DE102015207352B4

DE102015207352B4 - Quantitative T1-Bestimmung bei einer MR-Bildgebung

Info

Publication number: DE102015207352B4
Application number: DE102015207352.1A
Authority: DE
Inventors: Marcel Dominik Nickel
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2015-04-22
Filing date: 2015-04-22
Publication date: 2018-08-16
Anticipated expiration: 2035-04-23
Also published as: US20160313430A1; DE102015207352A1

Abstract

Verfahren zur quantitativen T1-Bestimmung bei einer MR-Bildgebung eines Volumenabschnitts eines Untersuchungsobjekts (O) abhängig von einer Kontrastmittelgabe, wobei das Verfahren umfasst:Erfassen von MR-Daten des Volumenabschnitts bei Verabreichen eines Kontrastmittels in das Untersuchungsobjekt (O),wobei die MR-Daten des Volumenabschnitts mehrfach zu verschiedenen Phasen einer Ausbreitung des Kontrastmittels im Volumenabschnitt erfasst werden,wobei erste MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer ersten Sequenz erfasst werden und zweite MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer zweiten Sequenz erfasst werden, wobei sich die erste Sequenz durch den Kippwinkel (α, α) von zumindest einem in der Sequenz enthaltenen HF-Puls und/oder durch die Repetitionszeit (TR) von der zweiten Sequenz unterscheidet, undBestimmen von T1-Werten pro Voxel des Volumenabschnitts abhängig von den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten, wobei anhand der ersten MR-Daten und der zweiten MR-Daten, welche zu derselben Phase erfasst werden, neben dem T1-Wert auch die Protonendichte pro Voxel bestimmt wird, undwobei die Protonendichte pro Voxel als konstant vorausgesetzt wird, so dass für eine der Phasen, für welche die MR-Daten nur mit einer Sequenz, die nur einen Kippwinkel und nur eine Repetitionszeit (TR) aufweist, erfasst werden, der T1-Wert pro Voxel anhand der vorausgesetzten Protonendichte pro Voxel bestimmt wird.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Tl-Bestimmung insbesondere bei so genannter DCE-MR-Bildgebung (DCE = „Dynamic Contrast Enhanced“).
Die US 2004/0242994 A1 beschreibt ein Verfahren zur MR-Bildgebung mit Kontrastmittelgabe. Dabei wird der Kippwinkel oder die Repetitionszeit von Sequenz zu Sequenz, mit denen MR-Daten erfasst werden, geändert, um anhand der MR-Daten T1-Werte zu bestimmen.
In „Accuracy of T1 Measurement in Dynamic Contrast-Enhanced Breast MRI Using Two- and Three-Dimensional Variable Flip Angle Fast Low-Angle Shot“, von J.A. Brookes u.a., J. Magn. Reson. Imaging 9 (1999), Seiten 163-171 wird ebenfalls ein Verfahren zur MR-Bildgebung mit Kontrastmittelgabe beschrieben. Dabei werden T1-Werte pro Voxel abhängig von MR-Daten bestimmt, welche mit unterschiedlichen Kippwinkeln erfasst wurden.
Nach dem Stand der Technik wird die DCE-MR-Bildgebung (dynamische kontrastmittelverstärkte MR-Bildgebung) mit Gradienten-Echo-Sequenzen durchgeführt, um für verschiedene Phasen einer Kontrastmittel-Konzentration T1-gewichtete MR-Bilder zu erstellen. Die Ergebnisse dieser MR-Bildgebung werden dabei durch einen Vergleich der Signalintensitäten bei verschiedenen Phasen der Kontrastmittel-Konzentration erzielt.
Die vorliegende Erfindung stellt sich die Aufgabe, die Qualität der Ergebnisse bei der DCE-MR-Bildgebung gegenüber dem Stand der Technik zu verbessern.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur quantitativen Tl-Bestimmung nach Anspruch 1, durch eine Magnetresonanzanlage nach Anspruch 7, durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 9 und durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 10 gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur quantitativen Tl-Bestimmung bei einer MR-Bildgebung eines Volumenabschnitts eines Untersuchungsobjekts in Abhängigkeit von einer Kontrastmittelgabe bereitgestellt. Dabei umfasst das erfindungsgemäße Verfahren folgende Schritte:

• Verabreichen eines Kontrastmittels in das Untersuchungsobjekt. In diesem Schritt wird dem Untersuchungsobjekt (in aller Regel einem Menschen) das Kontrastmittel beispielsweise in ein Blutgefäß injiziert.
