DE102014215954A1

DE102014215954A1 - Leise Magnetresonanz-Angiographiebildgebung

Info

Publication number: DE102014215954A1
Application number: DE102014215954.7A
Authority: DE
Inventors: David Grodzki; Peter Schmitt
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2014-08-12
Filing date: 2014-08-12
Publication date: 2016-02-18
Anticipated expiration: 2034-08-13
Also published as: US20160047874A1; DE102014215954B4; US9989612B2

Abstract

Es wird eine Messsequenz (200) durchgeführt, bei der Kernspins in einem Präparationsbereich mit Präparationsparametern präpariert werden. Die Messsequenz (200) stellt erste Bilddaten (291) bereit, die einen Messbereich abbilden. Die ersten Bilddaten (291) basieren auf Magnetresonanz-Daten, die bei ultrakurzen Echozeiten erfasst sind. Die ersten Bilddaten (291) werden mit Referenzbilddaten, die den Messbereich abbilden, kombiniert, um eine Ergebnisbild zu erhalten.

Description

Die Erfindung betrifft Techniken der Magnetresonanz-Angiographiebildgebung bzw. Magnetresonanz-Perfusionsbildgebung. Insbesondere betrifft die Erfindung Magnetresonanz-Angiographiebildgebung mit ultrakurzen Echozeiten.
Es sind verschiedene Techniken zur Darstellung von Blutgefäßen mittels Magnetresonanz(MR)-Bildgebung bekannt (MR-Angiographiebildgebung). Bei einer Familie von Techniken, den sog. Spin-Labeling-Verfahren, wird typischerweise eine Messsequenz durchgeführt, bei der Kernspins in einem Präparationsbereich magnetisch präpariert werden. Durch den Blutfluss bewegen sich die präparierten Kernspins als Funktion der Zeit in einen Messbereich. Dort werden Bilddaten der präparierten Kernspins erfasst. Ein Ergebnisbild wird typischerweise durch Kombination der Bilddaten mit Referenzbilddaten erhalten. Dabei bilden auch die Referenzbilddaten den Messbereich ab, wobei jedoch die Kernspins anders präpariert sind, als im Falle der Bilddaten. Dadurch kann es möglich sein, dass die Blutgefäße gegenüber dem Hintergrund – der gleich oder nahezu gleich in den Bilddaten und Referenzbilddaten abgebildet wird – mit einem vergleichsweise hohen Kontrast dargestellt werden.
Herkömmliche Techniken der MR-Angiographiebildgebung können jedoch verschiedene Nachteile aufweisen. So kann es häufig vorkommen, dass entsprechende Messsequenzen einen vergleichsweise hohen Geräuschpegel im Innenraum einer entsprechenden MR-Anlage erzeugen. Je nach Typ der MR-Anlage und Typ der Messsequenz können die Geräuschpegel einen Wert von 100 db(A) erreichen. In einem solchen Fall kann es notwendig sein, dass die Untersuchungsperson einen Gehörschutz trägt.
Zur Verringerung des Geräuschpegels sind verschiedene Sequenzoptimierungstechniken bekannt, siehe z.B. DE 10 2014 205 888.0 . Mittels solcher Techniken ist es möglich, dass die Lärmbelastung signifikant gesenkt wird. Insbesondere kann es möglich sein, dass der Geräuschpegel derart gesenkt werden kann, dass ein Gehörschutz entbehrlich ist.
Es sind aber Messsequenzen bekannt, welche nur in geringerem Umfang von solchen Sequenzoptimierungstechniken profitieren. Dies sind insbesondere Messsequenzen, welche auf vergleichsweise schnelle Gradientenpulse und vergleichsweise kurze Umschaltzeiten der Gradientenpulse angewiesen sind, um den erforderlichen Zeitverlauf zu implementieren. In solchen Fällen ist eine Geräuschreduzierung oft lediglich mit Anpassung verschiedener Parameter der Messsequenz möglich, wie z.B. eine Ortsauflösung der erfassten MR-Daten, Echozeit TE, Repetitionszeit TR etc. Jedoch kann eine solche Anpassung der Parameter der Messsequenz negativen Einfluss auf die Qualität des Ergebnisbilds haben. Auch kann der Parameterraum, innerhalb welchem die Parameter der Messsequenz angepasst werden können, technisch und / oder physikalisch begrenzt sein.
Insbesondere für Messsequenzen zur MR-Angiographiebildgebung kann eine Reduktion des Geräuschpegels durch die voranstehend genannten Techniken zur Sequenzoptimierung nicht oder nur eingeschränkt möglich sein. Dies ist der Fall, da Techniken der MR-Angiographiebildgebung häufig auf schnellen Gradientenecho-basierten Messsequenzen basieren.
Deshalb besteht ein Bedarf für verbesserte Techniken der MR-Angiographiebildgebung. Insbesondere besteht ein Bedarf für solche Techniken, die eine vergleichsweise leise Messsequenz zur MR-Angiographiebildgebung bereitstellen. Es besteht auch ein Bedarf für solche Techniken, die eine vergleichsweise hohe Güte eines Ergebnisbilds der MR-Angiographiebildgebung ermöglichen.
Diese Aufgabe wird von den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren Ausführungsformen.
Gemäß einem ersten Aspekt betrifft die Erfindung ein Verfahren zur MR-Angiographiebildgebung mit ultrakurzen Echozeiten. Das Verfahren umfasst das Durchführen einer Messsequenz, bei der Kernspins in einem Präparationsbereich mit Präparationsparametern präpariert werden. Die Messsequenz stellt erste Bilddaten bereit. Die ersten Bilddaten bilden einen Messbereich ab. Die ersten Bilddaten basieren auf MR-Daten, die bei ultrakurzen Echozeiten erfasst sind. Das Verfahren umfasst weiterhin das Kombinieren der ersten Bilddaten mit Referenzbilddaten. Die Referenzbilddaten bilden den Messbereich ab. Das Kombinieren erfolgt, um ein Ergebnisbild zu erhalten.
Mittels solcher Techniken kann es möglich sein, die Kernspins bzw. die Magnetisierung des in den Messbereich einströmenden Blutes unterschiedlich gegenüber den Referenzbilddaten zu präparieren, d.h. z.B. mit Präparationsparametern, die von weiteren Präparationsparametern, mit denen die Referenzbilddaten gewonnen werden, abweichen.
Z.B. kann der Präparationsbereich zumindest teilweise verschieden von dem Messbereich sein. Es wäre aber auch möglich, dass der Präparationsbereich mit dem Messbereich übereinstimmt.
Die Präparation mit den Präparationsparametern kann auf verschiedene Art- und Weise erfolgen. Zum Beispiel wäre es möglich, dass ein Hochfrequenz(HF)-Präparationspuls oder Vorpuls eingestrahlt wird. Der HF-Präparationspuls kann eine Inversion und / oder eine Sättigung der Kernspins in dem Präparationsbereich bewirken.
In einer einfachen Implementierung können die Referenzbilddaten vorgegeben sein. Die Referenzbilddaten können auch durch die Messsequenz bereitgestellt werden. Zum Beispiel könnten die Referenzbilddaten auf MR-Daten basieren, die im Rahmen des Durchführens der Messsequenz zu einem vorgegebenen Referenzzeitpunkt relativ zu einer Präparation mit den Präparationsparametern erhalten werden.
Die Kombination der Referenzbilddaten mit den ersten Bilddaten kann z.B. einer Addition, Subtraktion, Division oder Multiplikation entsprechen. Die Referenzbilddaten und die ersten Bilddaten können durch geeignete Gewichtung oder Anwenden eines geeigneten Operators vor oder im Rahmen der Kombination angepasst werden. Derart kann das Ergebnisbild einen erhöhten Kontrast im Bereich von Blutgefäßen aufweisen (Gefäßdarstellung).
Es wäre aber auch möglich, dass das Verfahren weiterhin das Durchführen einer weiteren Messsequenz umfasst. Bei der weiteren Messsequenz können die Kernspins in dem Präparationsbereich mit weiteren Präparationsparametern präpariert werden. Die weitere Messsequenz kann die Referenzbilddaten in dem Messbereich bereitstellen. Die Referenzbilddaten können auch auf bei ultrakurzen Echozeiten erfassten MR-Daten basieren.
