DE102018113437A1

DE102018113437A1 - Mr-tomografie unter verwendung einer stack-of-stars-erfassung mit variablem kontrast

Info

Publication number: DE102018113437A1
Application number: DE102018113437.1A
Authority: DE
Inventors: Gabriele Marianne Beck
Original assignee: Koninklijke Philips NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2017-06-09
Filing date: 2018-06-06
Publication date: 2018-12-13
Also published as: CN110869790B; US11067653B2; US20200150206A1; JP2020523075A; EP3635425B1; WO2018224411A1; EP3635425A1; CN110869790A; EP3413071A1; JP7075420B2

Abstract

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur MR-Tomografie eines Objekts. Es ist eine Aufgabe der Erfindung, MR-Tomografie zu ermöglichen, bei der das Stack-of-Stars-Erfassungsschema mit einer verbesserten Steuerung des Kontrasts des rekonstruierten MR-Bildes verwendet wird. Das Verfahren der Erfindung weist folgende Schritte auf:a) Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt (10) mehreren Shots einer Multi-Echo-Bildgebungssequenz unterzogen wird, die RF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten aufweist, wobei bei jedem Shot eine Folge von Echosignalen erzeugt wird;b) Erfassen der Echosignale gemäß einem Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Schema, wobei die Echosignale als radiale oder spiralförmige k-Raum-Profile (S1-S12) erfasst werden, die an verschiedenen Positionen entlang einer Schnittrichtung im k-Raum angeordnet sind, wobei Echosignale aus verschiedenen k-Raum-Schnitten bei jedem Shot der Bildgebungssequenz erfasst werden, und wobei die Echosignale aus jedem k-Raum-Schnitt mit unterschiedlichen Relaxationszeit-Gewichtungen erfasst werden; undc) Rekonstruieren von zumindest einem MR-Bild mit gewünschtem Kontrast aus den erfassten Echosignalen unter Verwendung eines k-Raum-gewichteten Bildkontrast-(KWIC-) Filters. Zudem bezieht sich die Erfindung auf eine MR-Vorrichtung (1) und auf ein Computerprogramm für eine MR-Vorrichtung (1).

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanztomografie (MR-Tomografie). Sie betrifft ein Verfahren zur MR-Tomografie eines Objekts, das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung platziert wird. Die Erfindung bezieht sich außerdem auf eine MR-Vorrichtung und auf Computerprogramm zur Ausführung auf einer MR-Vorrichtung.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Bildgebende MR-Verfahren, die die Interaktion zwischen Magnetfeldern und Kernspins nutzen, um zweidimensionale oder dreidimensionale Bilder zu bilden, sind heutzutage weit verbreitet - insbesondere in dem Gebiet der medizinischen Diagnostik, denn für die Bildgebung von weichem Gewebe sind sie anderen Bildgebungsverfahren in vielerlei Hinsicht überlegen, erfordern keine ionisierende Strahlung und sind üblicherweise nicht invasiv.
Gemäß dem MR-Verfahren im Allgemeinen wird der zu untersuchende Körper des Patienten in einem starken homogenen Magnetfeld B₀ angeordnet, dessen Richtung zugleich eine Achse des Koordinatensystems definiert (üblicherweise die z-Achse), auf die sich die Messung bezieht. Das Magnetfeld B₀ erzeugt in Abhängigkeit von der Magnetfeld-Stärke unterschiedliche Energieniveaus für die einzelnen Kernspins, die durch Anwendung eines elektromagnetischen Wechselfeldes (RF-Feld) von bestimmter Frequenz (so genannte Larmorfrequenz oder MR-Frequenz) angeregt werden können (Spinresonanz). Aus der Makroperspektive betrachtet, erzeugt die Verteilung der einzelnen Kernspins eine gesamtheitliche Magnetisierung, die aus dem Gleichgewichtszustand heraus abgelenkt werden kann, indem ein elektromagnetischer Impuls geeigneter Frequenz (RF-Impuls) angewendet wird. Dabei erstreckt sich das entsprechende Magnetfeld B₁ dieses RF-Impulses senkrecht zu der z-Achse, so dass die Magnetisierung eine Präzessionsbewegung um die z-Achse vollzieht. Die Präzessionsbewegung beschreibt die Oberfläche eines Kegels, dessen Öffnungswinkel als Flipwinkel bezeichnet wird. Der Betrag des Flipwinkels hängt von der Stärke und Dauer des angewendeten elektromagnetischen Impulses ab. Für den Fall eines sogenannten 90°-Impulses wird die Magnetisierung von der z-Achse zu der transversalen Ebene abgelenkt (Flipwinkel 90°).
Nach Beendigung des RF-Impulses relaxiert die Magnetisierung zurück in den ursprünglichen Gleichgewichtszustand, in dem die Magnetisierung in der z-Richtung mit einer ersten Zeitkonstante T₁ (Spin-Gitter- oder longitudinale Relaxationszeit) wieder aufgebaut wird. Die Magnetisierung in der senkrecht zu der z-Richtung verlaufenden Richtung relaxiert mit einer zweiten und kürzeren Zeitkonstante T₂ (Spin-Spin- oder transversale Relaxationszeit). Die transversale Magnetisierung und ihre Änderung können mittels Empfänger-RF-Spulen detektiert werden, die innerhalb eines Untersuchungsvolumens der MR-Vorrichtung so angeordnet und ausgerichtet sind, dass die Änderung der Magnetisierung in der senkrecht zu der z-Achse erlaufenden Richtung gemessen wird. Der Verfall der transversalen Magnetisierung wird von einer Dephasierung begleitet, die nach der RF-Anregung stattfindet, verursacht durch lokale Magnetfeld-Inhomogenitäten, die einen Übergang von einem geordneten Zustand mit der gleichen Signalphase zu einem Zustand, bei dem alle Phasenwinkel gleichermaßen gestört werden, erleichtern. Die Dephasierung kann mittels eines refokussierenden RF-Impulses (zum Beispiel eines 180° Impuls) kompensiert werden. Dies erzeugt ein Echosignal (Spin-Echo) in den Empfänger-Spulen.