• Erfassen von MR-Daten des Volumenabschnitts. Dabei werden die MR-Daten des Volumenabschnitts mehrfach zu verschiedenen Phasen einer Ausbreitung des Kontrastmittels im Volumenabschnitt abgetastet oder erfasst. Unter einer Phase der Ausbreitung des Kontrastmittels wird dabei sowohl ein Zeitpunkt vor der Injektion des Kontrastmittels als auch ein Zeitpunkt nach der Injektion des Kontrastmittels verstanden. Dabei werden erste MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer ersten Sequenz und zweite MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer zweiten Sequenz erfasst. Die erste Sequenz unterscheidet sich dabei von der zweiten Sequenz
- o nur durch den Flipwinkel bzw. Kippwinkel oder
- o nur durch die Wiederholungszeit bzw. Repetitionszeit oder
- o nur durch den Flipwinkel und die Wiederholungszeit.
Dabei beschreibt der Flipwinkel denjenigen Winkel, um welchen die Magnetisierung durch einen HF-Puls der jeweiligen Sequenz ausgelenkt wird. Das Erfassen der MR-Daten kann dabei entweder nur mit der ersten und der zweiten Sequenz erfolgen oder aber auch zusätzlich zu der ersten und der zweiten Sequenz mit weiteren Sequenzen erfolgen. Mit anderen Worten werden die MR-Daten mit mindestens zwei Sequenzen erfasst, die sich untereinander jeweils durch den Flipwinkel und/oder die Repetitionszeit unterscheiden können, aber nicht müssen. Wichtig ist allerdings, dass sich mindestens zwei der eingesetzten Sequenzen (nämlich zumindest die erste und die zweite Sequenz) bezüglich des eingesetzten Flipwinkels und/oder bezüglich der eingesetzten Repetitionszeit voneinander unterscheiden.
• Bestimmen von T1-Werten pro Voxel des Volumenabschnitts abhängig von den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten.

Bei einem dynamischen Gleichgewicht der Magnetisierung (steady state) kann ein erfasstes MR-Signal S(x) durch folgende Gleichung (1) berechnet werden. $S (x) = ρ (x) \frac{1 - e^{- \frac{T_{R}}{T_{1} (x)}}}{1 - cos (α (x)) e^{- \frac{T_{R}}{T_{1} (x)}}} sin (α (x))$
Dabei entspricht ρ(x) der Protonendichte, TR der Wiederholungszeit, T1(x) dem T1-Wert bzw. der Relaxationszeit und α(x) dem Flipwinkel. Mit x wird das jeweilige Voxel identifiziert.
Wenn nun ein MR-Signal für dasselbe Voxel mit unterschiedlichen Flipwinkeln und/oder mit unterschiedlichen Wiederholungszeiten erfasst wird, kann sowohl die Protonendichte ρ(x) als auch der T1-Wert T1(x) berechnet werden. Wenn demnach für jedes Voxel des Volumenabschnitts jeweils mindestens zwei MR-Signale mit unterschiedlichen Flipwinkeln und/oder mit unterschiedlichen Wiederholungszeiten erfasst werden, kann demnach für jedes Voxel der T1-Wert bzw. die Relaxationszeit bestimmt werden. Anhand dieses quantitativen T1-Wertes pro Voxel kann dann ein MR-Bild des Volumenabschnitts erstellt werden.
Diese erfindungsgemäße quantitative MR-Bildgebung weist im Vergleich zum Stand der Technik, bei welchem nur T1-gewichtete MR-Bilder erzeugt werden, hinsichtlich Wiederholbarkeit und Vergleichbarkeit deutliche Vorteile auf.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform wird der Volumenabschnitt nur vor der Verabreichung des Kontrastmittels zumindest einmal (vollständig) mit der ersten Sequenz und zumindest einmal (vollständig) mit der zweiten Sequenz abgetastet, während der Volumenabschnitt bei Phasen der Ausbreitung des Kontrastmittels nach der Verabreichung des Kontrastmittels nur jeweils einmal (insbesondere mit derselben Sequenz) abgetastet wird. Unter einer vollständigen Abtastung des Volumenabschnitts wird in dieser Erfindung eine Abtastung des mit dem Volumenabschnitt korrespondierenden K-Raums verstanden, welche ausreicht, um pro Voxel des Volumenabschnitts ein MR-Signal zu erstellen.