Im Allgemeinen können sich die Präparationsparameter von den weiteren Präparationsparametern unterscheiden. Es wäre z.B. möglich, dass die weiteren Präparationsparameter keine oder keine signifikante Veränderung von Parametern der Kernspins gegenüber einer Ruhelage in dem Präparationsbereich bewirken. Es wäre aber auch möglich, dass die weiteren Präparationsparameter eine komplementäre Veränderung von Parametern der Kernspins in dem Präparationsbereich im Vergleich zu den Präparationsparametern bewirken. Anders formuliert kann auch der den Präparationsparametern zugeordnete Präparationsbereich verschieden von dem Präparationsbereich sein, der den weiteren Präparationsparametern zugeordnet ist.
Zum Beispiel wäre es möglich, dass durch die Präparationsparameter eine Sättigung oder Inversion der Kernspins schichtselektiv in dem Präparationsbereich, z.B. auf Höhe eines Halses der Untersuchungsperson, bewirkt wird. Dies kann bewirken, dass die in den Messbereich einströmenden Kernspins entsprechend magnetisch präpariert sind. Die weiteren Präparationsparameter können beispielsweise bedingen, dass entweder keine Vorpulse eingestrahlt werden oder aber Vorpulse eingestrahlt werden, die eine Schicht betreffen, deren Ort am Isozentrum der entsprechenden MR-Anlage gespiegelt ist; an diesem Ort können die Vorpulse eine Sättigung oder Inversion der Kernspins gemäß den Präparationsparametern bewirken. Mit anderen Worten kann es möglich sein, dass im Rahmen des Durchführens der weiteren Messsequenz Kernspins in den Messbereich gelangen, die anders oder gar nicht magnetisch präpariert sind, z.B. im Vergleich zur Messung mit den Präparationsparametern.
Typischerweise kann es möglich sein, dass die Techniken der MR-Bildgebung mit ultrakurzen Echozeiten vergleichsweise leise durchgeführt werden. Mittels der voranstehend beschriebenen Techniken kann es also möglich sein, eine vergleichsweise leise MR-Angiographiebildgebung zu erreichen.
Typischerweise kann die MR-Bildgebung mit ultrakurzen Echozeiten auch eine vergleichsweise hohe Sensitivität gegenüber bestimmten Bildparametern aufweisen. Derart kann es möglich sein, bestimmte Strukturen im Vergleich zur herkömmlichen MR-Angiographiebildgebung besser sichtbar zu machen. Insbesondere kann es z.B. möglich sein, T1-gewichtete Ergebnisbilder zu erzeugen.
Im Allgemeinen können verschiedenste Messsequenzen eingesetzt werden, die das Erfassen von MR-Daten bei ultrakurzen Echozeiten ermöglichen. Hierbei kann die ultrakurze Echozeit z.B. kleiner als 1 ms sein, vorzugsweise kleiner als 500 µs, besonders bevorzugt kleiner als 100 µs. Insbesondere kann es erstrebenswert sein, solche Messsequenzen zu verwenden, bei denen Gradientenpulse bereits vor Anregung der Kernspins ihre vorgesehene Amplitude erreichen.
Zum Beispiel kann das Durchführen der Messsequenz umfassen: Schalten eines Gradientenpulses; und Einstrahlen eines HF-Anregungspulses während eines Flattops des Gradientenpulses; und Erfassen von MR-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte während des Flattops des Gradientenpulses bei einer ultrakurzen Echozeit zum Bereitstellen der ersten Bilddaten.
Insbesondere kann es also möglich sein, dass der HF-Anregungspuls während ein und desselben Flattops eingestrahlt wird, während dem auch die MR-Daten erfasst werden. Zwischen Anregung und Auslesen kann also keine oder keine signifikante Änderung der Amplitude des Gradientenpulses vorliegen. Derart kann es möglich sein, Schaltvorgänge der Gradientenpulse zu reduzieren. Dadurch kann es wiederum möglich sein, mechanische Vibrationen, die durch das Schalten der Gradientenpulse hervorgerufen werden zu reduzieren, wodurch auch eine Lärmentwicklung reduziert werden kann. Derart ist es möglich, eine besonders leise MR-Angiographiebildgebung zu implementieren.
Es wäre z.B. auch möglich, dass der Gradientenpuls zwischen zwei aufeinanderfolgend eingestrahlten HF-Anregungspulses nicht auf Null geschaltet wird. Mit anderen Worten kann es möglich sein, dass der Gradientenpuls zwischen zwei aufeinanderfolgend eingestrahlten HF-Anregungspulsen inkrementell geändert wird.
Zum Beispiel kann die Messsequenz eine zeroTE-Messsequenz sein, siehe z.B. Weiger M. et al., „MRI with zero echo time: hard versus sweep pulse excitation" in Magn. Reson. Med. 66 (2011) 379–389. Es wäre auch möglich, dass die Messsequenz eine SWIFT-Messsequenz ist, siehe z.B. Idiyatullin D. et al., „Fast and quiet MRI using a swept radiofrequency" in J. Magn. Reson. 181 (2006) 342–349. Es wäre z.B. auch möglich, dass die MR-Messsequenz eine PETRA-Messsequenz ist, siehe Grodzki D. M. et al., „Ultrashort echo time imaging using pointwise encoding time reduction with radial acquisition (PETRA)" in Magn. Reson. Med. 67 (212) 510–518. Es wäre z.B. auch möglich, dass die Messsequenz eine WASPI-Messsequenz ist, siehe z.B. Wu J. et al., „Bone matrix imaged in vivo by water-and-fat suppressed proton projection MRI (WASPI) of animal and human subjects" in J. Magn. Reson. Imaging 31 (2010) 954–963.
Wie aus Obenstehendem ersichtlich ist, ist der Typ der verwendeten Messsequenz nicht besonders beschränkt. Es wäre insbesondere möglich, die verschiedenen Typen von Messsequenzen, wie sie voranstehend erläutert wurden, miteinander zu kombinieren oder abgeleitete Messsequenzen zu verwenden. Zum Beispiel kann im Rahmen der zeroTE-, SWIFT- oder WASPI-Messsequenz der k-Raum entlang verschiedener radialer k-Raum-Trajektorien abgetastet werden. Es wäre aber auch möglich, kartesische k-Raum-Trajektorien zu verwenden.
Im Rahmen der PETRA-Messsequenz können k-Raum-Punkte, die sich in einem zentralen bzw. inneren Bereich des k-Raums befinden, mit einer kartesischen K-Raum-Trajektorie abgetastet werden. k-Raum-Punkte, die sich in einem äußeren Bereich des k-Raums befinden, können mit einer radialen K-Raum-Trajektorie abgetastet werden. Die k-Raum-Trajektorie kann z.B. eine Abfolge von k-Raum-Punkten bezeichnen, für die MR-Daten erfasst werden (abgetastete k-Raum-Punkte).
Zum Beispiel kann das Durchführen der Messsequenz umfassen: Erfassen von MR-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte, die sich in einem ersten Abbildungsgebiet des k-Raums befinden, entlang einer radialen k-Raum-Trajektorie; und Erfassen von MR-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte, die sich in einem zweiten Abbildungsgebiet des k-Raums befinden, entlang einer kartesischen k-Raum-Trajektorie. Das zweite Abbildungsgebiet kann ein k-Raum-Zentrum beinhalten, d.h. einem inneren Bereich des k-Raums entsprechen. Insbesondere kann das erste Abbildungsgebiet zumindest teilweise verschieden von dem zweiten Abbildungsgebiet sein. Das Durchführen der Messsequenz kann weiterhin das Kombinieren der MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet befinden, mit den MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet befinden, zum Bereitstellen der ersten Bilddaten umfassen.
Es wäre z.B. möglich, dass das erste Abbildungsgebiet und das zweite Abbildungsgebiet aneinander angrenzen. Zum Beispiel kann das zweite Abbildungsgebiet kreisförmig sein; das zweite Abbildungsgebiet kann z.B. in Bezug auf das k-Raum-Zentrum zentriert sein. Entsprechend kann das erste Abbildungsgebiet kreisförmig sein; es ist möglich, dass auch das erste Abbildungsgebiet und / oder das zweite Abbildungsgebiet in Bezug auf das k-Raum-Zentrum zentriert sind.
Es kann erstrebenswert sein, dass die Gefäßdarstellung mit einer zeitlichen Auflösung vorgenommen wird. Dies kann z.B. im Rahmen einer Perfusionsbildgebung erstrebenswert sein. Es ist z.B. möglich, dass das Durchführen der Messsequenz umfasst: für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt jeweils mehrfaches Erfassen von MR-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten relativ zu einer Präparation mit den Präparationsparametern. Die ersten Bilddaten können jeweils für jeden vorgegebenen Zeitpunkt bereitgestellt werden.
