische Absorptionsrate) und eine Erhöhung des SNR (SNR: engl. „signal-to-noise ratio“) der aufgenommenen Messdaten möglich.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik, eine für die Zahnbildgebung dedizierte Spule, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogramm sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger.
  • Die Magnetresonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird hierzu das Untersuchungsobjekt in einem Magnetresonanzgerät in einem vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld, auch B0-Feld genannt, mit Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr positioniert, so dass sich dessen Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zum Auslösen von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse (RF-Pulse) in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen als sogenannte k-Raumdaten gemessen und auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert oder Spektroskopiedaten ermittelt. Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische Gradientenfelder überlagert. Die aufgezeichneten Messdaten werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte in einer k-Raum-Matrix abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist z.B. mittels einer mehrdimensionalen Fourier-Transformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar.
  • Sequenzen mit sehr kurzen Echozeiten TE, d.h. mit TE kleiner 0,5 Millisekunden, bieten der Kernspintomographie (MR) neue Anwendungsgebiete. Sie ermöglichen die Darstellung von Stoffen, die mit herkömmlichen Sequenzen wie (Turbo)Spinecho ((T)SE) oder Gradientenecho (GRE) nicht darstellbar sind, da ihre T2-Konstante, d.h. die Konstante des Zerfalls der Quermagnetisierung, deutlich kürzer als die Echozeit der bisher üblichen Sequenzen ist. Liegen die Echozeiten einer Sequenz jedoch im Bereich dieser Zerfallszeiten ist es möglich, die Signale dieser Stoffe in MR-Bildern darzustellen. Beispiele für Stoffe mit T2-Zerfallszeiten, welche mit bisher üblichen Sequenzen nicht dargestellt werden konnten sind etwa Knochen, Bänder, Sehnen oder auch Eis. Diese Stoffe haben T2-Werte zwischen 30 und 200 Mikrosekunden. Auch die Bestandteile von Zähnen, wie zum Beispiel Dentin, haben ein sehr kurzes T2 von unter 200 Mikrosekunden.
  • Es sind mittlerweile bereits Sequenzen mit derartig kurzen Echozeiten (Sequenzen mit ultra-kurzer Echozeit, kurz: UEZ-Sequenzen) bekannt. Beispiele sind UTE ("Ultrashort Echo Time"), wie sie z.B. in dem Artikel von Sonia Nielles-Vallespin „3D radial projection technique with ultrashort echo times for sodium MRI: Clinical applications in human brain and skeletal muscle", Magn. Res. Med. 2007; 57; S. 74–81, beschrieben wird, PETRA („Pointwise Encoding Time reduction with Tadial Acquisition“), wie von Grodzki et al. in "Ultra short Echo Time Imaging using Pointwise Encoding Time reduction with Radial Acquisition (PETRA)", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 19 (2011) S. 2815 beschrieben, oder z-TE, wie von Weiger et al. in „MRI with zero echo time: hard versus sweep pulse excitation", Magn. Reson. Med. 66 (2011) S. 379–389 beschrieben.
  • Bei PETRA- oder z-TE-Sequenzen sind die Gradienten während der Anregung bereits eingeschaltet. Anregungspulse bei PETRA oder z-TE müssen daher nichtselektiv sein. Daher ist eine schichtselektive zweidimensionale (2D) Messung mit diesen Sequenzen nicht möglich. Bei UTE-Sequenzen werden die Bildgebungsgradienten nach einem Anregungspuls zeitgleich mit der Datenakquisition eingeschaltet. Dort ist eine schichtselektive 2D Messung und damit eine 2D Bildgebung möglich.
  • Dagegen haben PETRA und z-TE kürzere Kodierzeiten als UTE. Damit kann mit PETRA oder z-TE bei gleicher Akquisitionsbandweite eine höhere Auflösung und ein besseres SNR als mit UTE erzielt werden. Andererseits sind 2D Messungen um ein Vielfaches schneller als 3D Messungen, schon allein wegen der geringeren Datenmenge. Allerdings ist die Verwendung von UTE-Sequenzen sowohl bei 2D als auch bei 3D Messungen technisch nicht unproblematisch. Gründe dafür sind z.B., dass Wirbelströme während des Hochfahrens der Gradienten die Messung stören.