Wie bereits vorher beschrieben wird, werden anhand der ersten und zweiten MR-Daten (welche z.B. vor der Verabreichung des Kontrastmittels erfasst werden) sowohl die Protonendichte als auch der Tl-Wert pro Voxel bestimm. Unter der Voraussetzung, dass die Protonendichte pro Voxel konstant ist, reicht es dann aus, in anderen Phasen der Ausbreitung des Kontrastmittels pro Voxel nur ein MR-Signal zu bestimmen, mit welchem dann (beispielsweise anhand der Gleichung (1)) der Tl-Wert pro Voxel berechnet wird.
Der Flipwinkel zumindest einer Sequenz kann erfindungsgemäß so gewählt werden, dass der Signal-Rausch-Abstand des erzeugten MR-Bildes optimiert wird. Dazu kann beispielsweise der so genannte Ernst-Winkel von Wasser verwendet werden.
Die erste und die zweite Sequenz können dabei vorteilhafterweise so gewählt werden, dass der Volumenabschnitt sowohl bei der ersten als auch bei der zweiten Sequenz mit derselben Auflösung abgetastet wird. Dadurch kann ein anhand der ersten Sequenz erstelltes MR-Bild vorteilhafterweise mit einem anhand der zweiten Sequenz erstellten MR-Bild registriert werden (siehe auch unten). Darüber hinaus können Verfahren zur Rauschunterdrückung eingesetzt werden, welche dieselbe Auflösung von MR-Bildern voraussetzen.
Erfindungsgemäß ist es allerdings auch möglich, zu mehreren Phasen der Ausbreitung des Kontrastmittels, beispielsweise zu jeder Phase, den Volumenabschnitt (vollständig) mit der ersten Sequenz abzutasten, wobei die ersten MR-Daten erfasst werden, und zusätzlich den Volumenabschnitt (vollständig) mit der zweiten Sequenz abzutasten, wobei die zweiten MR-Daten erfasst werden.
Dadurch kann vorteilhafterweise zu jeder Phase die Protonendichte und der Tl-Wert pro Voxel anhand der ersten und zweiten MR-Daten bestimmt werden, wodurch die Genauigkeit insbesondere der Bestimmung der T1-Werte gesteigert werden kann.
Erfindungsgemäß ist es auch möglich, die MR-Daten nicht in jeder Phase, sondern beispielsweise nur in zwei, drei, vier oder mehr als vier Phasen unter Verwendung der ersten und der zweiten Sequenz zu erfassen. In den anderen Phasen, in welchen die MR-Daten nicht unter Verwendung der ersten und der zweiten Sequenz erfasst werden, können die MR-Daten entweder überhaupt nicht oder mit einer anderen Sequenz erfasst werden. Dabei können sich die eingesetzten Sequenzen (also die erste, zweite und die anderen Sequenzen) bezüglich ihres Flipwinkels und/oder ihrer Repetitionszeit unterscheiden. Es ist aber auch möglich, dass die anderen Sequenzen denselben Flipwinkel und dieselbe Repetitionszeit wie die erste und/oder die zweite Sequenz aufweisen. Damit ist es auch möglich, dass in jeder Phase, in der MR-Daten erfasst werden, die MR-Daten mit einem anderen Flipwinkel und/oder mit einer anderen Repetitionszeit erfasst werden.
Gemäß einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform wird pro Phase der Ausbreitung des Kontrastmittels, zu welcher MR-Daten erfasst werden, ein MR-Bild rekonstruiert. Diese pro Phase erzeugten MR-Bilder werden miteinander registriert, um anhand der registrierten MR-Bilder die T1-Werte pro Voxel zu bestimmen.