Um räumliche Auflösung in dem Körper zu realisieren, werden zeitlich veränderliche Magnetfeldgradienten, die sich entlang der drei Hauptachsen erstrecken, dem homogenen Magnetfeld B₀ überlagert. Dies führt zu einer linearen räumlichen Abhängigkeit der Spinresonanz-Frequenz. Das in den Empfänger-Spulen aufgefangene Signal weist dann Komponenten von unterschiedlichen Frequenzen auf, die mit verschiedenen Orten in dem Körper verbunden werden können. Die mittels der Empfänger-Spulen erhaltenen Signaldaten entsprechen der räumlichen Frequenzdomäne und werden als k-Raum-Daten bezeichnet. Die k-Raum-Daten weisen üblicherweise zahlreiche Linien auf, die aus unterschiedlichen Phasenkodierungen erworben werden. Jede Linie wird digitalisiert, indem mehrere Samples gesammelt werden. Ein Set von k-Raum-Daten wird mittels Fourier-Transformation zu einem MR-Bild konvertiert.
Bei dem bekannten sogenannten dreidimensionalen (3D) Stack-of-Stars-Erfassungsschema (siehe z. B. WO 2013/159044 A1 ), werden mehrere räumlich nicht-selektive oder slab-selektive RF-Anregungen angewendet, wobei jeder die Erfassung einer oder mehr MR-Signale folgt (z. B. Gradientenecho-Signale), wobei jedes MR-Signal ein k-Raum-Profil repräsentiert. Die MR-Signale werden als radiale k-Raum-Profile aus mehreren parallelen Schnitten erfasst. Die Schnitte sind an verschiedenen Positionen entlang einer Schnitt-Richtung im k-Raum angeordnet. In der Schnitt-Richtung (z. B. die k_z-Richtung) wird standardisierte kartesische Phasenkodierung vorgenommen, während die MR-Signale innerhalb jedes einzelnen Schnitts entlang radialer ,Speichen‘ erfasst werden, die um das Zentrum rotieren (k_x=k_y=0). Dies führt zu einer zylindrischen k-Raum-Reichweite, die aus gestapelten Scheiben (,Stack-of-Stars') besteht. Technisch wird dies realisiert, indem Magnetfeldgradienten in den auf gleicher Ebene befindlichen Richtungen der Scheiben gleichzeitig erzeugt werden und ihre Amplituden moduliert werden. Für die Auswahl der zeitlichen Abfolge der k-Raum-Profil-Erfassungsschritte können verschiedene Schemata verwendet werden. Es können z. B. alle Phasenkodierungs-Schritte entlang der ScheibenRichtung sequenziell erfasst werden, bevor k-Raum-Profile zu unterschiedlichen Winkelpositionen erfasst werden. Dies stellt sicher, dass die Zeiträume des kartesischen Samplings kurz gehalten werden, was zu einer hohen Datenkonsistenz innerhalb des Scheiben-Stapels führt und die allgemeine Bewegungs-Unempfindlichkeit des radialen Samplings für den Stack-of-Stars-Ansatz bewahrt. Die kartesischen Phasenkodierungs-Schritte können von der mittleren Scheibe zu der k-Raum-Peripherie (zentrisch nach außen) ausgeführt werden oder in linearer Abfolge von -k_z,max zu +k_z,max. Für die winklige Abfolge kann die Bildgebungssequenz entweder abstandsgleiches winkliges Sampling mit zahlreichen Überlappungen verwenden oder das Schema des sogenannten Goldenen Winkels. Bei dem abstandsgleichen Schema wird der Winkelabstand gemäß ΔΦ = 180° / n_total berechnet, wobei n_total die gesamte Anzahl von Speichen ist. Es kann vorteilhaft sein, die Speichen unter Verwendung zahlreicher Überlappungen (oder ,Umdrehungen‘) zu erfassen, da das Überlappen zeitliche Kohärenzen im k-Raum verringert. Daher sind Bewegungsinkonsistenzen im k-Raum verteilt und Artefakte sind abgeschwächt. Bei dem Schema des Goldenen Winkels wird der Winkel des k-Raum-Profils jedes Mal um ΔΦ = 111.25° erhöht. Dies entspricht 180° multipliziert mit dem Goldenen Schnitt. Daher ergänzen nachfolgend gesampelte Speichen stets komplementäre Information, wobei die größten Lücken innerhalb des zuvor gesampelten Sets von Speichen gefüllt werden. Folglich deckt jedes nachfolgende Set von erfassten Speichen den k-Raum annähernd gleichmäßig ab. Dies ermöglicht z. B. die Rekonstruktion zeitlicher Sub-Frames und führt dazu, dass das Schema des Goldenen Winkels für dynamische Bildgebungsuntersuchungen gut geeigneter ist.
Ähnlich folgt bei dem ebenfalls bekannten Stack-of-Spirals-Erfassungsschema jeder nichtselektiven oder slab-selektiven RF-Anregung das Erfassen von einem oder mehr MR-Signalen, die spiralförmige k-Raum-Profile repräsentieren. Wie bei dem Stack-of-Stars-Verfahren sind die Scheiben ebenfalls an verschiedenen Positionen entlang einer Scheibenrichtung im k-Raum angeordnet, wobei standardisierte kartesische Phasenkodierung in der Scheibenrichtung ausgeführt wird, während die MR-Signale in jeder einzelnen Scheibe entlang Spiral-Bahnverläufen erfasst werden, die ihren Ursprung in dem k-Raum-Zentrum (k_x=k_y=0) haben.