  • In Bracher et al. „Feasibility of UTE MRI for Identification of Carious Lesions", MRM, 2011, wird beschrieben, wie eine UTE-Sequenz zur Zahnbildgebung, d.h. zur Darstellung von Zähnen, verwendet werden kann. Wie dort gezeigt wird, kann mit der verwendeten UTE-Sequenz Karies erkannt werden. Auch bei der Zahnbildgebung kann mit MR prinzipiell ein besserer Kontrast erzeugt werden als z.B. Computertomographie oder Röntgen. Jedoch unterliegt die UTE-Sequenz den bereits genannten Störungen durch Wirbelströme, welche zu Einschränkungen in der Bildqualität führt. Wie ebenfalls bereits oben bemerkt, sind die Aufnahmezeiten bei UTE durch die notwendigen Kodierzeiten nach unten eingeschränkt, d.h. die Aufnahmezeiten bei der UTE-Zahnbildgebung sind oftmals für einen Patienten unangenehm lange.
  • Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik, eine für die Zahnbildgebung dedizierte Spule, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogramm sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger anzugeben, welche eine effektive Bildgebung von Zähnen ermöglichen.
  • Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik gemäß Anspruch 1, eine für die Zahnbildgebung dedizierte Spule gemäß Anspruch 8, eine Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 11, ein Computerprogramm gemäß Anspruch 13 sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger gemäß Anspruch 14.
  • Bei einem erfindungsgemäßen Verfahren zur Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik unter Verwendung einer Pulssequenz mit einer Echozeit TE von kleiner als 0,5 Millisekunden, erfolgt eine Ortskodierung der aufgenommenen Messdaten nur in zwei Raumrichtungen, und es werden aus den aufgenommenen Messdaten Projektionsbilddaten rekonstruiert.
  • Bei der Bildgebung von Zähnen, welche nur ein kleines Volumen in Anspruch nehmen, ist es in der Regel ausreichend Projektionsbilddaten zu erstellen, um einen Befund des aufgenommenen Zahnes zu ermöglichen. Mittels UEZ-Sequenzen ist eine ausreichend kontraststarke Abbildung von Zähnen möglich. Werden diese UEZ-Sequenzen zur Aufnahme von Projektionsdaten genutzt, können schnell und stabil kontrast- und auflösungsstarke Projektionsbilder von Zähnen erstellt werden.
  • Eine erfindungsgemäße für die Zahnbildgebung dedizierte Spule für ein Magnetresonanztomographiesystem umfasst mindestens ein Spulenelement, wobei jedes von der Spule umfasste Spulenelement jeweils ein Empfangsvolumen aufweist, welches zumindest einen Zahn abdeckt.
  • Mit einer für die Zahnbildgebung dedizierten Spule, welche in unmittelbarer Nachbarschaft zu dem zu untersuchenden Zahn angeordnet werden kann, ist weiter eine Reduzierung des applizierten SAR-Wertes (SAR: Spezifische Absorptionsrate) und eine Erhöhung des SNR (SNR: engl. „signal-to-noise ratio“) der aufgenommenen Messdaten möglich.
  • Eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage zur Erfassung von Messdaten in einem Abbildungsgebiet innerhalb eines Untersuchungsobjekts und Erstellung von Projektionsbilddaten umfasst einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, mindestens eine HF-Antenne und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der mindestens einen HF-Antenne, zum Empfang der von der mindestens einen HF-Antenne aufgenommenen Messdaten und zur Auswertung der Messdaten und zur Erstellung von Bilddatensätzen und mindestens eine für die Zahnbildgebung dedizierte Spule. Die Magnetresonanzanlage ist dabei derart ausgestaltet, dass die Magnetresonanzanlage mittels der Steuereinrichtung Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt aufnimmt, unter Verwendung einer Pulssequenz mit einer Echozeit TE von kleiner als 0,5 Millisekunden, wobei eine Ortskodierung der aufgenommenen Messdaten nur in zwei Raumrichtungen erfolgt. Weiter ist die Magnetresonanzanlage derart ausgeführt, dass sie mittels der Steuereinrichtung aus den aufgenommenen Messdaten Projektionsbilddaten rekonstruiert. Insbesondere ist die Magnetresonanzanlage derart ausgestaltet, ein hierin beschriebenes erfindungsgemäßes Verfahren durchzuführen.