Durch die Registrierung kann sichergestellt werden, dass ein Pixel (T1-Wert) eines MR-Bildes, welcher einem bestimmten Voxel des Volumenabschnitts entspricht, in einem anderen MR-Bild demjenigen Pixel (T1-Wert) zugeordnet wird, welcher demselben Voxel des Volumenabschnitts entspricht. Wenn die Protonendichte für das Voxel für das eine MR-Bild bekannt ist, kann demnach diese Protonendichte auch für das zugehörige Voxel in dem anderen MR-Bild angenommen werden, um abhängig von dieser Protonendichte den Tl-Wert des entsprechenden Voxels im anderen MR-Bild zu bestimmen. Durch die Registrierung wird mit anderen Worten dafür gesorgt, dass ein bestimmtes Voxel des Volumenabschnitts dem richtigen Pixel in jedem registrierten MR-Bild zugeordnet wird.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Variante kann das beschriebene Verfahren mit dem so genannten Dixon-Verfahren kombiniert werden. Dazu werden die ersten (zweiten) MR-Daten mehrfach erfasst, um gemäß dem Dixon-Verfahren den einer vorbestimmten chemischen Komponente entsprechenden Anteil des ersten (zweiten) MR-Signals pro Voxel zu erfassen. Das erste (zweite) MR-Signal entspricht dabei dem aus der Messung der ersten (zweiten) MR-Daten ermittelten MR-Signal des entsprechenden Voxels. Anhand des ersten und des zweiten MR-Signals der vorbestimmten chemischen Komponente im jeweiligen Voxel kann dann der T1-Wert dieser vorbestimmten chemischen Komponente in dem jeweiligen Voxel bestimmt werden. Dabei wird bei dem Bestimmen des T1-Werts der vorbestimmten chemischen Komponente vorausgesetzt, dass dieser T1-Wert und/oder die Protonendichte der vorbestimmten chemischen Komponente in dem Voxel konstant sind.
Bei der vorbestimmten chemischen Komponente kann es sich um Fett, Silikon, Wasser oder hyperpolarisiertes ¹³C handeln. Wenn es sich bei der vorbestimmten chemischen Komponente beispielsweise um Fett oder Silikon handelt, sollte sich der T1-Wert des Fetts oder des Silikons in dem jeweiligen Voxel nicht ändern. D.h. der Tl-Wert des Fetts oder des Silikons bleibt unabhängig von der Konzentration des Kontrastmittels konstant, da sich das Kontrastmittel nicht in Fett oder Silikon ausbreitet.
Wenn (nur) der T1-Wert von Fett oder Silikon als konstant vorausgesetzt wird, kann durch diese Annahme auch die Bestimmung des T1-Werts für andere Voxel (bei denen weder Fett noch Silikon dominiert) optimiert werden. Beispielsweise kann die Konstanz der T1-Werte für Fett- und Silikon-Voxel als einzuhaltende Randbedingung betrachtet werden, welche bei einem Fitting-Prozess zur Bestimmung der T1-Werte für alle Voxel für alle Phasen einzuhalten ist.
Unter dem Dixon-Verfahren wird dabei ein Verfahren verstanden, bei welchem die (ersten oder zweiten) MR-Daten mehrfach erfasst werden (d.h. der Volumenabschnitt wird mehrfach (vollständig) abgetastet, um die entsprechenden (ersten oder zweiten) MR-Daten zu erfassen), um anhand einer Verknüpfung der pro Messung erfassten MR-Signale das MR-Signal der vorbestimmten chemischen Komponente zu bestimmen. Um beispielsweise das MR-Signal einer ersten chemischen Komponente (z.B. Fett) unter der Voraussetzung zu erhalten, dass in dem entsprechenden Voxel neben der ersten chemischen Komponente im Wesentlichen nur noch eine zweite chemische Komponente (z.B. Wasser) enthalten ist, wird eine Sequenz eingesetzt, bei welcher das MR-Signal der ersten Komponente und das MR-Signal der zweiten Komponente in Phase sind, und eine weitere Sequenz eingesetzt, bei welcher das MR-Signal der ersten Komponente und das MR-Signal der zweiten Komponente um 180° versetzt sind. In dem In-Phase-Bild gilt pro Pixel I₀ = K₁ + K₂ und in dem 180°-versetzt-Bild bzw. Out-of-Phase-Bild gilt I₁ = K1 - K2. Dann lässt sich das MR-Signal der ersten Komponente pro Pixel durch K₁ = 1/2 (I₀ + I₁) und das MR-Signal der zweiten Komponente pro Pixel durch K₂ = 1/2(I₀ - I₁) berechnen.
Durch die Verwendung des Dixon-Verfahrens kann für mehr als eine chemische Komponente innerhalb jedes Voxels der T1-Wert bestimmt werden. Anhand bestimmter Voraussetzungen, welche nur für bestimmte chemische Komponenten gelten, (z.B. die Konstanz des T1-Wertes für Fett und Silikon) kann dann beispielsweise der Signal-Rausch-Abstand bei der Bestimmung der T1-Werte für alle Voxel verbessert werden.
Generell kann die vorliegende Erfindung mit verschiedenen Arten von Sequenzen (z.B. Spin-Echo-Sequenzen) durchgeführt werden, wobei allerdings der Einsatz von Gradienten-Echo-Sequenzen bevorzugt wird.