Zum Beispiel kann das Verfahren weiterhin umfassen: für jede erste Bilddaten, Kombinieren der jeweiligen ersten Bilddaten mit den Referenzbilddaten, die den Messbereich abbilden, um ein jeweiliges Ergebnisbild zu erhalten. Es wäre aber auch möglich, dass unterschiedliche erste Bilddaten mit unterschiedlichen Referenzbilddaten kombiniert werden.
Derart können also mehrere Ergebnisbilder erhalten werden, die einer jeweiligen Zeitdifferenz zwischen der Präparation mit den Präparationsparametern und dem Messzeitpunkt entsprechen. Hierbei kann der Zeitpunkt jeweils mit einer bestimmten Genauigkeit bzw. Toleranz vorgegeben sein. Diese Genauigkeit bzw. Toleranz kann die Zeitauflösung der Gefäßdarstellung limitieren.
Mit anderen Worten kann die Präparation mit den Präparationsparametern mehrfach erfolgen. Jede Präparation mit den Präparationsparametern kann das Einstrahlen eines HF-Präparationspulses umfassen. Das Erfassen der MR-Daten kann in einer geschachtelten Art und Weise in Bezug auf die HF-Präparationspulse geschehen.
Die ersten Bilddaten, die zu einem jeweiligen vorgegeben Zeitpunkt erfasst werden, können auch als Phase der Gefäßdarstellung bezeichnet werden. Um eine höhere Zeitauflösung der Gefäßdarstellung zu erreichen, kann es erstrebenswert sein, eine größere Anzahl von Phasen bereit zu stellen; ferner kann es diesbezüglich erstrebenswert sein, die Genauigkeit der jeweiligen Zeitpunkte besonders hoch zu wählen, bzw. die Toleranz besonders gering zu wählen.
So kann es erstrebenswert sein, wenn das Durchführend der MR-Messsequenz weiterhin umfasst: mehrfaches Präparieren der Kernspins in dem Präparationsbereich mit den Präparationsparametern, wobei die MR-Daten verschachtelt in Bezug auf das mehrfache Präparieren erfasst werden. Es ist z.B. möglich, dass für einen ersten k-Raum-Punkt die MR-Daten zu einem bestimmten vorgegebenen Zeitpunkt nach einem ersten Präparieren erfasst werden und dass für einen zweiten k-Raum-Punkt die MR-Daten zu dem bestimmten vorgegebenen Zeitpunkt nach einem zweiten Präparieren erfasst werden. Solche Techniken werden auch als interleaved Erfassung bezeichnet.
Es kann z.B. möglich sein, dass für jeden vorgegeben Zeitpunkt nach einem Präparieren mit den Präparationsparametern MR-Daten für eine bestimmte Anzahl von k-Raum-Punkten erfasst werden. Pro Erfassen kann jeweils ein HF-Anregungspuls eingestrahlt werden. Das Einstrahlen des HF-Anregungspules und darauffolgende Erfassen von MR-Daten wird auch als ein Segment oder eine Repetition bezeichnet. Pro Phase, die auf einen HF-Anregungspuls folgt, kann also eine bestimmte Anzahl von Segmenten abgearbeitet werden.
Wie voranstehend erläutert, ist es möglich, dass die Messsequenz eine PETRA-Messsequenz ist. In diesem Fall kann es möglich sein, dass eine Anzahl von Phasen pro Präparation im ersten Abbildungsgebiet des k-Raums kleiner ist als eine Anzahl von Phasen pro Präparation im zweiten Abbildungsgebiet. Mit anderen Worten kann eine Genauigkeit, mit der der Zeitpunkt zum Erfassen der MR-Daten im äußeren Bereich des k-Raums bestimmt ist, geringer sein als eine Genauigkeit, mit der der Zeitpunkt im inneren Bereich des k-Raums bestimmt ist.
Zum Beispiel kann das Durchführen der Messsequenz umfassen: für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt, der sich in dem ersten Abbildungsgebiet befindet: jeweils n-faches Erfassen von MR-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten relativ zu einer Präparation mit den Präparationsparametern; und für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt, der sich in dem zweiten Abbildungsgebiet befindet: jeweils m-faches Erfassen von MR-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten relativ zu einer Präparation mit den Präparationsparametern. M kann größer als n sein. Zum Beispiel kann m doppelt so groß sein wie n oder dreimal so groß sein wie n.
Es wäre z.B. möglich, dass die MR-Daten der abgetasteten k-Raum-Punkte, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet befinden, jeweils mit mehreren MR-Daten der abgetasteten k-Raum-Punkte, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet befinden, kombiniert werden, z.B. gemäß des Verhältnisses von m zu n. Derart können jeweils komplette Datensätze für die verschiedenen Phasen erhalten werden, ohne dass es notwendig wäre, im ersten Bereich des k-Raums gleich viele MR-Daten zu erfassen, wie im zweiten Bereich des k-Raums.
Mittels solcher Techniken kann eine vergleichsweise hohe Zeitauflösung der Gefäßdarstellung bei gleichzeitig vergleichsweiser geringer Zeitdauer zum Durchführen der Messsequenz (Messdauer) erreicht werden. Dies ist der Fall, da im ersten Abbildungsgebiet des k-Raums eine vergleichsweise geringe Anzahl von Phasen abgearbeitet werden muss; gleichzeitig ist im zentralen Bereich des k-Raums, d.h. dem zweiten Abbildungsgebiet, eine vergleichsweise große Anzahl von Phasen vorhanden. Der zentrale Bereich des k-Raums ist typischerweise maßgeblich für einen Kontrast bzw. eine Bildqualität des Ergebnisbildes. Derart kann es möglich sein, eine vergleichsweise gute Bildqualität und hohe Zeitauflösung der Gefäßdarstellung zu erreichen, obwohl im Außenbereich des k-Raums eine vergleichsweise geringe Anzahl von Phasen abgearbeitet wird und damit die Messdauer vergleichsweise kurz ist.
Das Kombinieren der MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet befinden, mit dem MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet befinden, kann im Allgemeinen auf verschiedenste Arten und Weisen erfolgen. Zum Beispiel wäre es möglich, dass dieses Kombinieren gemäß eines Sliding-Window-Segmentierungsschemas. Es wäre auch möglich, dass jeweils MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet befinden, mit solchen MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet befinden, kombiniert werden, die einen minimierten zeitlichen Abstand der entsprechenden Zeitpunkte aufweisen. Mittels solcher Techniken kann erreicht werden, dass die Zeitpunkte der Phasen mit einer vergleichsweisen hohen Genauigkeit bzw. vergleichsweisen geringen Toleranz festgelegt werden. Alternativ oder zusätzlich wäre es zum Beispiel möglich, dass beim Kombinieren jeweils eine erste Anzahl von MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet befinden, mit einer zweiten Anzahl von k-Raum-Punkten, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet befinden, gemäß einem Kombinationsalgorithmus kombiniert werden. Z.B. kann der Kombinationsalgorithmus einen zeitlichen Abstand der jeweils kombinierten MR-Daten berücksichtigt. Z.B. könnte zumindest eine von der ersten Anzahl und der zweiten Anzahl größer als eins sein. Der Kombinationsalgorithmus kann beim Kombinieren z.B. Gewichte berücksichtigen. Z.B. können solche MR-Daten, deren entsprechenden Zeitpunkte einen geringeren (größeren) zeitlichen Abstand aufweisen, mit einem größeren (kleineren) Gewicht bei dem Kombinieren berücksichtigt werden.