  • Ein erfindungsgemäßes Computerprogramm implementiert ein hierin beschriebenes erfindungsgemäßes Verfahren auf einer Steuereinrichtung implementiert, wenn es auf der Steuereinrichtung ausgeführt wird.
  • Ein erfindungsgemäßer elektronisch lesbarer Datenträger umfasst darauf gespeicherte elektronisch lesbare Steuerinformationen, welche zumindest ein erfindungsgemäßes Computerprogramm umfassen und derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Steuereinrichtung einer Magnetresonanzanlage ein hierin beschriebenes erfindungsgemäßes Verfahren durchführen.
  • Die in Bezug auf das Verfahren angegebenen Vorteile und Ausführungen gelten analog auch für die Magnetresonanzanlage, das Computerprogramm und den elektronisch lesbaren Datenträger.
  • Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:
  • 1 schematisch, eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage,
  • 2 eine schematische Darstellung eines Ablaufdiagramms eines erfindungsgemäßen Verfahrens,
  • 3 schematisch eine PETRA-Sequenz zur Erfassung von Messdaten,
  • 4 eine schematische Darstellung eines Beispiels einer für die Zahnbildgebung dedizierten Spule,
  • 5 eine schematische Darstellung eines weiteren Beispiels einer für die Zahnbildgebung dedizierten Spule.
  • 1 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Abbildungsgebiet O eines Untersuchungsobjekts U, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils, insbesondere der Zähne, eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegend in der Magnetresonanzanlage 5 untersucht wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise aber nicht zwangsweise 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 z.B. linearen (auch zeitlich veränderbaren) Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten Gy in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz 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, insbesondere mindestens eine Mehrkanal-HF-Sendespule und mindestens eine HF-Empfangsspule, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Untersuchungsobjekts U bzw. des zu untersuchenden Abbildungsgebiets O des Untersuchungsobjekts U umsetzen. Jede Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer ringförmigen vorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen und verfügt über einen Empfangs-Modus und einen Sende-Modus. Die Magnetresonanzanlage 5 umfasst hier insbesondere als eine Hochfrequenzantenne 4 eine für die Zahnbildgebung dedizierte Spule S (erst in 4 und 5 dargestellt). Von den HF-Empfangsspulen 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 Spinechosignale, 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 Anlagerechner 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 einen 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, welche eine minimale Umschaltzeit Tmin zum Umschalten vom Sende- auf den Empfangs-Modus benötigt. Die HF-Sendespulen der Hochfrequenzantenne(n) 4 strahlt/en die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und resultierende Echosignale werden über die HF-Empfangsspule(n) 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 kann aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein MR-Bild bzw. dreidimensionaler Bilddatensatz rekonstruiert werden. 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 einer Aufnahme von Messdaten, welche z.B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, die Auswahl eines ausgewählten Bereichs O, der angeregt und aus dem Messdaten empfangen werden sollen, die Vorgabe eines Stoffes, mit welchem der ausgewählte Bereich O gefüllt ist, zur Bestimmung der Kippwinkel für den gewünschten Signalverlauf, sowie die Darstellung eines erzeugten MR-Bildes erfolgt z.B. über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
  • 2 zeigt eine schematische Darstellung eines Ablaufdiagramms eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik unter Verwendung einer Pulssequenz mit einer Echozeit TE von kleiner als 0,5 Millisekunden, wie beispielsweise einer UEZ-Sequenz, insbesondere einer PETRA-Sequenz, wobei eine Ortskodierung der aufgenommenen Messdaten nur in zwei Raumrichtungen erfolgt, und aus den aufgenommenen Messdaten Projektionsbilddaten rekonstruiert werden.