Mit der vorliegenden Erfindung kann auch das Problem der sogenannten B1-Inhomogenität zumindest abgemildert werden. Bei der B1-Inhomogenität wird zwischen der $B_{1}^{+} - Inhomogenität$
und der $B_{1}^{-} - Inhomogenität$
unterschieden.
Aufgrund der $B_{1}^{+} - Inhomogenität,$
welche insbesondere Inhomogenitäten des B1-Feldes beim Einstrahlen des HF-Pulses beschreibt, entspricht der angestrebte Soll-Flipwinkel nicht dem tatsächlichen Flipwinkel α(x) im Voxel x. Indem insbesondere pro Voxel der Fettanteil und der Wasseranteil bestimmt wird und indem bei denjenigen Voxeln, bei welchen der Fettanteil dominiert, vorausgesetzt wird, dass der Tl-Wert konstant ist, kann beispielsweise anhand der vorab beschriebenen Gleichung (1) der tatsächliche Flipwinkel α(x) für die Fett-Voxel (bei denen der Fettanteil dominiert) bestimmt werden. Durch Interpolation oder Extrapolation der tatsächlichen Flipwinkel der Fett-Voxel kann dann der tatsächliche Flipwinkel für alle Voxel des Volumenabschnitts bestimmt werden.
Mit der $B_{1}^{-} - Inhomogenität$
wird die ungleichmäßige Empfindlichkeit der Empfangsspule(n) beschrieben. Erfindungsgemäß kann diese $B_{1}^{-} - Inhomogenität$
korrigiert werden, indem bei denjenigen Voxeln, bei welchen der Fettanteil dominiert, angenommen wird, dass sowohl die Protonendichte als auch der T1-Wert in dem jeweiligen Fett-Voxel (bei dem der Fettanteil dominiert) konstant ist. Wiederum kann (wie bei der erfindungsgemäßen Korrektur der $B_{1}^{+} - Inhomogenität$
) durch eine Inter-/Extrapolation der Protonendichte und der T1-Werte der Fettvoxel auf alle Voxel schließlich der Tl-Wert für alle Voxel sehr genau bestimmt werden.
Darüber hinaus kann für jedes Voxel des Volumenabschnitts bestimmt werden, ob das jeweilige Voxel innerhalb des Untersuchungsobjekts oder außerhalb des Untersuchungsobjekts liegt. Für diejenigen Voxel, welche innerhalb des Untersuchungsobjekts liegen, wird dabei (unabhängig von der chemischen Komponente, welche innerhalb des jeweiligen Voxels dominiert) vorausgesetzt, dass die Protonendichte des jeweiligen Voxels konstant ist. Auch diese Annahme führt dazu, dass die T1-Werte für alle Voxel sehr genau bestimmt werden können.
Der Tl-Wert beschreibt die mono-exponentielle Relaxation der Längsmagnetisierung einer Spezies oder chemischen Komponente in dem jeweiligen Voxel. Weisen in demselben Voxel zwei Spezien einen nennenswerten Anteil auf, entspricht die Relaxation der Summe von zwei Exponentialfunktionen (was auch als biexponentiell bezeichnet wird), so dass der Tl-Wert in diesem Fall streng genommen nicht mehr definiert ist, da der Signalverlauf nicht mehr dem einer einzelnen Spezies entspricht bzw. nicht mehr mono-exponentiell ist. Bei der vorliegenden Erfindung wird in diesem Fall (wenn in demselben Voxel zwei (oder mehr) Spezien einen nennenswerten Anteil aufweisen) dennoch ein mono-exponentieller Signalverlauf an den erfassten Signalverlauf angepasst, so dass ein sogenannter effektiver Tl-Wert bestimmt wird. Der derart bestimmte Tl-Wert liegt zwischen den T1-Werten der beiden Spezien, wobei er eine Tendenz zum höheren Tl-Wert (der beiden Spezien) aufweist.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird auch eine Magnetresonanzanlage zur quantitativen T1-Bestimmung bei einer MR-Bildgebung eines vorbestimmten Volumenabschnitts eines Untersuchungsobjekts bereitgestellt. Dabei umfasst die Magnetresonanzanlage einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, mindestens eine HF-Antenne und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der mindestens einen HF-Antenne, zum Empfang von von der oder den HF-Antennen aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung der MR-Bilder. Die Magnetresonanzanlage ist derart ausgestaltet, dass die Magnetresonanzanlage abhängig von einer Verabreichung eines Kontrastmittels in das Untersuchungsobjekt MR-Daten des Volumenabschnitts erfasst, um den Volumenabschnitt mehrfach zu verschiedenen Phasen einer Ausbreitung des Kontrastmittels im Volumenabschnitt abzutasten. Dabei erfasst die Magnetresonanzanlage erste MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer ersten Sequenz und zweite MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer zweiten Sequenz. Die erste Sequenz unterscheidet sich (nur) durch den Flipwinkel und/oder die Repetitionszeit von der zweiten Sequenz. Die Magnetresonanzanlage ist ausgestaltet, um T1-Werte pro Voxel des Volumenabschnitts abhängig von den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten zu bestimmen.