Es ist z.B. möglich, dass das Erfassen der MR-Daten der k-Raum-Punkte, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet befinden, umfasst: Erfassen von MR-Daten für k-Raum-Punkte entlang eines ersten radial orientierten Arms der radialen k-Raum-Trajektorie; und anschließend Erfassen von MR-Daten für k-Raum-Punkte entlang eines zweiten radial orientierten Arms der radialen k-Raum-Trajektorie; und anschließend Erfassen von MR-Daten für k-Raum-Punkte entlang eines dritten radial orientierten Arms der radialen k-Raum-Trajektorie. Es ist möglich, dass der dritte radial orientierte Arm im k-Raum zwischen dem ersten radial orientierten Arm und dem zweiten radial orientierten Arm angeordnet ist. Mit anderen Worten kann es möglich sein, dass eine vorgegebene Abfolge für das Erfassen von MR-Daten entlang verschiedener radial orientierter Arme der radialen k-Raum-Trajektorie unterschiedliche Bereiche des k-Raums gleichmäßig ausfüllt. Insbesondere kann z.B. ein Golden-Angle-Schema eingesetzt werden, siehe z.B. Winkelmann S. et al., „An optimal radial profile order based on the golden ratio for time-resolved MRI" in IEEE Trans. Med. Imag. 26 (2007) 68–76. Ein radial orientierter Arm der radial orientierten k-Raum-Trajektorie kann auch als Speiche bezeichnet werden. Mittels solcher Techniken kann es möglich sein, dass MR-Daten von k-Raum-Punkten, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet des k-Raums befinden, d.h. in einem zentralen k-Raum-Bereich, eine beliebige Anzahl von MR-Daten für k-Raum-Punkte, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet des k-Raums befinden, zugeordnet werden kann. Insbesondere kann es möglich sein, dass ein mittlerer zeitlicher Abstand zwischen den MR-Daten im ersten Abbildungsgebiet und den MR-Daten im zweiten Abbildungsgebiet vergleichsweise gering ausfällt. Auch derart kann eine zeitauflösende Gefäßdarstellung erhöht werden.
Typischerweise arbeiten die verschiedenen Messsequenzen mit ultrakurzen Echozeiten, wie sie voranstehend diskutiert wurden, in drei Dimensionen. Insbesondere ist es möglich, dass keine oder nur eine eingeschränkte Schichtselektivität bei der Bildgebung vorliegt. Es ist z.B. möglich, die verschiedenen Messsequenzen im zweidimensionalen Projektionsmodus, d.h. mit einer unendlich dicken Schichtdicke bei der Auslesung bzw. k-Raum-Kodierung, auszuführen – dadurch können kürzere Messdauern erzielt werden. Es ist möglich, die verschiedenen hierin beschriebenen Techniken in einem solchen Projektionsmodus durchzuführen. Dies entspricht einer Kodierung in einer Art Scheibe im k-Raum, mittels einiger zentraler Punkte und radialer Speichen (5). Es ist auch möglich, Projektionsbilder in unterschiedlichen Orientierungen aufzunehmen, und diese z.B. mit einer Radon-Transformation einzelner Zeilen zu einem 3D-Datensatz zusammenzuführen. Alternativ oder zusätzlich können Techniken des Regriddings eingesetzt werden. Dies kann – weil ggf. nur wenige Projektionen benötigt werden – den Vorteil aufweisen, dass die einzelnen Bilddaten deutlich schneller aufgenommen werden können und dadurch eine größere Toleranz gegenüber Bewegungen erreicht werden kann. Es ist möglich, im Rahmen der Radon-Transformation solche abgebildeten Bereiche außerhalb einer „Region of Interest“ zu löschen.
Mit anderen Worten kann das Durchführen der Messsequenz zum Erhalten mehrerer erster Bildraum-Projektionen mehrfach wiederholt werden. Die mehreren ersten Bildraum-Projektionen können den Messbereich aus unterschiedlichen Richtungen abbilden. Das Verfahren kann weiterhin umfassen: Kombinieren der mehreren ersten Bildraumprojektionen zum Erhalten eines zweidimensional schichtselektiven Bilds als die ersten Bilddaten.
Es wäre aber auch möglich, die Messsequenz im zweidimensionalen Projektionsmodus auszuführen, d.h. die Messsequenz nur einmal zum Erhalten einer ersten Bildraum-Projektion durchzuführen, die den Messbereich aus einer vorgegebenen Richtung abbildet. Derart kann die Messdauer reduziert werden.
Gemäß einem weiteren Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung eine MR-Anlage. Die MR-Anlage ist zur MR-Angiographiebildgebung mit ultrakurzen Echozeiten eingerichtet. Die MR-Anlage umfasst eine Sende-/Empfangseinheit. Die Sende-/Empfangseinheit ist eingerichtet, um eine Messsequenz durchzuführen, bei der Kernspins in einem Präparationsbereich mit Präparationsparametern präpariert werden. Die Messsequenz stellt erste Bilddaten bereit, die einen Messbereich abbilden. Der Präparationsbereich ist zumindest teilweise verschieden von dem Messbereich. Die ersten Bilddaten basieren auf MR-Daten, die bei ultrakurzen Echozeiten erfasst sind. Die MR-Anlage weist weiterhin eine Recheneinheit auf, die eingerichtet ist, um die ersten Bilddaten mit Referenzbilddaten, die den Messbereich abbilden, zu kombinieren. Durch das Kombinieren wird ein Ergebnisbild erhalten.
Zum Beispiel kann die MR-Anlage gemäß dem gegenwärtig diskutierten Aspekt eingerichtet sein, um das Verfahren zur MR-Angiographiebildgebung mit ultrakurzen Echozeiten gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung durchzuführen.
Für eine solche MR-Anlage können Effekte erzielt werden, die vergleichbar sind mit den Effekten, die für das Verfahren zur MR-Angiographiebildgebung mit ultrakurzen Echozeiten gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung erzielt werden können.
Selbstverständlich können die Merkmale der vorab beschriebenen Ausführungsformen und Aspekte der Erfindung miteinander kombiniert werden. Insbesondere können die Merkmale nicht nur in den beschriebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder für sich genommen verwendet werden, ohne das Gebiet der Erfindung zu verlassen.
Voranstehend wurden verschiedene Merkmale und Effekte in Bezug auf die Messsequenz erläutert, die die ersten Bilddaten bereitstellt. Es ist aber möglich, dass die weitere Messsequenz, die die Referenzdaten bereitstellt, entsprechende Merkmale aufweist und Effekte erzielt. Insbesondere ist es möglich, dass auch die weitere Messsequenz eine PETRA-Messsequenz ist.
Die oben beschriebenen Eigenschaften, Merkmale und Vorteile dieser Erfindung sowie die Art und Weise, wie diese erreicht werden, werden klarer und deutlicher verständlich im Zusammenhang mit der folgenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele, die im Zusammenhang mit den Zeichnungen näher erläutert werden.
1 ist eine schematische Ansicht einer MR-Anlage.
2 zeigt eine erfindungsgemäße Messsequenz, die erste Bilddaten für verschiedene Phasen, die verschiedenen Zeitpunkten relativ zu einer Präparation mit Präparationsparametern entsprechen, bereitstellt, wobei jede Phase mehrere Segmente bzw. Repetitionen umfasst.
3 zeigt eine Repetition der 2 für eine PETRA-Messsequenz in einem Außenbereich des k-Raums, in dem MR-Daten für k-Raum-Punkte entlang einer radialen k-Raum-Trajektorie erfasst werden.
4 illustriert den Innenbereich und den Außenbereich der PETRA-Messsequenz ohne Kodierung in kz-Richtung der 3 und 4 schematisch.
5 entspricht der 2, wobei pro Präparation Bilddaten für eine geringere Anzahl von Phasen bereitgestellt werden.
6 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß verschiedener Ausführungsformen.
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsformen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert. In den Figuren bezeichnen gleiche Bezugszeichen gleiche oder ähnliche Elemente. Die Figuren sind schematische Repräsentationen verschiedener Ausführungsformen der Erfindung. In den Figuren dargestellte Elemente sind nicht notwendigerweise maßstabsgetreu dargestellt. Vielmehr sind die verschiedenen in den Figuren dargestellten Elemente derart wiedergegeben, dass ihre Funktion und genereller Zweck dem Fachmann verständlich wird. In den Figuren dargestellte Verbindungen und Kopplungen zwischen funktionellen Einheiten und Elementen können auch als indirekte Verbindung oder Kopplung implementiert werden. Eine Verbindung oder Kopplung kann drahtgebunden oder drahtlos implementiert sein. Funktionale Einheiten können als Hardware, Software oder eine Kombination aus Hardware und Software implementiert werden.