  • Mittels der Magnetresonanzanlage werden in einem Abbildungsgebiet eines Untersuchungsobjekts Messdaten erzeugt und aufgenommen, indem HF-Pulse in das Abbildungsgebiet eingestrahlt werden und Gradienten geschaltet werden (Block 201).
  • Dies geschieht derart, dass der rechts oben in 2 schematisch dargestellte, dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum K1 = B1 + A1 derart abgetastet wird, dass ein erster Bereich B1 des abzutastenden k-Raums K1 entlang von radialen Trajektorien t abgetastet wird. Der Übersichtlichkeit halber sind nur beispielhaft zwei Trajektorien t schematisch als gepunktete Linien t dargestellt. Weiter werden die Messdaten derart erzeugt und aufgenommen, dass ein zweiter Bereich A1, der dem abzutastenden k-Raum K entspricht, der nicht von dem ersten Bereich B1 abgedeckt ist (A1 = K1 – B1), und das k-Raumzentrum enthält, mindestens zweimal punktweise entsprechend einer Einzelpunkt-Bildgebungssequenz abgetastet wird. Dies ist in 2 durch die schematischen Punkte innerhalb des Bereichs A1 dargestellt. Die Anordnung der Punkte im Bereich A1 in 2 ist beliebig gewählt und kann von der verwendeten Einzelpunkt-Bildgebungssequenz abhängen. Insbesondere kann im Bereich A1 eine kartesische Abtastung erfolgen. Beispielsweise kann hierfür eine RASP-Sequenz verwendet werden.
  • Für die radiale Abtastung des ersten Bereichs B1 kann insbesondere eine einem radialen Teil einer PETRA-Sequenz entsprechende Sequenz verwendet werden, womit insgesamt nur eine PETRA-Sequenz verwendet werden braucht, da auch bei dieser ein das k-Raumzentrum umfassender Bereich mittels einer Einzelpunkt-Bildgebungssequenz wie RASP abgetastet wird.
  • Die verwendeten Echozeiten (TE) können bei den verwendeten Sequenzen für den ersten Bereich B und den zweiten Bereich A unterschiedlich gewählt werden, z.B. in Abhängigkeit von den gewünschten Kontrasten, wobei man sich den Effekt zu Nutze macht, dass das K-Raum-Zentrum wesentlich den Kontrasteindruck bestimmt oder auch in Abhängigkeit von technischen Anforderungen, die z.B. durch das Messsystem gegeben sind.
  • Die auf diese Weise aufgenommenen Messdaten werden zu Projektionsbilddaten PDS verarbeitet (Block 202).
  • Dazu werden beispielsweise die aus dem ersten Bereich B1 aufgenommenen Messdaten in einem ersten Rohdatensatz RDS1 gespeichert (Block 203) und die aus dem zweiten Bereichs A1 aufgenommenen Messdaten in einem zweiten Rohdatensatz RDS2 gespeichert (Block 205). Die beiden Rohdatensätze RDS1 und RDS2 können nun ggf. unter Verwendung eines Regridding-Verfahrens zu einem Rohdatensatz RDS3 zusammengefasst werden, aus welchem die Projektionsbilddaten PBD1 rekonstruiert werden.
  • Sind mehrere Kanäle zur Ansteuerung und zum Empfang von Messdaten über verschiedene Spulenelemente vorhanden kann gleichzeitig in derselben Messung zum Auslesen des k-Raums K1, welcher beispielsweise einem ersten abzubildenden Zahn entspricht, mittels einem anderen Spulenelement ein weiterer k-Raum K2, welcher beispielsweise einem zweiten abzubildenden Zahn entspricht, auf dieselbe Weise ausgelesen werden. Der k-Raum K2 setzt sich hierbei analog zu K1 aus einem ersten Bereich B2 und einem zweiten Bereich A2 zusammen und wird ebenfalls auf die oben bereits in Bezug auf K1 beschriebenen Art und Weise ausgelesen.