Die Vorteile der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage entsprechen dabei im Wesentlichen den Vorteilen des erfindungsgemäßen Verfahrens, welche vorab im Detail ausgeführt worden sind, so dass hier auf eine Wiederholung verzichtet wird.
Des Weiteren beschreibt die vorliegende Erfindung ein Computerprogrammprodukt, insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software, welche man in einen Speicher einer programmierbaren Steuerung bzw. einer Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage laden kann. Mit diesem Computerprogrammprodukt können alle oder verschiedene vorab beschriebene Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden, wenn das Computerprogrammprodukt in der Steuerung oder Steuereinrichtung der Magnetresonanzanlage läuft. Dabei benötigt das Computerprogrammprodukt eventuell Programmmittel, z.B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, um die entsprechenden Ausführungsformen der Verfahren zu realisieren. Mit anderen Worten soll mit dem auf das Computerprogrammprodukt gerichteten Anspruch insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software unter Schutz gestellt werden, mit welcher eine der oben beschriebenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden kann bzw. welche diese Ausführungsform ausführt. Dabei kann es sich bei der Software um einen Quellcode (z.B. C++), der noch compiliert (übersetzt) und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder um einen ausführbaren Softwarecode handeln, der zur Ausführung nur noch in die entsprechende Recheneinheit bzw. Steuereinrichtung zu laden ist.
Schließlich offenbart die vorliegende Erfindung einen elektronisch lesbaren Datenträger, z.B. eine DVD, ein Magnetband, eine Festplatte oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software (vgl. oben), gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen (Software) von dem Datenträger gelesen und in eine Steuereinrichtung bzw. Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage gespeichert werden, können alle erfindungsgemäßen Ausführungsformen des vorab beschriebenen Verfahrens durchgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung ist insbesondere für eine dynamische kontrastmittelverstärkte MR-Bildgebung geeignet, bei welcher Messungen bzw. MR-Bilder qualitativ bewertet werden, indem Signalintensitäten der MR-Bilder (d.h die T1-Werte pro Voxel) zwischen verschiedenen Phasen der Ausbreitung des Kontrastmittels verglichen werden. Damit ermöglicht die vorliegende Erfindung, dass die gesamte dynamische MR-Bildgebung von einer T1-gewichteten MR-Bildgebung in eine quantitative T1-Bildgebung überführt werden kann.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter erfindungsgemäßer Ausführungsformen mit Bezug zu den Figuren im Detail beschrieben.

In 1 ist schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage dargestellt.
In 2 ist eine erfindungsgemäße Gradientenecho-Sequenz dargestellt.
In 3 ist ein Flussplan eines erfindungsgemäßen Verfahrens dargestellt.

1 ist eine schematische Darstellung einer erfindungsgemäßen 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 Untersuchungsbereich eines Objekts O, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils 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 kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welchem der zu untersuchende Volumenabschnitt des menschlichen Körpers angeordnet ist. 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 Gradientenfeldsystem bzw. Gradientenfeldsystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen (auch zeitlich veränderbaren) Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Der Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine (oder mehrere) Hochfrequenzantennen 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts O bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts O umsetzen. Jede Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer ringförmigen vorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen. 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 Kernspinechosignale, in eine Spannung (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22, welches Teil einer Steuereinrichtung 10 der Magnetresonanzanlage 5 ist, 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 einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-/Empfangsweiche 6. 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, im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert und über den Ausgang 11 ausgegeben. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz 0 demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz 0 und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt über einen Ausgang 11 gewonnenen Messdaten ein MR-Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines MR-Bildes, welche z.B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgt über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
Der Anlagenrechner 20 ist bei der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage 5 ausgestaltet, um den gesamten Volumenabschnitt des Untersuchungsobjekts mit einer ersten Sequenz, um erste MR-Daten zu erfassen, abzutasten und um den gesamten Volumenabschnitt mit einer zweiten Sequenz, um zweite MR-Daten zu erfassen, abzutasten. Dabei unterscheidet sich die erste Sequenz (nur) durch den Flipwinkel und/oder die Repetitionszeit von der zweiten Sequenz. Dadurch kann der Bildrechner 17 der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage 5 den Tl-Wert pro Voxel des Volumenabschnitts abhängig von den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten bestimmen, um anhand der T1-Werte das MR-Bild zu rekonstruieren.