Nachfolgend werden Techniken zur leisen dynamischen MR-Angiographiebildgebung bzw. MR-Perfusionsbildgebung erläutert. Diese Techniken setzen Messsequenzen mit ultrakurzen Echozeiten ein, beispielsweise die PETRA, zeroTE, WASP oder SWIFT-Messsequenz. In einer ersten Messsequenz werden erste Bilddaten erhalten. Dabei wird das in einen Messbereich einströmende Blut mit ersten Präparationsparametern präpariert. In einer weiteren Messsequenz werden Referenzbilddaten erhalten. Dabei wird das in den Messbereich einströmende Blut mit zweiten Präparationsparametern präpariert, die insbesondere verschiedenen von den ersten Präparationsparametern sind. Durch das Kombinieren der ersten Bilddaten mit den Referenzbilddaten kann eine Gefäßdarstellung erreicht werden. Zum Beispiel können die ersten Bilddaten und die Referenzbilddaten bei der Nachverarbeitung durch Subtraktion miteinander kombiniert bzw. verrechnet werden. Dies kann bewirken, dass ein resultierendes Ergebnisbild nur Bereiche hell oder dunkel anzeigt, in welchen die magnetisch präparierten Kernspins geflossen sind, d.h. die Blutgefäße erscheinen besonders kontraststark. Diese Gefäßdarstellung kann in der Perfusionsbildgebung insbesondere zeitaufgelöst durchgeführt werden. Dazu kann es möglich sein, dass pro Präparation MR-Daten für mehrere zeitliche Phasen akquiriert werden. Mit einem solchen „Schuss“ kann die Dynamik des Blutflusses erfasst werden. Typischerweise wird eine Anzahl von HF-Anregungspulsen bzw. Erfassungsvorgängen von MR-Daten pro Phase als Segmente bezeichnet. Um pro Phase insgesamt genügend MR-Daten erfassen zu können, kann es erforderlich sein, mehrere Schüsse aufzunehmen, in denen in entsprechenden Segmenten jeweils MR-Daten komplementärer k-Raum-Bereiche erfasst werden. Insbesondere kann eine Interleaved- oder verschachtelte Aufnahmetechnik in Bezug auf die verschiedenen Präparationen bzw. Schüsse angewendet werden. Typischerweise ist die Anzahl von insgesamt pro Phase zur Verfügung stehenden Abtastvorgängen gleich dem Produkt von Anzahl der Segmente und der Anzahl der Präparationen.
In 1 ist zunächst eine MR-Anlage 100 dargestellt, welche zur Durchführung entsprechender erfindungsgemäßen Techniken, Verfahren und Schritte, wie voranstehend erläutert, eingerichtet ist. Die MR-Anlage weist einen Magneten 110 auf, der eine Röhre 111 definiert. Der Magnet 110 kann ein Grundmagnetfeld parallel zu seiner Längsachse erzeugen. Das Grundmagnetfeld kann Inhomogenitäten aufweisen, also lokale Abweichungen von einem Sollwert. Ein Untersuchungsobjekt, hier eine Untersuchungsperson 101, kann auf einem Liegetisch 102 in den Magneten 110 geschoben werden. Die MR-Anlage 100 weist weiterhin ein Gradientensystem 140 zur Erzeugung von Gradientenfeldern mittels Schalten von Gradientenpulsen auf. Die Gradientenfelder werden zur Ortskodierung von im Rahmen der MR-Bildgebung erfassten MR-Daten angewendet.
Typischerweise umfasst das Gradientensystem 140 mindestens drei separat ansteuerbare und zueinander wohldefiniert positionierte Gradientenspulen 141. Die Gradientenspulen 141 ermöglichen es, entlang bestimmter Raumrichtungen (Gradientenachsen) die Gradientenfelder zu schalten. Die Gradientenfelder können zum Beispiel zur Schichtselektion, zur Frequenzkodierung – d.h. in Ausleserichtung – und zur Phasenkodierung verwendet werden.
Zur Anregung der sich im Grundmagnetfeld ergebenen Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins bzw. Magnetisierung in Längsrichtung ist eine HF-Spulenanordnung 121 vorgesehen, die einen amplitudenmodulierten HF-Anregungspuls in die Untersuchungsperson 101 einstrahlen kann. Dadurch kann eine Transversalmagnetisierung erzeugt werden. Zur Erzeugung solcher HF-Anregungspulse wird eine HF-Sendeeinheit 131 über einen HF-Schalter 130 mit der HF-Spulenanordnung 121 verbunden. Die HF-Sendeeinheit 131 kann einen HF-Generator und eine HF-Amplitudenmodulationseinheit umfassen. Die HF-Anregungspulse können die Transversalmagnetisierung eindimensional schichtselektiv oder zweidimensional/dreidimensional ortselektiv oder global aus der Ruhelage kippen.
Weiterhin ist eine HF-Empfangseinheit 132 über den HF-Schalter 130 mit der HF-Spulenanordnung gekoppelt. Über die HF-Empfangseinheit 132 können MR-Signale der relaxierenden Transversalmagnetisierung, zum Beispiel durch induktives Einkoppeln in die HF-Spulenanordnung 121, als MR-Daten erfasst werden. Insbesondere ist die MR-Anlage 100 eingerichtet, um Messsequenzen mit ultrakurzen Echozeiten durchzuführen. Dies bedeutet, dass der HF-Schalter 130 besonders schnell zwischen Sendebetrieb und Empfangsbetrieb umschalten kann, z.B. in weniger als 1 ms.
Die MR-Anlage 100 weist weiterhin eine Bedieneinheit 150 auf, welche zum Beispiel einen Bildschirm, eine Tastatur, eine Maus etc. umfassen kann. Mittels der Bedieneinheit 150 kann eine Benutzereingabe erfasst werden und Ausgabe zum Benutzer realisiert werden. Zum Beispiel kann es möglich sein, mittels der Bedieneinheit 150 einzelne Betriebsmodi bzw. Maschinensteuerparameter der MR-Anlage durch den Benutzer und/oder automatisch und/oder ferngesteuert einzustellen.
Ferner weist die MR-Anlage 100 eine Recheneinheit 155 auf. Die Recheneinheit 155 ist insbesondere eingerichtet, um verschiedene Techniken im Zusammenhang mit der Steuerung der Messsequenz durchzuführen. Die Recheneinheit 155 ist auch eingerichtet, um die HF-Sendeeinheit 131, den HF-Schalter 130, die HF-Empfangseinheit 132 sowie das Gradientensystem 140 zu steuern. Derart kann es möglich sein, verschiedene Messsequenzen mit ultrakurzen Echozeiten durchzuführen. Insbesondere kann z.B. die zeroTE-, SWIFT-, WASPI- oder PETRA-Messsequenz durchgeführt werden. Die Messsequenz stellt erste Bilddaten bereit, die einen Messbereich 182 abbilden. Weiterhin kann die Recheneinheit 155 auf vorgegebene Referenzbilddaten 192 Zugriff haben, die den Messbereich 182 auch abbilden. Es wäre aber auch möglich, dass die Referenzbilddaten durch Durchführen einer weiteren Messsequenz erhalten werden. Dabei kann die weitere Messsequenz der Messsequenz zum Erhalten der ersten Bilddaten entsprechen, wobei die Kernspins anders präpariert werden können.
Die Recheneinheit ist eingerichtet, um verschiedene Techniken im Zusammenhang mit der Nachverarbeitung von erfassten Bilddaten und Referenzbilddaten durchzuführen. Insbesondere ist die Recheneinheit 155 eingerichtet, um durch Kombinieren der Bilddaten und der Referenzbilddaten ein Ergebnisbild bereitzustellen. Das Ergebnisbild stellt Blutgefäße der Untersuchungsperson in dem Messbereich 182 besonders kontraststark gegenüber dem Hintergrund dar. Dazu werden im Rahmen der Messsequenz Kernspins in einem Präparationsbereich 181, der gegenüber dem Messbereich 182 beanstandet ist, mit Präparationsparametern präpariert. Dazu kann z.B. ein Vorpuls bzw. HF-Inversionspuls oder HF-Sättigungspuls schichtselektiv in den Präparationsbereich 181 durch die HF-Sendeeinheit 131 eingestrahlt werden. Im Allgemeinen kann der Messbereich 182 auch mit dem Präparationsbereich 181 übereinstimmen. In 2 ist die Messsequenz 200 gezeigt. Zunächst wird ein Vorpuls bzw. HF-Präparationspuls 220 eingestrahlt. Der HF-Präparationspuls 220 kann eine Inversion oder Sättigung der Kernspins in dem Präparationsbereich 182 bewirken. In dem Szenario der 2 legt der HF-Präparationspuls 220 einen Zeitpunkt der Präparation der Kernspins fest. Im Allgemeinen wäre es möglich, dass eine größere Anzahl von HF-Präparationspulsen eingestrahlt wird, z.B. in Kombination mit bestimmten Gradientenpulsen; in einem solchen Fall kann der Zeitpunkt der Präparation anders festgelegt sein. Anschließend erfolgt das Erfassen der Bilddaten 291. Das Erfassen der Bilddaten 291 erfolgt für zehn verschiedene Phasen 201-1–201-10, wobei auch mehr oder weniger Phasen 201-1–201-10 verwendet werden könnten. Für jede der verschiedenen Phasen 201-1–201-10 werden MR-Daten für entsprechende k-Raum-Punkte erfasst, jedoch zu jeweils unterschiedlichen Zeitpunkten 250 relativ zu der Präparation mit dem HF-Präparationspuls 220. Die Zeit 250 zwischen Einstrahlen des HF-Präparationspulses 220 und den verschiedenen Phasen 201-1–201-10 bestimmt, um welche Entfernung sich die Kernspins zwischen Präparation und Erfassung der MR-Daten bewegt haben. Deshalb sollte der Zeitpunkt 250 auf einen Abstand zwischen dem Präparationsbereich 181 und dem Messbereich 182, sowie auf eine Flussgeschwindigkeit des Blutes in den abzubildenden Gefäßen abgestimmt sein. Aus den verschiedenen MR-Daten werden jeweils erste Bilddaten 291 erhalten. Zum Beispiel könnte für jede der ersten Bilddaten 291 der verschiedenen Phasen 201-1–201-10 ein entsprechendes Ergebnisbild erstellt werden. Dadurch kann die Gefäßdarstellung mit einer bestimmten Zeitauflösung durchgeführt werden.