  • Dabei werden beispielsweise die aus dem ersten Bereich B2 aufgenommenen Messdaten in einem ersten Rohdatensatz RDS4 gespeichert (Block 207) und die aus dem zweiten Bereichs A2 aufgenommenen Messdaten in einem zweiten Rohdatensatz RDS5 gespeichert (Block 209). Die beiden Rohdatensätze RDS4 und RDS5 können nun ggf. unter Verwendung eines Regridding-Verfahrens zu einem Rohdatensatz RDS6 zusammengefasst werden, aus welchem die Projektionsbilddaten PBD2 rekonstruiert werden.
  • Die Projektionsbilddaten PBD1 und PBD2 können zur weiteren Verwendung gespeichert und/oder angezeigt werden.
  • Sind weitere Kanäle der Magnetresonanzanlage und weitere zugeordnete Spulenelemente vorhanden können in derselben Messung auch noch weitere Projektionsbilddaten von weiteren Zähnen aufgenommen werden. Durch eine solche getrennte Rekonstruktion einzelner Kanäle wird die Messung insgesamt weiter beschleunigt.
  • Der erste Bereich B1, B2 des abzutastenden k-Raums K ist zum k-Raumzentrum hin beschränkt. Dies ist durch den gestrichelt dargestellten Kreis um das k-Raumzentrum verdeutlicht. Wie weit der erste Bereich B an das k-Raumzentrum hinreichen kann hängt von einer minimalen Umschaltzeit (Tmin) zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus der verwendeten HF-Antenne zum Einstrahlen von HF-Pulsen und Aufnehmen von Messdaten ab. Es gelten die gleichen Zusammenhänge wie sie in dem bereits zitierten Artikel von Grodzki et al. beschrieben sind.
  • Insbesondere werden hierbei die Hochfrequenzpulse der verwendeten Pulssequenz mittels einer für die Zahnbildgebung dedizierten Spule mit einem Ausleuchtungsvolumen von nur wenigen Kubikzentimetern in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt. Damit lassen sich insbesondere die eingebrachten SAR-Werte (SAR: Spezifische Absorptionsrate) reduzieren.
  • Weiterhin können die mit der verwendeten Pulssequenz erzeugten Echosignale mittels einer dedizierten Spule mit einem Empfangsvolumen von nur wenigen Kubikzentimetern von dem Untersuchungsobjekt aufgenommen werden. Damit ist eine besonders rauscharme Aufnahme möglich.
  • Beispiele für derartige dedizierte Spulen sind in den 4 und 5 gegeben.
  • In 3 ist schematisch eine PETRA-Sequenz zur Erfassung von Messdaten dargestellt. Es ist ein PETRA-Sequenzschema zur Erfassung von Projektionsdaten gewählt, wie sie beispielsweise in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden kann.
  • Die erste Zeile in 3 zeigt die eingestrahlten HF-Anregungspulse 26, die zweite Zeile die zugehörigen Auslesezeitspannen 27.
  • Es werden hier nur zwei Phasenkodiergradienten geschaltet. Auf eine Kodierung in der dritten Richtung, der Schichtrichtung, hier der z-Richtung, wird verzichtet (Gz = 0).
  • Die Phasenkodiergradienten in x- und y-Richtung sind gleich Gx = sin(φ) bzw. Gy = cos(φ), wobei φ z.B. beginnend bei φ = 0 bei jeder radialen k-Raum-Trajektorie um den Winkel 360°/(Anzahl der Projektionen NProj) vergrößert wird, bis 360° erreicht werden. Es werden also insgesamt für den Projektionsdatensatz NProj radiale Projektionen, d.h. NProj radiale k-Raum-Trajetorien aufgenommen. Dies ist in 2 im Bereich „A“ dargestellt, wobei dort 250 radiale k-Raumtrajektorien welche einen ersten Bereich des abzutastenden k-Raums abtasten, ausgelesen werden.