Die vorstehend beschriebenen 3D-radialen Stack-of-Stars und Stack-of-Spirals Schemata eröffnen einige vielversprechende Vorteile für die klinische MR-Tomografie, wie etwa hohe Bewegungs-Unempfindlichkeit, schwache Aliasing-Artefakte und ein kontinuierliches Updaten des k-Raum-Zentrums.
3D radiale Stack-of-Stars- und Stack-of-Spirals-Bildgebung bieten Möglichkeiten aus dem intrinsischen Oversampling des zentralen k-Raums.
Dennoch führen Signalmodulationen, insbesondere mit dem Gebrauch von langen Echofolgen wie sie, zum Beispiel, typisch sind bei der Turbo-Spin-Echo-Tomografie, zu Kontrastkontamination, wobei der Kontrast, den Radiologen typischerweise benötigen, nicht geleistet wird.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Aus dem Vorangegangenen lässt sich ohne Weiteres feststellen, dass ein hoher diagnostischer Bedarf nach einer verbesserten Technik besteht, die sich mit Kontrastkontamination bei dem Gebrauch von langen Echofolgen befasst. Dementsprechend ist es eine Aufgabe der Erfindung, MR-Tomografie zu ermöglichen, bei der das Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Erfassungsschema mit einer verbesserten Steuerung des Kontrasts der rekonstruierten MR-Bilder verwendet wird.
Gemäß der Erfindung ist ein Verfahren zur MR-Tomografie eines Körpers von einem Objekt, das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung platziert wird, offenbart. Das Verfahren weist folgende Schritte auf:

a) Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt mehreren Shots einer Multi-Echo-Bildgebungssequenz unterzogen wird, die RF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten aufweisen, wobei bei jedem Shot eine Folge von Echosignalen erzeugt wird;
b) Erfassen der Echosignale gemäß einem Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Schema, wobei die Echosignale als radiale oder spiralförmige k-Raum-Profile (S1-S12) erfasst werden, die an verschiedenen Positionen entlang einer Schnittrichtung im k-Raum angeordnet sind, wobei Echosignale aus verschiedenen k-Raum-Schnitten bei jedem Shot der Bildgebungssequenz erfasst werden und wobei die Echosignale aus jedem k-Raum-Schnitt mit unterschiedlichen Relaxationszeit-Gewichtungen erfasst werden; und
c) Rekonstruieren von zumindest einem MR-Bild mit gewünschtem Kontrast aus den erfassten Echosignalen unter Verwendung eines k-Raum-gewichteten Bildkontrastfilters.

Gemäß der Erfindung werden bei jedem Shot Echosignale aus unterschiedlichen k-Raum-Schnitten erfasst, zum Beispiel mittels einer Multi-Echo-Bildgebungstechnik, bei der eine Folge von Echosignalen erzeugt wird, die in der (kartesischen) Schnittrichtung unterschiedlich phasenkodiert ist. Die Relaxationszeit-Gewichtungen der Echosignale werden während der Erfassung des vollständigen Signaldatensets variiert, so dass die Echosignale, die jedem gegebenen k-Raum-Schnitt zugeordnet sind, mit unterschiedlichen Relaxationszeit-Gewichtungen erfasst werden. Die Änderung des TSE-Kontrasts pro k-Raum-Schnitt wird in dieser Ausführungsform erzielt, indem bei jedem Shot das Erfassen mit einem anderen Schnitt begonnen wird. Auf diese Weise kann während einer vollständigen Erfassung eine Sammlung von Echosignalen mit unterschiedlichen Kontrasten aus dem Zentrum des k-Raums erzielt werden. Die k-Raum-Schnitte werden mittels mehrerer unterschiedlich phasenkodierter radialer oder spiralförmiger k-Raum-Profile gesampelt, so dass die bekannte k-Raum-gewichtete Bildkontrast- (KWIC-) Filtertechnik eingesetzt werden kann, um ein MR-Bild mit gewünschter Relaxationszeit-Gewichtung zu rekonstruieren, indem die k-Raum-Daten, auf denen die Bildrekonstruktion basiert, angemessen gefiltert werden (siehe Song et al., Magn. Reson. Med., 44, 825-832, 2000). Die KWIC-Technik, die gemäß der Erfindung eingesetzt wird, nutzt das inhärent wesentliche Oversampling durch das radiale oder spiralförmige Scannen des Zentrums des k-Raums, das die erforderliche Information hinsichtlich des Bildkontrasts enthält. Mittels angemessenen Filterns der k-Raum-Daten ermöglicht die Erfindung daher die Rekonstruktion eines einzelnen relaxationszeit-gewichteten MR-Bildes für jede Relaxationszeit-Gewichtung, die während der Erfassung angewendet wird. Kontaminationen durch unerwünschte Relaxationszeit-Gewichtungen können dem gewünschten Bildkontrast entsprechend stark verringert werden.
Die Relaxationszeit-Gewichtungen der Echosignale können mittels Variation der Echozeiten der Bildgebungssequenz variiert werden. Die Relaxationszeit-Gewichtung kann ferner mittels Variation der Verzögerungs- (z. B. Inversions-) Zeit nach einem (Inversion-Recovery-) Vorimpuls variiert werden.
Zum Schätzen der Relaxationszeit-Gewichtung der Echosignale können entsprechende Relaxationszeit-Abbildungen, wie z. B. (quantitative) T₂-Abbildungen, aus den erfassten Echosignalen abgeleitet werden. Dies ermöglicht, dass Variationen bei den erfassten Echosignalen gemäß den abgeleiteten jeweiligen Abbildungen kompensiert werden. Auf diese Weise kann ein ,ent-verschwommenes' (engl.: „de-blurred“) MR-Bild aus den auf diese Weise kompensierten Echosignalen rekonstruiert werden (siehe Neumann et al., Magn. Reson. Med., 1680-1686).