Zum Beispiel wäre es möglich – entsprechend der Messsequenz 200 der 2 – eine weitere Messsequenz mit anderen, weiteren Präparationsparametern durchzuführen und derart die Referenzbilddaten zu erhalten. In einem Szenario wäre es z.B. möglich, einen nicht-schichtselektiven HF-Inversionspuls für die weitere Messsequenz zu verwenden; insbesondere in einem solchen Fall kann es möglich sein, dass der Präparationsbereich 182 mit dem Messbereich 181 für die Messsequenz 200 übereinstimmt. Zum Beispiel kann auch die weitere Messsequenz mit ultrakurzen Echozeiten durchgeführt werden. Insbesondere kann die weitere Messsequenz entsprechend der Messsequenz 200 durchgeführt werden, also vergleichbare Parameter wie Echozeit, Repetitionszeit, k-Raum-Trajektorie, etc. aufweisen. Es kann jedoch insbesondere entbehrlich sein, im Rahmen der weiteren Messsequenz mehrere Referenzbilddaten für verschiedene Phasen bereitzustellen. Insbesondere kann es entbehrlich sein, dass die Referenzbilddaten eine zeitliche Auflösung aufweisen. Es kann also insbesondere möglich sein, dass die verschiedenen Bilddaten 291 der verschiedenen Phasen 201-1–201-10 jeweils mit ein und denselben Referenzbilddaten kombiniert werden.
Aus 2 ist ersichtlich, dass die verschiedenen Phasen 201-1–201-10 eine bestimmt zeitliche Ausdehnung aufweisen (in 2 waagrecht dargestellt); entsprechend kann der Zeitpunkt 250 nur ungenau bzw. mit einer bestimmten Toleranz bestimmt sein. Dies begrenzt typischerweise eine Zeitauflösung der Gefäßdarstellung. Durch die zeitliche Ausdehnung der Phasen 201-1–201-10 kann es möglich sein, MR-Daten für mehrere abgetastete k-Raum-Punkte (Repetitionen) pro Phase 201-1–201-10 zu erfassen. Je länger (kürzer) die zeitliche Ausdehnung der Phasen 201-1–201-10, desto mehr (weniger) Repetitionen können pro Phase 201-1–201-10 durchgeführt werden; gleichzeitig kann eine zeitliche Auflösung der Gefäßdarstellung geringer (größer) sein, denn der Zeitpunkt relativ zum HF-Präparationspuls 220 ist weniger genau (genauer) festgelegt; gleichzeitig kann die Messdauer der Messsequenz kürzer (länger) sein.
Insbesondere kann es zu einer Situation kommen, in der pro Präparation mit dem HF-Präparationspuls 220 nicht alle MR-Daten der k-Raum-Punkte der Bilddaten 291 einer Phase 201-1–201-10 erfasst werden können. Damit die Bilddaten 291 komplettiert werden können, kann es notwendig sein, z.B. nach einer gewissen Totzeit die Kernspins durch erneutes Einstrahlen des HF-Präparationspulses 220 erneut zu präparieren (siehe 2, ganz rechts). Dann können die fehlenden MR-Daten erfasst werden (in 2 nicht gezeigt). Solche Techniken werden als geschachteltes Aufnahmeschema bezeichnet (engl. interleaved acquisition).
Im Ergebnis ist es also möglich, nach einer Präparation, im Falle der Implementierung der 2 mittels des HF-Präparationspulses 220, MR-Daten für eine bestimmte Anzahl von Phasen 201-1–201-10 zu erfassen. Aus jeder Phase 201-1–201-10 können die ersten Bilddaten 291 erhalten werden. Z.B. können Techniken der parallelen Bildgebung, bei der der k-Raum unterabgetastet wird, eingesetzt werden. Dann kann es möglich sein, fehlende MR-Daten zu rekonstruieren, um die ersten Bilddaten 291 zu erhalten. Die verschiedenen ersten Bilddaten 291 weisen aufgrund der unterschiedlichen Zeitpunkte 250 relativ zur Präparation mit dem HF-Präparationspuls 220 einen anderen Blutflusszustand auf. Während jeder Phase 201-1–201-10 werden mehrere Repetitionen abgearbeitet, d.h. MR-Daten für eine Anzahl von k-Raum-Punkten erfasst.
Das Erfassen der MR-Daten für die k-Raum-Punkte kann auf verschiedenste Art und Weise geschehen. Zum Beispiel wäre es möglich, die MR-Daten für k-Raum-Punkte entlang einer radialen k-Raum-Trajektorie zu erfassen. Dies ist in 3 dargestellt. Zunächst erfolgt das Schalten eines Gradientenpulses 330. Zum Beispiel können mindestens zwei Gradientenpulse 330 entlang unterschiedlicher Richtungen Gx, Gy, Gz geschaltet werden; dies bestimmt die Orientierung des jeweiligen radial orientierten k-Raum-Arms der k-Raum-Trajektorie. Zum Beispiel können die verschiedenen radial orientierten k-Raum-Arme der radialen k-Raum-Trajektorie in einer Abfolge abgearbeitet werden, die z.B. mittels eines Golden-Angle-Schemas bestimmt ist.
Zu einem bestimmten Zeitpunkt erreicht der Gradientenpuls 330 eine gewünschte Amplitude bzw. die volle Stärke. Dann ändert sich die Amplitude des Gradientenpulses 230 nicht oder nicht signifikant als Funktion der Zeit (Flattop). Während des Flattops wird ein HF-Anregungspuls 316 eingestrahlt. Nach einer Echozeit 310, TE, wird die Auslesezeitspanne 317 zum Erfassen der MR-Daten für verschiedene k-Raum-Punkte entlang eines radial orientierten Arms der radialen k-Raum-Trajektorie begonnen. Zwischen dem HF-Anregungspuls 316 und der Auslesezeitspanne 317 ändert sich die Amplitude des Gradientenpulses 330 nicht bzw. nicht signifikant. Vorteilhafterweise entspricht die Echozeit 310 einer Hardwaregegebenen minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus durch den HF-Schalter 130.
In der in 3 dargestellten Implementierung werden die Gradientenpulse 330 also geschaltet, bevor der HF-Anregungspuls 316 eingestrahlt wird. Dadurch wird es insbesondere möglich, dass die Echozeit 310 ultrakurz gewählt wird. Außerdem kann das Durchführen der Messsequenz 200 vergleichsweise leise stattfinden, da z.B. zwischen Einstrahlen des HF-Anregungspulses 316 und der Auslesezeitspanne 317 kein weiteres Schalten des Gradientenpulses 330 benötigt wird. Insbesondere kann es möglich sein, eine vergleichsweise große Anzahl von k-Raum-Punkten pro Schalten des Gradientenpulses 330 abzutasten; dadurch verringert sich eine Gesamtzahl von Schaltvorgängen des Gradientenpulses 330 in der Messsequenz 200.
In 3 ist ein Szenario dargestellt, in dem die k-Raum-Punkte, für die MR-Daten erfasst werden, entlang einer radialen k-Raum-Trajektorie angeordnet sind. Mit solchen Techniken können die MR-Daten aber auch z.B. entlang einer kartesischen k-Raum-Trajektorie erfasst werden.