  • Im Bereich „B“ in 3 ist das Auslesen von kartesischen k-Raumpunkten in einem zweiten Bereich, der dem abzutastenden k-Raum entspricht, welcher nicht von dem ersten Bereich abgedeckt ist, und das k-Raumzentrum enthält mittels eines Einzelpunkt-Bildgebungsverfahren dargestellt.
  • PETRA-Sequenzen zur Projektionsbildgebung eignen sich besonders zur Zahnbildgebung, da sie stabiler als z.B. 2D-UTE-Sequenzen und dafür besonders schnell und mit hoher Auflösung (letzteres insbesondere in Verbindung mit für die Zahnbildgebung dedizierten Spulen) arbeiten.
  • 4 zeigt schematisch eine Ausführungsform einer erfindungsgemäßen für die Zahnbildgebung dedizierten Spule für ein Magnetresonanztomographiesystem. Die Spule S umfasst mindestens ein Spulenelement S1, S2 oder S2’. Dabei weist jedes von der Spule S umfasste Spulenelement S1, S2 oder S2’ Empfangsvolumen V1, V2 oder V2’ auf, welches zumindest einen Zahn abdeckt, und aus welchem die Spulenelemente Messdaten empfangen können. Die Spule S, S’ kann Spulenelemente S1, S2, S2’, S3, welche als Empfangsspulenelemente oder als Sendespulenelemente oder als Sende- und Empfangsspulenelemente ausgebildet sind, umfassen. Insbesondere umfasst die Spule S solche Spulenelemente, dass sie sowohl zum Einstrahlen von Hochfrequenzpulsen als auch zum Empfang von Hochfrequenzsignalen geeignet ist.
  • In dem dargestellten Beispiel sind sechs Spulenelemente S1 dargestellt, die um den von einer schematisch dargestellten Zahnreihe Z in einem Gebiss gemachten Bogen angeordnet sind. Die Spulenelemente S1, folgen damit selbst einen typischerweise von einer Zahnreihe in einem Gebiss gemachten Bogen. Jedes der dargestellten Spulenelemente S1 leuchtet hier ein Volumen, welches z.B. mindestens zwei Backenzähnen oder bis zu vier Schneidezähne umfasst, aus.
  • In dem schematischen Ausführungsbeispiel sind weiterhin Spulenelemente S2 und S2’ dargestellt, die innerhalb der schematisch dargestellten Zahnreihe Z angeordnet sind und dort ebenfalls einen typischerweise von einer Zahnreihe gemachten Bogen folgen. Derartige Spulenelemente S2, S2’ können hierbei insbesondere derart angeordnet sein, dass sie mit außerhalb der Zahnreihe angeordneten Spulenelementen S1 „auf Lücke“ angeordnet sind. D.h. dass sie auf der Innenseite der Zahnreihe jeweils gegenüber einer Lücke zwischen den äußeren Spulenelementen S1 angeordnet sind.
  • Eine erfindungsgemäße dedizierte Spule umfasst mindestens zwei Spulenelemente, wobei die umfassten Spulenelemente gleich große Empfangsvolumen abdecken können oder aber auch unterschiedlich große Empfangsvolumen abdecken. Beispielsweise können verschiedene oder gleiche Spulenelemente je nach ihrer Anordnung relativ zu einer zu untersuchenden Zahnreihe gewählt werden. Dies kann z.B. in Abhängigkeit von dem Spulenelement in der gewählten Anordnung gegenüberliegenden Zähnen der Zahnreiche geschehen.
  • Beispielsweise sind hier die Spulenelemente S2 und S2’ kleiner als die Spulenelemente S1 dargestellt. Damit sind sie für eine Anordnung im Inneren des Mundraumes, zwischen Zunge und Zähnen, besonders geeignet. Entsprechend sind auch die Empfangsvolumen V2 der Spulenelemente S2 und die Empfangsvolumen V2’ der Spulenelemente S2’ (in der Figur ist nur ein Spulenelement S2’ dargestellt) kleiner als die Empfangsvolumen V1 der Spulenelemente S1. Das Empfangsvolumen V1, V2, V2’ eines Spulenelements einer Empfangsspule wird insbesondere jedoch mindestens so groß gewählt, dass es einen Zahn vollständig aufnehmen kann.