Um ein schnelles Erfassen der Signaldaten zu erzielen, kann die Bildgebungssequenz, die bei dem Verfahren der Erfindung eingesetzt wird, beispielsweise eine Turbo-Spin-Echo- (TSE-) Sequenz oder eine Turbo-Field-Echo- (TFE-) Sequenz oder eine Balanced (Turbo-) Field-Echo-Sequenz oder ein Echo-Planar-Imaging (EPI) oder eine GRASE-Sequenz sein. Die Relaxationszeit-Gewichtung kann mittels Variation der Erfassungsabfolge der k-Raum-Linien von Shot zu Shot variieren. Die T₂-Gewichtung eines k-Raum-Profils an einer gegebenen Position in dem Stapel von Schnitten im k-Raum hängt von der Position des entsprechenden Echosignals in der Folge von Echosignalen ab. Die Relaxationszeit-Gewichtung kann daher in einfacher Weise variiert werden, indem die Erfassungsabfolge der k-Raum-Linien von Shot zu Shot verändert wird. Alternativ kann die Relaxationszeit-Gewichtung mittels Variation des Echo-Shifting der einzelnen Echosignale variiert werden. Flip-Angle-Sweeps und und/oder weitere Balancing Regimes können außerdem verwendet werden (siehe unten).
Daher können einzelne Bilder zu unterschiedlichen Echozeiten auch aus den erfassten Echosignalen rekonstruiert werden. Somit können nicht nur eine T₁-Abbildung und/oder eine T₂-Abbildung und/oder eine T₂*-Abbildung vorteilhaft aus den erfassten Echosignalen abgeleitet werden, sondern es können auch eine B₀-Abbildung und/oder eine Wasser-Abbildung und/oder eine Fett-Abbildung und/oder eine Suszeptibilitäts-Abbildung gemäß dem bekannten Dixon-Schema rekonstruiert werden. Diese können nachfolgend genutzt werden, um verzerrungsfreie MR-Bilder zur Verfügung zu stellen, indem auch die B₀-Abbildung berücksichtigt wird. MR-Bilder können mit einer gewünschten Wasser-/Fett-/Eisen-Sichtbarmachung synthetisiert werden.
Die erfassten Echosignal-Daten, die einer bestimmten Relaxationszeit zugeschrieben sind, werden im Allgemeinen undergesampelt, zumindest an der Peripherie des k-Raums. Daher kann Compressed Sensing (CS) vorteilhaft für die Rekonstruktion des MR-Bildes und/oder für die Ableitung der jeweiligen Relaxationszeit-Abbildung aus den undergesampelten Signaldaten verwendet werden. Die (KWIC-gefilterten) k-Raum-Profile, die einer bestimmten Relaxationszeit-Gewichtung zugeschrieben sind, können sogar unregelmäßig im k-Raum verteilt sein. Es ist bekannt, dass die Theorie des CS ein großes Potential für die beträchtliche Verringerung von Signaldaten aufweist. Bei der CS-Theorie kann ein Signaldatenset, das eine dünnbesetzte Repräsentation in einem Umwandlungsbereich aufweist, aus undergesampelten Messungen wiederhergestellt werden, indem ein geeigneter Regularisierungs-Algorithmus angewendet wird. Als mathematischer Rahmen für Signal-Sampling und -Rekonstruktion schreibt CS die Bedingungen vor, unter denen ein Signaldatenset exakt oder zumindest mit einer hohen Bildqualität rekonstruiert werden kann, selbst bei Fällen, in denen die Dichte des k-Raum-Samplings weit unterhalb des Nyquist-Kriteriums liegt; es gibt außerdem die Verfahren für solche Rekonstruktionen an.
Die Verringerung der Menge erfasster Daten wird auch erzielt durch die Verwendung eines parallelen Bildrekonstruktions-Algorithmus, um zumindest ein MR-Bild zu rekonstruieren. Der parallele Bildgebungs-Algorithmus kann mit Compressed Sensing kombiniert sein, um die Menge erfasster Daten weiter zu verringern.
Außerdem können reine protonendichte- (PD-) und/oder T₂- und/oder T₁-Kontrast-gewichtete MR-Bilder aus einer einzigen Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Erfassung gemäß der Erfindung erzeugt werden (siehe Neumann et al., Magn. Reson. Med., 1680-1686). Auch ein MR-Bild mit ,gemischtem‘ (PD-, T₂-, T₁-) Kontrast kann aus den Signaldaten einer einzigen Erfassung synthetisiert werden.
Um die k-Raum-Verteilung von Echosignalen mit unterschiedlichen Kontrasten in dem Zentrum des k-Raums während der Erfassung mehrerer Shots weiter zu optimieren, kann die winklige Abfolge der radialen k-Raum-Profile gemäß einem Schema des Goldenen Winkels ausgewählt sein. Bei dem Schema des Goldenen Winkels wird, wie vorstehend erwähnt, der Winkel des k-Raum-Profils von Erfassung zu Erfassung jedes Mal um ΔΦ = 111.25° erhöht. Dies entspricht 180° multipliziert mit dem Goldenen Schnitt. Daher ergänzen nachfolgend gesampelte radiale k-Raum-Profile stets komplementäre Information, wobei die größten Lücken innerhalb des vorhergehend gesampelten Sets von Profilen gefüllt werden. Dadurch deckt jedes sequentielle Set von erfassten Profilen den k-Raum annähernd gleichmäßig ab.
Gemäß der Erfindung werden Echosignale aus unterschiedlichen k-Raum-Schnitten bei jedem Shot der Bildgebungssequenz erfasst. Bevorzugt werden k-Raum-Profile aus zumindest zwei verschiedenen Schnitten an der gleichen winkligen Position erfasst, bevor weitere k-Raum-Profile an einer anderen winkligen Position erfasst werden. Mit anderen Worten: phasenkodierende Schritte entlang der Schnittrichtung werden bei jedem Shot sequentiell erfasst, bevor k-Raum-Profile an unterschiedlichen Positionen (Goldener Winkel) erfasst werden. Dies stellt sicher, dass Zeiträume kartesischen Samplings (in der Schnittrichtung) kurz gehalten werden, was zu einer hohen Datenkonsistenz innerhalb des Stapels von Schnitten führt und die allgemeine Bewegungs-Unempfindlichkeit des Stack-of-Stars-Schemas bewahrt.