In 2 ist eine erfindungsgemäße Gradientenechosequenz dargestellt. Zu Beginn wird ein HF-Anregungspuls 31 mit einem Flipwinkel α₁ geschaltet, während gleichzeitig ein Schichtselektionsgradienten Gz aktiviert ist. Durch die Änderung der Polarität des Schichtselektionsgradienten Gz nach dem HF-Anregungspuls 31 wird der bei der Anregung entstandene Phasengang rückgängig gemacht. Gleichzeitig werden die Spins durch das Schalten des Frequenzkodiergradienten Gx aufgefächert (dieser Teil des Frequenzkodiergradienten Gx ist auch als Rewinder bekannt). Der ebenfalls nach dem HF-Anregungspuls 31 geschaltete Phasenkodiergradient Gy dient der Ortskodierung. Durch die Änderung der Polarität des Frequenzkodiergradienten Gx werden die vorher aufgefächerten Spins wieder in Phase gebracht bzw. rephasiert, wodurch es zum Gradientenecho 34 kommt. Während der Frequenzkodiergradient Gx (in 2) seine positive Polarität aufweist, werden Messdaten erfasst, um in x-Richtung eine K-Raum-Zeile auszulesen.
Nach dem Frequenzkodiergradient Gx bzw. nach dem Erfassen der Messdaten wird ein Spoiler-Gradient 32 geschaltet, um die Quermagnetisierung zu eliminieren, weshalb man auch von einer Gradientenechosequenz mit Spoiler spricht. Nach diesem Spoiler-Gradient 32 wird der nächste HF-Anregungspuls 31 geschaltet, wodurch eine weitere Periode der Gradientenechosequenz beginnt. Dieser nächste HF-Anregungspuls 31 weist allerdings einen im Vergleich zum vorherigen HF-Anregungspuls verschiedenen Flipwinkel α₂ auf.
Die Echozeit TE wird von dem HF-Anregungspuls 31 bis zum Gradientenecho 34 gemessen, welches in der zeitlichen Mitte des positiven Anteils (laut 2) des Frequenzkodiergradienten Gx auftritt. Die Wiederholungszeit bzw. Repetitionszeit TR bestimmt den zeitlichen Abstand zwischen zwei zeitlich benachbarten HF-Anregungspulsen 31.
In 3 ist der Flussplan eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur quantitativen Tl-Bestimmung dargestellt.
Im Schritt S1 wird vor dem Verabreichen eines Kontrastmittels (siehe Schritt S3) der Volumenabschnitt des Untersuchungsobjekts (vollständig) mit einem ersten Flipwinkel abgetastet, wobei erste MR-Daten erfasst werden. Der Volumenabschnitt wird in diesem Schritt S1 ein weiteres Mal (vollständig) mit einem zweiten vom ersten Flipwinkel unterschiedlichen Flipwinkel abgetastet, wobei zweite MR-Daten erfasst werden. Anhand der ersten und zweiten MR-Daten können dann beispielsweise anhand der vorab beschriebenen Gleichung (1) im Schritt S2 die Protonendichte und die Repetitionszeit bzw. der T1-Wert pro Voxel des Volumenabschnitts bestimmt werden.
Nach dem Schritt S3, in welchem das Kontrastmittel verabreicht wird, werden für verschiedene Phasen, welche jeweils ein bestimmtes Ausbreitungsstadium des Kontrastmittels im Volumenabschnitt des Untersuchungsobjekts darstellen, jeweils MR-Daten erfasst. Dabei wird im Schritt S4 für jede Phase der Volumenabschnitt (vollständig) abgetastet, um die der jeweiligen Phase entsprechenden MR-Daten zu erfassen. Wenn vorausgesetzt wird, dass die im Schritt S2 bestimmte Protonendichte pro Voxel über alle Phasen konstant ist, reicht ein MR-Signal pro Voxel aus, um beispielsweise anhand der Gleichung (1) im Schritt S5 den T1-Wert pro Voxel des Volumenabschnitts zu bestimmen.