  • In einem Ausführungsbeispiel sind die Spulenelemente nach Art einer leicht einsetzbaren und leicht herausnehmbaren Zahnspange um die Zähne herum angebracht.
  • Bei der Aufnahme des Projektionsbilddatensatzes, ist es möglich, die Projektionsrichtung frei im dreidimensionalen Raum zu wählen. Dies wird anhand von dem Richtungskreuz Ri und der angedeuteten Rotation Ro in 4 veranschaulicht. 2. Dazu werden die Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) der verwendeten Pulssequenz derart geschaltet, dass die Projektionsrichtung der Projektionsbilddaten entlang einer vorgegebenen Achse verläuft.
  • In 5 ist ein weiteres schematisches Ausführungsbeispiel dargestellt. Die hier gezeigte dedizierte Spule S’ umfasst 14 gleich große Spulenelemente S3, S3’, von denen vier im Inneren des Mundraumes angeordnet sind (S3’) und zehn außen (S3), zwischen Lippen und Zähnen um die Zahnreihe Z angeordnet sind.
  • Die außen um die Zahnreihe Z angeordneten Spulenelemente S3 der Spule S’ sind entlang einem der Zahnreihe Z folgenden äußeren Bogen B1 angeordnet. Beispielsweise sind die Spulenelemente S3 hierzu an einer dem Bogen B1 folgenden, in den Mund einsetzbaren ersten Trägerkonstruktion angebracht.
  • Die innerhalb der Zahnreihe Z angeordneten Spulenelemente S3’ der Spule S’ sind entlang einem ebenfalls der Zahnreihe Z folgenden inneren Bogen B2 angeordnet. Beispielsweise sind die Spulenelemente S3 hierzu an einer dem Bogen B2 folgenden, in den Mund einsetzbaren zweiten Trägerkonstruktion angebracht.
  • Die erste und die zweite Trägerkonstruktion kann insbesondere auch als eine einzige Trägerkonstruktion ausgeführt sein, welche z.B. nach Art einer Zahnspange in dem Mund platzierbar ist, derart, dass die Spulenelemente S3, S3’ sich der Zahnreiche Z gegenüber befinden.
  • Die einzelnen Spulenelemente S1, S2, S2’, S3, S3’ einer für die Zahnbildgebung dedizierten Spule S, S’ können insbesondere verschiedenen Kanälen einer mehrkanalfähigen Magnetresonanzanlage zugeordnet sein. Damit können einzelne Kanäle getrennt angesteuert werden und gleichzeitig (in verschiedenen Kanälen) Messdaten aufgenommen und zu Projektionsbilddaten rekonstruiert werden. Somit können beispielsweise einzelne Zähne einer Zahnreihe Z gleichzeitig in einer Messung über verschiedene Spulenelemente S1, S2, S2’, S3, S3’ und damit verschiedene Kanäle aufgenommen und rekonstruiert werden. Damit beschleunigt sich die gesamte Messzeit weiter. In modernen Magnetresonanzanlagen ist üblicherweise bereits eine hohe Anzahl an Kanälen für verschiedene Hochfrequenzspulen verfügbar, welche mittels hier vorgestellten dedizierten Spulen ausgenutzt werden können.
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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    • Weiger et al. in „MRI with zero echo time: hard versus sweep pulse excitation“, Magn. Reson. Med. 66 (2011) S. 379–389 [0004]
    • Bracher et al. „Feasibility of UTE MRI for Identification of Carious Lesions”, MRM, 2011 [0007]
    • Grodzki et al [0040]

Claims (14)

  1. Verfahren zur Aufnahme von Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt mittels Magnetresonanztechnik unter Verwendung einer Pulssequenz mit einer Echozeit TE von kleiner als 0,5 Millisekunden, wobei eine Ortskodierung der aufgenommenen Messdaten nur in zwei Raumrichtungen erfolgt, und aus den aufgenommenen Messdaten Projektionsbilddaten rekonstruiert werden.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) der verwendeten Pulssequenz derart geschaltet werden, dass die Projektionsrichtung der Projektionsbilddaten entlang einer vorgegebenen Achse verläuft.