Bei einer weiter bevorzugten Ausführungsform der Erfindung bezieht die Bildgebungssequenz ein Flip-Angle-Sweep der RF-Impulse ein, wobei der Flipwinkel, der jedem erfassten Echosignal zugeordnet ist, bei der Bildrekonstruktion berücksichtigt wird. Die Relaxations-Gewichtung eines k-Raum-Profils kann von dem Flip-Angle-Sweep, wie es typischerweise bei TSE-Erfassungen verwendet wird, beeinflusst werden. Die Information über das Flip-Angle-Sweep muss bei der Schätzung der Relaxationszeit-Gewichtung integriert werden, z. B. über ein entsprechendes Modell. Zudem kann das Flip-Angle-Sweep auch eingestellt werden, um die Präzision der Schätzung der Relaxations-Gewichtung zu verbessern. Für den Fall beispielsweise, dass die Gesamtanzahl von k-Raum-Profilen klein ist, kann die Anzahl von Relaxationszeit-Gewichtungen während eines TSE-Shots unter Verwendung des Flip-Angle-Sweeps verringert werden.
Das Verfahren der Erfindung kann auch den Schritt des Schätzens und Korrigierens bewegungsinduzierter Verschiebungen und Phasenfehler in den erfassten Signaldaten einbeziehen. Beispielsweise können MR-Bilder mit niedriger Auflösung, die aus den zentralen k-Raum-Daten von einzelnen Shots rekonstruiert werden, miteinander verglichen werden, um Verschiebungen und Phasenfehler zu kompensieren, die durch Bewegungen des Patienten verursacht werden. Vor der weiteren Verarbeitung sollten gemäß der Erfindung diese Faktoren bei den k-Raum-Daten korrigiert werden. Dies macht das Verfahren der Erfindung hinsichtlich Bewegungen des untersuchten Objekts während der Signalerfassung unempfindlich. Da die Variation der Relaxationszeit-Gewichtung gemäß der Erfindung auch den Kontrast jedes rekonstruierten niedrig-aufgelösten MR-Bildes modifiziert, können zusätzliche Maßnahmen für eine exakte Bestimmung und Korrektur von Objektbewegungen erforderlich sein. Verfahren zur Ähnlichkeitsmessung, wie etwa Kreuzkorrelation und normalisierte Transinformation, können verwendet werden, um die erhaltenen multi-kontrast niedrig-aufgelösten Bilder zueinander auszurichten.
Gemäß noch einer weiteren bevorzugten Ausführungsform kann die radiale Dichte der k-Raum-Profile als eine Funktion der Schnittposition im k-Raum variiert werden, wobei die radiale Dichte an zentraleren k-Raum-Positionen höher ist und an periphereren k-Raum-Positionen geringer ist. Bei dieser Ausführungsform variiert die radiale k-Raum-Samplingdichte (d. h. die Anzahl von unterschiedlich orientierten radialen k-Raum-Profilen pro Schnitt) von Schnitt zu Schnitt. Die radiale Dichte der k-Raum-Profile ist bei Schnitten höher, die sich näher an dem k-Raum-Zentrum (k_z=0) befinden, während die radiale Dichte der k-Raum-Profile bei Schnitten, die sich weiter von dem k-Raum-Zentrum entfernt befinden, geringer ist. Dieser Ansatz minimiert die Gesamt-Scanzeit während sie Oversampling (d. h. eine höhere radiale Samplingdichte, als sie nach dem Nyquist-Kriterium gefordert ist) in dem bild-energie-dominierenden zentralen k-Raum bereitstellt. Dies unterstützt die Anwendung der KWIC-Filtertechnik gemäß der Erfindung. Die radiale Samplingdichte kann zu der geringeren radialen Samplingdichte in den peripheren k-Raum-Bereichen hin graduell abnehmen. In den peripheren Bereichen kann die radiale k-Raum-Samplingdichte sogar unter dem Nyquist-Grenzwert liegen, ohne dass dies eine beträchtliche Auswirkung auf die Bildqualität hat.
Das bisher beschriebene Verfahren der Erfindung kann mittels einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden, die Folgendes aufweist: zumindest eine Haupt-Magnetspule zum Erzeugen eines homogenen, stabilen Magnetfelds B₀ innerhalb eines Untersuchungsvolumens; mehrere Gradientenspulen zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen innerhalb des Untersuchungsvolumens; zumindest eine Körper-RF-Spule zum Erzeugen von RF-Impulsen innerhalb des Untersuchungsvolumens und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Körper eines Patienten, der in dem Untersuchungsvolumen positioniert wird; eine Steuerungseinheit zum Steuern der zeitlichen Abfolge von RF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten; und eine Rekonstruktions-Einheit zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den erfassten MR-Signalen. Das Verfahren der Erfindung kann mit einer entsprechenden Programmierung der Rekonstruktions-Einheit und/oder Steuerungseinheit der MR-Vorrichtung implementiert werden.
Das Verfahren der Erfindung kann bei den meisten MR-Vorrichtungen vorteilhaft ausgeführt werden, die sich aktuell in klinischem Gebrauch befinden. Zu diesem Zweck muss lediglich ein Computerprogramm, mit dem die MR-Vorrichtung gesteuert wird, so verwendet werden, dass es die vorstehend erklärten Verfahrensschritte der Erfindung ausführt. Das Computerprogramm kann sich entweder auf einem Datenträger oder in einem Datennetzwerk befinden, so dass es zur Installation auf der Steuerungseinheit der MR-Vorrichtung heruntergeladen werden kann.