Grundsätzlich ist es möglich, dass der gesamte k-Raum entweder mit einer kartesischen k-Raum-Trajektorie oder mit einer radialen k-Raum-Trajektorie abgetastet wird. Es ist aber auch möglich, beide Techniken zu kombinieren, z.B. im Rahmen der PETRA-Messsequenz (vgl. 4). Zum Beispiel können MR-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte 560, die sich in einem ersten Abbildungsgebiet 501 des k-Raums 590 befinden, entlang einer radialen k-Raum-Trajektorie 530 abgetastet werden (vgl. 3). Es ist möglich, dass MR-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte 560, die sich in einem zweiten Abbildungsgebiet 502 des k-Raums 590 befinden, entlang einer kartesischen k-Raum-Trajektorie 540 erfasst werden. In der Implementierung der 4 sind sowohl das erste Abbildungsgebiet 501, als auch das zweite Abbildungsgebiet 502 in Bezug auf ein k-Raum-Zentrum 540 zentriert und weisen eine kreisförmige bzw. ringförmige Form auf. Das erste Abbildungsgebiet 501 grenzt an das zweite Abbildungsgebiet 502 an und umgibt dieses. Das zweite Abbildungsgebiet 502 beinhaltet das k-Raum-Zentrum 591. Die ersten Bilddaten 291 umfassen dann die MR-Daten der k-Raum-Punkte 560 aus dem ersten Abbildungsgebiet 501 und die MR-Daten der k-Raum-Punkte 560 aus dem zweiten Abbildungsgebiet 502. Mittels der PETRA-Messsequenz ist es möglich, auch nahe des Zentrums 591 des k-Raums 590 eine vergleichsweise hohe Sampling-Dichte von k-Raum-Punkten 560 zu erreichen – insbesondere im Vergleich zu einer Messsequenz, bei der nur entlang der radialen k-Raum-Trajektorie 530 abgetastet wird. Typischerweise ist der Anteil der k-Raum-Punkte, für die MR-Daten im zweiten Abbildungsgebiet 502 entlang der kartesischen k-Raum-Trajektorie 540 erfasst werden, an der Gesamtanzahl von k-Raum-Punkten vergleichsweise gering. Zum Beispiel können sich ca. 2000–4000 k-Raum-Punkte 560 in dem zweiten Abbildungsgebiet 502 befinden; entsprechend können sich z.B. 50.000–100.000 k-Raum-Punkte 560 in dem ersten Abbildungsgebiet 501 befinden.
Voranstehend wurde also erläutert, dass im Rahmen der PETRA-Messsequenz der k-Raum in das erste Abbildungsgebiet 501, in dem die k-Raum-Punkte 560 entlang der radialen k-Raum-Trajektorie 530 abgetastet werden, und den das zweite Abbildungsgebiet 502, in dem die k-Raum-Punkte 560 entlang der kartesischen k-Raum-Trajeketorie 540 abgetastet werden, aufgeteilt wird. Zum Beispiel kann in einem solchen Fall für den kartesischen Anteil der Messsequenz 200 – d.h. im zweiten Abbildungsgebiet 502 – die Anzahl der Repetitionen 311 pro Phase 201-1–201-10 geringer sein als die Anzahl der Repetitionen pro Phase 201-1–201-10 für den radialen Anteil der Messsequenz 200 (vgl. 2 und 5) – d.h. im ersten Abbildungsgebiet 501. Dies bedeutet, dass die zeitliche Auflösung der Gefäßdarstellung im zweiten Abbildungsgebiet 502 der Messsequenz 200 höher als im äußeren ersten Abbildungsgebiet 501. Nach dem Einstrahlen eines HF-Präparationspulses 220 können im ersten Abbildungsgebiet 501 (im zweiten Abbildungsgebiet 502) weniger (mehr) Phasen abgearbeitet werden, bevor der nächste HF-Präparationspuls 220 eingestrahlt wird.
Zum Beispiel kann also das Durchführen der Messsequenz umfassen: für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt 560, der sich im ersten Abbildungsgebiet 501 befindet: jeweils n-faches Erfassen von MR-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten 250 relativ zu der Präparation 220 mit den Präparationsparametern; und für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt 560, der sich in dem zweiten Abbildungsgebiet 501 befindet: jeweils m-faches Erfassen von MR-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten 250 relativ zu der Präparation 220 mit den Präparationsparametern. m kann insbesondere größer als n sein.
In einem solchen Fall kann es notwendig sein, die Präparation durch Einstrahlen des HF-Präparationspulses 220 für den zentralen zweiten Abbildungsgebiet 502 des k-Raums 590 vergleichsweise häufiger zu wiederholen. Jedoch kann gleichzeitig eine besonders hohe Zeitauflösung der Gefäßdarstellung erreicht werden. Es ist z.B. möglich, anhand eines Sliding-Window-Ansatzes über die entsprechenden Phasen 202-1–202-5 des äußeren ersten Abbildungsgebiets 501 des k-Raums 590 insgesamt eine vergleichsweise höhere zeitliche Auflösung der Gefäßdarstellung zu erreichen.
Mit anderen Worten kann das Kombinieren der MR-Daten der k-Raum-Punkte 560, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet 501 befinden, mit den MR-Daten der k-Raum-Punkte 560, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet 502 befinden, gemäß einem Sliding-Window-Segmentierungsschema erfolgen. Es wäre alternativ oder zusätzlich auch möglich, dass jeweils MR-Daten der k-Raum-Punkte 560, die sich in dem ersten Abbildungsgebiet 501 befinden, mit solchen MR-Daten der k-Raum-Punkte 560, die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet 502 befinden, kombiniert werden, die einen minimierten zeitlichen Abstand der entsprechenden Zeitpunkte aufweisen.
Das Erfassen von MR-Daten nahe des k-Raum-Zentrums 591 kann besonders vorteilhaft sein, da eine Qualität des Ergebnisbilds typischerweise stark von den k-Raum-Punkten in dem zweiten Abbildungsgebiet 502 abhängt. Typischerweise beeinflussen diese k-Raum-Punkte im Innenbereich des k-Raums 590 den Kontrast des Ergebnisbilds vergleichsweise stark. Sofern diese MR-Daten mit einer hohen zeitlichen Auflösung vorhanden sind, d.h. vergleichsweise viele Phasen 201-1–201-10 für das zweite Abbildungsgebiet 502 erfasst werden, kann es – bei etwa gleicher Qualität der Gefäßdarstellung – entbehrlich sein, dass eine entsprechend hohe Auflösung auch für das erste Abbildungsgebiet 501 bereit gestellt wird.
In 6 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens zur MR-Angiographiebildgebung gemäß verschiedener Ausführungsbeispiele dargestellt. Das Verfahren beginnt in Schritt S1. Zunächst wird in Schritt S2 die Messsequenz 200 mit ultrakurzen Echozeiten 310 durchgeführt. Zum Beispiel kann die Messsequenz 200 eine PETRA-Messsequenz sein. Die Messsequenz 200 stellt die ersten Bilddaten 291 bereit, die den Messbereich 182 abbilden. Im Rahmen der Messsequenz 200 werden die Kernspins in dem Präparationsbereich 181 mit Präparationsparametern präpariert.
In Schritt S3 erfolgt die Nachverarbeitung. In Schritt S3 werden die Bilddaten aus Schritt S2 mit Referenzbilddaten kombiniert. Die Referenzbilddaten bilden auch den Messbereich 182 ab. Die Referenzbilddaten können z.B. durch eine weitere Messsequenz bereitgestellt werden, bei der Kernspins in dem Präparationsbereich 181 mit weiteren Präparationsparametern präpariert werden, die sich von den Präparationsparametern der Messsequenz 200 unterscheiden. Dadurch kann eine Gefäßdarstellung in einem Ergebnisbild, das durch Kombinieren der ersten Bilddaten 291 mit den Referenzbilddaten erhalten wird, erreicht werden. Das Verfahren endet in Schritt S4.