  3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei die verwendete Pulssequenz derart Messdaten erzeugt und aufnimmt, dass der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum (K) derart abgetastet wird, dass ein erster Bereich (B) des abzutastenden k-Raums entlang von radialen Trajektorien (t) abgetastet wird und ein zweiter Bereich (A), der dem abzutastenden k-Raum (K) entspricht, der nicht von dem ersten Bereich (B) abgedeckt ist, und das k-Raumzentrum enthält, mindestens zweimal punktweise entsprechend einer Einzelpunkt-Bildgebungssequenz abgetastet wird.
  4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, und welcher zumindest das k-Raumzentrum umfasst, kartesisch ausgelesen wird.
  5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Hochfrequenzpulse der verwendeten Pulssequenz mittels einer für die Zahnbildgebung dedizierten Spule mit einem Ausleuchtungsvolumen von nur wenigen Kubikzentimetern in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt werden.
  6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die mit der verwendeten Pulssequenz erzeugten Echosignale mittels einer dedizierten Spule mit einem Empfangsvolumen von nur wenigen Kubikzentimetern von dem Untersuchungsobjekt aufgenommen werden.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 oder 6, wobei die dedizierte Spule eine Spule gemäß einem der Ansprüche 8 bis 10 ist.
  8. Für die Zahnbildgebung dedizierte Spule für ein Magnetresonanztomographiesystem umfassend mindestens ein Spulenelement, wobei jedes von der Spule umfasste Spulenelement jeweils ein Empfangsvolumen aufweist, welches zumindest einen Zahn abdeckt.
  9. Spule nach Anspruch 8, wobei das Spulenelement bzw. die Spulenelemente der Spule derart angeordnet sind, dass sie einen typischerweise von einer Zahnreihe in einem Gebiss gemachten Bogen folgen.
  10. Spule nach Anspruch 8, wobei die Spule mindestens zwei Spulenelemente umfasst und die umfassten Spulenelemente jeweils gleich große Empfangsvolumen oder unterschiedlich große Empfangsvolumen abdecken.
  11. Magnetresonanzanlage zur Erfassung von Messdaten in einem Abbildungsgebiet(O) innerhalb eines Untersuchungsobjekts (U) und Erstellung von Projektionsbilddaten, wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), mindestens eine HF-Antenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der mindestens einen HF-Antenne (4), zum Empfang der von der mindestens einen HF-Antenne (4) aufgenommenen Messdaten und zur Auswertung der Messdaten und zur Erstellung von Bilddatensätzen und mindestens eine für die Zahnbildgebung dedizierte Spule (S) umfasst, wobei die Magnetresonanzanlage (5) derart ausgestaltet ist, dass die Magnetresonanzanlage (5) mittels der Steuereinrichtung (10) Messdaten von mindestens einem Zahn als Untersuchungsobjekt aufnimmt, unter Verwendung einer Pulssequenz mit einer Echozeit TE von kleiner als 0,5 Millisekunden, wobei eine Ortskodierung der aufgenommenen Messdaten nur in zwei Raumrichtungen erfolgt, und dass die Magnetresonanzanlage (5) mittels der Steuereinrichtung (10) aus den aufgenommenen Messdaten Projektionsbilddaten rekonstruiert.
  12. Magnetresonanzanlage nach Anspruch 11, wobei die Magnetresonanzanlage (5) zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 6 ausgestaltet ist.
  13. Computerprogramm, das ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6 auf einer Steuereinrichtung (10) implementiert, wenn es auf der Steuereinrichtung (10) ausgeführt wird.
  14. Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche zumindest ein Computerprogramm nach Anspruch 11 umfassen und derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einer Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6 durchführen.
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