Figurenliste
Die beigefügten Zeichnungen offenbaren bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. Es sollte allerdings verstanden werden, dass die Zeichnungen allein zu Veranschaulichungszwecken entwickelt wurden und nicht als Definition der Grenzen der Erfindung. Bei den Zeichnungen zeigt

1 eine MR-Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens der Erfindung;
2 veranschaulicht schematisch das Stack-of-Stars-Erfassungsschema der Erfindung;
3 veranschaulicht schematisch eine weitere Ausführungsform des Stack-of-Stars-Erfassungsschemas der Erfindung;
4 veranschaulicht den Vorgang der Kontrastbestimmung gemäß der Erfindung als Blockdiagramm.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Unter Bezugnahme auf 1 ist eine MR-Vorrichtung 1 als Blockdiagramm gezeigt. Die Vorrichtung weist supraleitende oder resistive Haupt-Magnetspulen 2 auf, so dass ein im Wesentlichen homogenes, temporär konstantes Haupt-Magnetfeld B₀ entlang einer z-Achse durch ein Untersuchungsvolumen erzeugt wird. Die Vorrichtung weist ferner ein Set von Shim-Spulen 2' (1., 2. und - gegebenenfalls - 3. Grades) auf, wobei der der Stromfluss durch die einzelnen Shim-Spulen des Sets 2' zum Zweck der Minimierung von B₀-Abweichungen innerhalb des Untersuchungsvolumens steuerbar ist.
Ein System zur Magnetresonanzerzeugung und -manipulation wendet eine Reihe von RF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten an, um magnetische Kernspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz zu refokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich und anderweitig zu kodieren, Spins zu sättigen und dergleichen, um MR-Tomografie auszuführen.
Genau genommen wendet ein Gradientenverstärker 3 Strom-Impulse oder -Wellenformen auf ausgewählte Ganzkörper-Gradientenspulen 4, 5 und 6 entlang der x-, y- und z-Achsen des Untersuchungsvolumens an. Ein digitaler RF-Frequenz-Sender 7 sendet RF-Impulse oder Impuls-Pakete mittels eines Sende-/Empfangs-Schalters 8 zu einer Körper-RF-Spule 9, um RF-Impulse in das Untersuchungsvolumen zu senden. Eine typische MR-Tomografie-Sequenz besteht aus einem Paket von RF-Impuls-Segmenten von kurzer Dauer, die - gemeinsam mit jedem angewendeten Magnetfeldgradienten - eine ausgewählte Manipulation der Kernspintomografie-Signale erzielen. Die RF-Impulse werden verwendet, um zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung umzukehren, Resonanz zu refokussieren oder um Resonanz zu manipulieren und um einen Bereich eines in dem Untersuchungsvolumen positionierten Körpers 10 auszuwählen. Die MR-Signale werden außerdem von der Körper-RF-Spule 9 aufgefangen.
Zur Erzeugung von MR-Bildern von begrenzten Bereichen des Körpers 10 oder für eine Scan-Beschleunigung mittels paralleler Bildgebung ist ein Set von lokalen Array-RF-Spulen 11, 12, 13 zu dem für die Bildgebung ausgewählten Bereich benachbart platziert. Die Array-Spulen 11, 12, 13 können verwendet werden, um MR-Signale zu empfangen, die von Körperspulen-RF-Aussendungen induziert werden.
Die daraus resultierenden MR-Signale werden von der Körper-RF-Spule 9 und/oder von den Array-RF-Spulen 11, 12, 13 aufgefangen und von einem Empfänger 14 demoduliert, der bevorzugt einen Vor-Verstärker (nicht gezeigt) aufweist. Der Empfänger 14 ist mit den RF-Spulen 9, 11, 12 und 13 mittels dem Sende-/Empfänger-Schalter 8 verbunden.
Ein Hostcomputer 15 steuert die Shim-Spulen 2' sowie den Gradienten-Impuls-Verstärker 3 und den Sender 7, um irgendeins einer Vielzahl von MR-Tomografie-Sequenzen zu erzeugen, wie etwa Echo-Planar-Imaging (EPI), Echo-Volume-Imaging, Gradienten- und Spin-Echo-Bildgebung, schnelle Spin-Echo-Bildgebung und dergleichen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 14 eine einzelne oder zahlreiche MR-Datenlinien in rascher Abfolge, die jedem RF-Anregungsimpuls folgen. Ein Datenerfassungs-System 16 führt eine Analog-Digital-Wandlung der empfangenen Signale aus und wandelt jede MR-Datenlinie in ein digitales Format um, das für die weitere Verarbeitung geeignet ist. Bei modernen MR-Vorrichtungen ist das Datenerfassungs-System 16 ein separater Computer, der auf das Erfassen von Bildrohdaten spezialisiert ist.
Schließlich werden die digitalen Bildrohdaten von einem Rekonstruktions-Prozessor 17 zu einer Bildrepräsentation rekonstruiert, der eine Fourier-Transformation oder andere geeignete Rekonstruktions-Algorithmen, wie etwa SENSE oder GRAPPA, anwendet. Das MR-Bild kann einen planaren Schnitt durch den Patienten repräsentieren, ein Array von parallelen planaren Schnitten, ein dreidimensionales Volumen oder dergleichen. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher gespeichert. Dort kann Zugriff erfolgen für das Umwandeln von Schnitten, Projektionen oder anderen Bereichen der Bildrepräsentation in ein geeignetes Format zur Visualisierung, zum Beispiel mittels eines Videomonitors 18, der eine für Menschen lesbare Anzeige des entstandenen MR-Bilds angibt.
Der Hostcomputer 15 ist programmiert, um das Verfahren der hier vorstehend und im Folgenden beschriebenen Erfindung auszuführen.