Claims

Verfahren zur quantitativen T1-Bestimmung bei einer MR-Bildgebung eines Volumenabschnitts eines Untersuchungsobjekts (O) abhängig von einer Kontrastmittelgabe, wobei das Verfahren umfasst: Erfassen von MR-Daten des Volumenabschnitts bei Verabreichen eines Kontrastmittels in das Untersuchungsobjekt (O), wobei die MR-Daten des Volumenabschnitts mehrfach zu verschiedenen Phasen einer Ausbreitung des Kontrastmittels im Volumenabschnitt erfasst werden, wobei erste MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer ersten Sequenz erfasst werden und zweite MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer zweiten Sequenz erfasst werden, wobei sich die erste Sequenz durch den Kippwinkel (α₁, α₂) von zumindest einem in der Sequenz enthaltenen HF-Puls und/oder durch die Repetitionszeit (TR) von der zweiten Sequenz unterscheidet, und Bestimmen von T1-Werten pro Voxel des Volumenabschnitts abhängig von den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten, wobei anhand der ersten MR-Daten und der zweiten MR-Daten, welche zu derselben Phase erfasst werden, neben dem T1-Wert auch die Protonendichte pro Voxel bestimmt wird, und wobei die Protonendichte pro Voxel als konstant vorausgesetzt wird, so dass für eine der Phasen, für welche die MR-Daten nur mit einer Sequenz, die nur einen Kippwinkel und nur eine Repetitionszeit (TR) aufweist, erfasst werden, der T1-Wert pro Voxel anhand der vorausgesetzten Protonendichte pro Voxel bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass aus den erfassten MR-Daten MR-Bilder des Volumenabschnitts rekonstruiert werden, dass die MR-Bilder miteinander registriert werden, bevor die T1-Werte pro Voxel bestimmt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Dixon-Verfahren durchgeführt wird, um einen Anteil einer vorbestimmten chemischen Komponente pro Voxel in dem Volumenabschnitt zu bestimmen, dass der Tl-Wert der vorbestimmten chemischen Komponente pro Voxel bestimmt wird, und dass bei dem Bestimmen der T1-Werte vorausgesetzt wird, dass der Tl-Wert und/oder die Protonendichte der chemischen Komponente in dem jeweiligen Voxel konstant bleibt.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die chemische Komponente Fett, Silikon, Wasser oder hyperpolarisiertes ¹³C umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bei dem Bestimmen der T1-Werte vorausgesetzt wird, dass jedes Voxel für jede Phase dieselbe Protonendichte aufweist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Sequenz und die zweite Sequenz jeweils eine Gradientenechosequenz sind.
Magnetresonanzanlage zur quantitativen Tl-Bestimmung bei einer MR-Bildgebung eines Volumenabschnitts eines Untersuchungsobjekts (O) abhängig von einer Kontrastmittelgabe, 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 von von der mindestens einen HF-Antenne (4) aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung von MR-Bildern umfasst, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) ausgestaltet ist, um abhängig von einer Verabreichung eines Kontrastmittels in das Untersuchungsobjekt (O) MR-Daten des Volumenabschnitts zu erfassen, um den Volumenabschnitt mehrfach zu verschiedenen Phasen einer Ausbreitung des Kontrastmittels im Volumenabschnitt abzutasten und um erste MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer ersten Sequenz und um zweite MR-Daten des Volumenabschnitts mit einer zweiten Sequenz zu erfassen, wobei sich die erste Sequenz durch den Kippwinkel (α₁, α₂) von zumindest einem in der Sequenz enthaltenen HF-Puls und/oder die Repetitionszeit (TR) von der zweiten Sequenz unterscheidet, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) ausgestaltet ist, um T1-Werte pro Voxel des Volumenabschnitts abhängig von den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten zu bestimmen, wobei anhand der ersten MR-Daten und der zweiten MR-Daten, welche zu derselben Phase erfasst werden, neben dem T1-Wert auch die Protonendichte pro Voxel bestimmt wird, und wobei die Protonendichte pro Voxel als konstant vorausgesetzt wird, so dass für eine der Phasen, für welche die MR-Daten nur mit einer Sequenz, die nur einen Kippwinkel und nur eine Repetitionszeit (TR) aufweist, erfasst werden, der T1-Wert pro Voxel anhand der vorausgesetzten Protonendichte pro Voxel bestimmt wird.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1-6 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt, welches ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1-6 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (10) der Magnetresonanzanlage (5) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einer Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) das Verfahren nach einem der Ansprüche 1-6 durchführen.