Obwohl die Erfindung im Detail durch die bevorzugten Ausführungsbeispiele näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
So wurden voranstehend verschiedene Merkmale und Aspekte in Bezug auf die Messsequenz 200, die die ersten Bilddaten 291 bereitstellt, diskutiert. Es ist aber entsprechend auch möglich, diese Merkmale und Aspekte in Zusammenhang mit der weiteren Messsequenz zu verwirklichen, die die Referenzbilddaten bereitstellt.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 102014205888 [0004]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

Weiger M. et al., „MRI with zero echo time: hard versus sweep pulse excitation“ in Magn. Reson. Med. 66 (2011) 379–389 [0024]
Idiyatullin D. et al., „Fast and quiet MRI using a swept radiofrequency“ in J. Magn. Reson. 181 (2006) 342–349 [0024]
Grodzki D. M. et al., „Ultrashort echo time imaging using pointwise encoding time reduction with radial acquisition (PETRA)“ in Magn. Reson. Med. 67 (212) 510–518 [0024]
Wu J. et al., „Bone matrix imaged in vivo by water-and-fat suppressed proton projection MRI (WASPI) of animal and human subjects“ in J. Magn. Reson. Imaging 31 (2010) 954–963 [0024]
Winkelmann S. et al., „An optimal radial profile order based on the golden ratio for time-resolved MRI“ in IEEE Trans. Med. Imag. 26 (2007) 68–76 [0041]

Claims

Verfahren zur Magnetresonanz-Angiographiebildgebung mit ultrakurzen Echozeiten (310), wobei das Verfahren umfasst: – Durchführen einer Messsequenz (200), bei der Kernspins in einem Präparationsbereich (181) mit Präparationsparametern präpariert werden, wobei die Messsequenz (200) erste Bilddaten (291), die einen Messbereich (182) abbilden, bereitstellt, wobei die ersten Bilddaten (291) auf Magnetresonanz-Daten basieren, die bei ultrakurzen Echozeiten (310) erfasst sind, – Kombinieren der ersten Bilddaten (291) mit Referenzbilddaten (292), die den Messbereich (182) abbilden, um ein Ergebnisbild zu erhalten.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Durchführen der Messsequenz (200) umfasst: – Schalten eines Gradientenpulses (330), – Einstrahlen eines Hochfrequenz-Anregungspulses (316) während eines Flattops des Gradientenpulses (330), – Erfassen von Magnetresonanz-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte (560) während des Flattops des Gradientenpulses (330) bei einer ultrakurzen Echozeit (310) zum Bereitstellen der ersten Bilddaten (291).
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Messsequenz (200) aus folgender Gruppe ausgewählt ist: zeroTE; SWIFT; WASPI; und PETRA.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüchen, wobei das Durchführen der Messsequenz (200) umfasst: – für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt (560): jeweils mehrfaches Erfassen von Magnetresonanz-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten (250) relativ zu einer Präparation mit den Präparationsparametern, wobei die ersten Bilddaten (291) jeweils für jeden vorgegebenen Zeitpunkt (250) bereitgestellt werden.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Durchführen der Messsequenz (200) umfasst: – Erfassen von Magnetresonanz-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte (560), die sich in einem ersten Abbildungsgebiet (501) des k-Raums (590) befinden, entlang einer radialen k-Raum-Trajektorie (530), – Erfassen von Magnetresonanz-Daten für abgetastete k-Raum-Punkte (560), die sich in einem zweiten Abbildungsgebiet (502) des k-Raums (590) befinden, entlang einer kartesischen k-Raum-Trajektorie (540), wobei das zweite Abbildungsgebiet (502) ein k-Raum-Zentrum (591) beinhaltet und zumindest teilweise verschieden von dem ersten Abbildungsgebiet (501) ist, – Kombinieren der Magnetresonanz-Daten der k-Raum-Punkte (560), die sich in dem ersten Abbildungsgebiet (501) befinden, mit den Magnetresonanz-Daten der k-Raum-Punkte (560), die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet (502) befinden, zum Bereitstellen der ersten Bilddaten (291).
Verfahren nach Anspruch 4 und 5, wobei das Durchführen der Messsequenz (200) umfasst: – für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt (560), der sich in dem ersten Abbildungsgebiet (501) befindet: jeweils n-faches Erfassen von Magnetresonanz-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten (250) relativ zu einer Präparation (220) mit den Präparationsparametern, – für jeden abgetasteten k-Raum-Punkt (560), der sich in dem zweiten Abbildungsgebiet (502) befindet: jeweils m-faches Erfassen von Magnetresonanz-Daten zu vorgegebenen Zeitpunkten (250) relativ zu einer Präparation (220) mit den Präparationsparametern, wobei m größer als n ist.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei das Kombinieren der Magnetresonanz-Daten der k-Raum-Punkte (560), die sich in dem ersten Abbildungsgebiet (501) befinden, mit den Magnetresonanz-Daten der k-Raum-Punkte (560), die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet (502) befinden, gemäß einem Sliding-Window-Segmentierungsschema erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, wobei jeweils Magnetresonanz-Daten der k-Raum-Punkte (560), die sich in dem ersten Abbildungsgebiet (501) befinden, mit solchen Magnetresonanz-Daten der k-Raum-Punkte (560), die sich in dem zweiten Abbildungsgebiet (502) befinden, kombiniert werden, die einen minimierten zeitlichen Abstand der entsprechenden Zeitpunkte aufweisen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5–8, wobei das Erfassen der Magnetresonanz-Daten der k-Raum-Punkte (560), die sich in dem ersten Abbildungsgebiet (501) befinden, umfasst: – Erfassen von Magnetresonanz-Daten für k-Raum-Punkte (560) entlang eines ersten radial orientierten Arms (531) der radialen k-Raum-Trajektorie (530), – anschließend Erfassen von Magnetresonanz-Daten für k-Raum-Punkte (560) entlang eines zweiten radial orientierten Arms (532) der radialen k-Raum-Trajektorie (530), – anschließend Erfassen von Magnetresonanz-Daten für k-Raum-Punkte (560) entlang eines dritten radial orientierten Arms (533) der radialen k-Raum-Trajektorie (530), wobei der dritte radial orientierte Arm (533) im k-Raum (590) zwischen dem ersten radial orientierten Arm (531) und dem zweiten radial orientierten Arm (532) angeordnet ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4–9, wobei die Präparation (220) mit den Präparationsparametern mehrfach erfolgt, wobei jede Präparation (220) mit den Präparationsparametern das Einstrahlen eines Hochfrequenz-Präparationspulses umfasst, wobei das Erfassen der Magnetresonanz-Daten in einer geschachtelten Art und Weise in Bezug die Hochfrequenz-Präparationspulse geschieht.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Verfahren für die Präparationsparameter umfasst: – Einstrahlen eines Hochfrequenz-Präparationspulses, der eines von einer Inversion oder einer Sättigung der Kernspins in dem Präparationsbereich (181) bewirkt.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Verfahren weiterhin umfasst: – Durchführen einer weiteren Messsequenz (200), bei der Kernspins in dem Präparationsbereich (181) mit weiteren Präparationsparametern präpariert werden, wobei die weitere Messsequenz (200) die Referenzbilddaten (292) in dem Messbereich (182) bereitstellt, wobei die Referenzbilddaten (292) auf bei ultrakurzen Echozeiten (310) erfassten Magnetresonanz-Daten basieren.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Durchführen der Messsequenz (200) zum Erhalten mehrerer erster Bildraum-Projektionen mehrfach wiederholt wird, wobei die mehreren ersten Bildraum-Projektionen den Messbereich (182) aus unterschiedlichen Richtungen abbilden, wobei das Verfahren weiterhin umfasst: – Kombinieren der mehreren ersten Bildraum-Projektionen zum Erhalten eines zweidimensional schichtselektiven Bilds als die ersten Bilddaten (291).
Magnetresonanz-Anlage, die zur Magnetresonanz-Angiographiebildgebung mit ultrakurzen Echozeiten (310) eingerichtet ist, wobei die Magnetresonanz-Anlage umfasst: – eine Sende-/Empfangseinheit, die eingerichtet ist, um eine Messsequenz (200) durchzuführen, bei der Kernspins in einem Präparationsbereich (181) mit Präparationsparametern präpariert werden, wobei die Messsequenz (200) erste Bilddaten (291), die einen Messbereich (182) abbilden, bereitstellt, wobei die ersten Bilddaten (291) auf Magnetresonanz-Daten basieren, die bei ultrakurzen Echozeiten (310) erfasst sind, – eine Recheneinheit, die eingerichtet ist, um die ersten Bilddaten (291) mit Referenzbilddaten (292), die den Messbereich (182) abbilden, zu kombinieren, um ein Ergebnisbild zu erhalten.
Magnetresonanz-Anlage nach Anspruch 14, wobei die Magnetresonanz-Anlage eingerichtet ist, um ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1–13 durchzuführen.