2 veranschaulicht das k-Raum-Sampling der Stack-of-Stars-Bildgebung gemäß der Erfindung, wobei Echosignale unter Verwendung einer TSE-Bildgebungssequenz erfasst werden. Bei jedem von mehreren Shots, die eine räumlich nicht-selektive oder slab-selektive RF-Anregung aufweisen, wird eine Folge von Echosignalen erfasst, wobei jedes Echosignal ein k-Raum-Profil repräsentiert. Die Echosignale werden als radiale k-Raum-Profile zahlreicher (sieben in der Ausführungsform gemäß 2a) paralleler k-Raum-Schnitte 21, 22, 23, 24, 25, 26, 27 erfasst. Die Schnitte sind an verschiedenen Positionen entlang einer Schnittrichtung k_z angeordnet. In der k_z-Richtung wird kartesische Phasenkodierung durchgeführt, wobei die Echosignale innerhalb jedes einzelnen Schnitts entlang radialer ,Speichen‘ S1, S2, S3, S4, S5, S6, S7, S8 erfasst werden, die um das Zentrum (k_x=k_y=0) rotieren. Dies führt zu einer zylindrischen k-Raum-Reichweite, die aus gestapelten Scheiben besteht. Bei der abgebildeten Ausführungsform werden Phasenkodierungs-Schritte entlang der Schnittrichtung k_z sequenziell erfasst, bevor k-Raum-Profile an unterschiedlichen winkligen Positionen erfasst werden. Für die winklige Abfolge der Speichen S1-S8 wird das vorstehend beschriebene Schema des Goldenen Winkels eingesetzt. Der Winkel der Speichen wird jedes Mal um ΔΦ = 111.25° erhöht. Die verschiedenen Shots sind durch die Pfeile angezeigt, die in die negative k_z-Richtung zeigen. Erfolgreiches Erfassen der Phasenkodierungs-Schritte entlang der Schnittrichtung wird durchgeführt, bevor k-Raum-Profile an verschiedenen Positionen des Goldenen Winkels gesampelt werden. Dies ist erforderlich, um eine hohe Datenkonsistenz und allgemeine Bewegungs-Unempfindlichkeit sicherzustellen. Die Erfindung schlägt eine Abänderung des TSE-Kontrasts oder der TSE-Abfolge während der Erfassung der k-Raum-Speichen S1-S8 vor. Die Änderungen des TSE-Kontrasts können z. B. durch TSE-Echo-Shifting erzielt werden, wie es üblicherweise bei asymmetrischen TSE-Techniken verwendet wird. Die Änderungen des TSE-Kontrasts oder der TSE-Abfolge erzielt die Erfassung einer Sammlung verschiedener TSE-Kontraste in jedem k-Raum-Schnitt 21-27. Einzeln relaxationszeit-gewichtete MR-Bilder können z. B. unter Verwendung von iterativem SENSE, CS in Kombination mit KWIC-Filterung rekonstruiert werden. Die KWIC-Technik wählt die Abschnitte von nur denjenigen k-Raum-Speichen S1-S8, die die gewünschte T₂-Gewichtung aufweist, aus dem zentralen k-RaumBereich aus, der die erforderliche Information hinsichtlich des Bildkontrasts enthält. Durch dieses Filtern der k-Raum-Daten wird die Rekonstruktion eines MR-Bildes ermöglicht, das den gewünschten Relaxationszeit-Kontrast aufweist. Kontaminierungen durch unerwünschte Relaxationszeit-Gewichtungen sind auf die peripheren k-Raum-Bereiche beschränkt und sind dadurch in dem finalen MR-Bild stark verringert. Die Rekonstruktion des einzelnen Kontrasts kann verwendet werden, um den Relaxations-Zerfall (T₂) zu bestimmen und um eine entsprechende T₂-Abbildung abzuleiten. Eine T₂-Abbildung kann zum Beispiel durch pixelweise Bestimmung des Signal-Zerfalls bei den unterschiedlich T₂-gewichteten MR-Bildern erhalten werden. Die TSE-Daten können dann unter Verwendung des geschätzten Relaxations-Zerfalls ,ent-verschwommen‘ werden. Rein PD- und T₂-gewichtete MR-Bilder können aus der einzelnen Stack-of-Stars-Erfassung rekonstruiert werden. Basierend auf der Präferenz des Nutzers können auch gemischte Kontraste (T₂, PD) synthetisiert werden.
Bei der Ausführungsform, die in 3 veranschaulicht ist, wird das k-Raum-Sampling auch gemäß einem Stack-of-Stars-Schema durchgeführt. Die nach unten gerichteten Pfeile geben aufeinander folgende Shots A, B, C, D der verwendeten Multi-Echo-Bildgebungssequenz an. Die radialen k-Raum-Profile werden aus fünf parallelen k-Raum-Schnitten 21-25 erfasst. Phasenkodierungs-Schritte entlang der Schnittrichtung k_z werden sequenziell erfasst, bevor k-Raum-Profile an unterschiedlichen winkligen Positionen erfasst werden. Die Änderungen des TSE-Kontrasts pro k-Raum-Schnitt wird in dieser Ausführungsform erzielt, indem das Erfassen bei jedem Shot bei einem anderen Schnitt begonnen wird. Shot A beginnt die Erfassung bei Schnitt 21, schreitet dann sequenziell mit den Schnitten 22-25 fort und mit dem letzten Echo von Shot A wird schließlich eine weitere k-Raum-Speiche in einer anderen winkligen Position aus Schnitt 21 erfasst. Shot B beginnt dann bei Schnitt 22 und erfasst zyklisch die Schnitte 23-25 und 21-23. Das Schema wird über weitere Shots C und D aufrechterhalten. Diese Änderungen des TSE-Kontrasts erzielen die Erfassung einer Sammlung verschiedener TSE-Kontraste in jedem k-Raum-Schnitt 21-25, so dass einzeln relaxationszeit-gewichtete MR-Bilder rekonstruiert werden können.
4 veranschaulicht das Verfahren der Erfindung schematisch. Nach dem Erfassen der vollständigen k-Raum-Daten mit mehreren Shots der Bildgebungssequenz mit den verschiedenen Relaxationszeit-Gewichtungen in Schritt 31, werden in Schritt 32 Bewegungen geschätzt und korrigiert, indem unter Verwendung geeigneter Ähnlichkeitsmaße Bilder mit niedriger Auflösung aus den Einzelshot-Daten rekonstruiert werden. Anschließend werden einzelne MR-Bilder 33a-e mit entsprechend unterschiedlichen Kontrasten rekonstruiert. Die bezogenen Kontrastgewichtungen werden in Schritt 34 mit einem Kontrastmodell gefittet, um die Relaxations-Gewichtung der erfassten Signale zu schätzen. Die erfassten Echosignale werden dann in Schritt 35 dem Kontrastmodell entsprechend kompensiert, um Unschärfe erzeugende Artefakte in den finalen MR-Bildern zu verringern. Reine Kontrastbilder (z. B. ein T₂-gewichtetes MR-Bild und ein protonendichte-gewichtetes MR-Bild) werden dann in Schritt 39 aus den kompensierten MR-Signaldaten rekonstruiert. Zusätzlich wird als Ergebnis des Fitting-Vorgangs in Schritt 36 eine Kontrastabbildung (T₂-Abbildung) erhalten. In Schritt 37 wird eine Präferenz des Nutzers hinsichtlich des gewünschten Kontrasts eingegeben. Auf dieser Basis werden in Schritt 38 MR-Bilder mit einem entsprechend synthetisierten kombinierten Kontrast aus den Echosignalen rekonstruiert.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

WO 2013/159044 A1 [0006]

Claims

Verfahren zur MR-Tomografie eines Objekts (10), das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung (1) positioniert wird, wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist: a) Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt (10) mehreren Shots einer Multi-Echo-Bildgebungssequenz unterzogen wird, die RF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten aufweist, wobei bei jedem Shot eine Folge von Echosignalen erzeugt wird; b) Erfassen der Echosignale gemäß einem Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Schema, wobei die Echosignale als radiale oder spiralförmige k-Raum-Profile (S1-S12) erfasst werden, die an verschiedenen Positionen entlang einer Schnittrichtung im k-Raum angeordnet sind, wobei Echosignale aus verschiedenen k-Raum-Schnitten bei jedem Shot der Bildgebungssequenz erfasst werden, wobei das Erfassen bei jedem Shot bei einem anderen Schnitt begonnen wird, und wobei die Echosignale aus jedem k-Raum-Schnitt mit unterschiedlichen Relaxationszeit-Gewichtungen erfasst werden; und c) Rekonstruieren von zumindest einem MR-Bild mit gewünschtem Kontrast aus den erfasste Echosignalen unter Verwendung eines k-Raum-gewichteten Bildkontrast-(KWIC-) Filters.
Verfahren gemäß Anspruch 1, wobei Relaxationszeit-Abbildungen aus den erfassten Echosignalen abgeleitet werden, wobei Variationen bei den erfassten Echosignalen gemäß der abgeleiteten Relaxationszeit-Abbildungen kompensiert werden.
Verfahren gemäß Anspruch 1 oder 2, wobei die Bildgebungssequenz eine Turbo-Spin-Echo- (TSE-) Sequenz oder eine Turbo-Field-Echo- (TFE-) oder eine Balanced (Turbo-) Field-Echo-Sequenz oder eine Echo-Planar-Imaging- (EPI) Sequenz oder eine GRASE-Sequenz ist.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Relaxationszeit-Gewichtung mittels Variation der Erfassungsabfolge der k-Raum-Profile (S1-S12) in der Schnittrichtung von Shot zu Shot variiert wird.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Relaxationszeit-Gewichtung mittels Variation des Echo-Shifting der Echosignale variiert wird.
Verfahren gemäß Anspruch 5, wobei ein Dixon Rekonstruktions-Algorithmus verwendet wird, um Beiträge von Wasser- und Fett zu den erfassten Echosignalen zu trennen.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei eine T₁-Abbildung und/oder eine T₂-Abbildung und/oder eine T₂*-Abbildung und/oder eine B₀-Abbildung und/oder eine Wasser-Abbildung und/oder eine Fett-Abbildung und/oder eine Suszeptibilitäts-Abbildung aus den erfassten Echosignalen abgeleitet werden.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei zumindest ein T₂-gewichtetes MR-Bild und/oder zumindest ein T₁-gewichtetes MR-Bild und/oder zumindest ein protonendichte-gewichtetes MR-Bild aus den erfassten Echosignalen rekonstruiert werden.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei zumindest ein MR-Bild mit einem kombinierten T₂-gewichteten, protonendichte-gewichteten und/oder T₁-gewichteten Kontrast aus den erfassten Echosignalen synthetisiert wird.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die MR-Tomografie-Sequenz ein Flip-Angle-Sweep der RF-Impulse einbezieht, wobei der Flipwinkel, der jedem erfassten Echosignal zugeordnet ist, bei der Rekonstruktion von zumindest einem MR-Bild berücksichtigt wird.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei MR-Bilder mit niedriger Auflösung, die aus Echosignalen rekonstruiert sind, die aus dem zentralen k-Raum erfasst werden, miteinander verglichen werden, um Verschiebungen und Phasenfehler zu kompensieren, die durch Bewegungen des Patienten verursacht werden.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 11, wobei ein Verfahren zur Ähnlichkeitsmessung, wie etwa Kreuzrelation und/oder normalisierte Transinformation, verwendet wird, um die MR-Bilder mit niedriger Auflösung zueinander auszurichten.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei die radiale Dichte der k-Raum-Profile (S1-S12) als eine Funktion der Schnittposition im k-Raum variiert wird, wobei die radiale Dichte an zentraleren k-Raum-Positionen höher ist und an periphereren k-Raum-Positionen geringer ist.
MR-Vorrichtung, die Folgendes aufweist: zumindest eine Haupt-Magnetspule (2) zum Erzeugen eines homogenen, stabilen Magnetfelds B₀ innerhalb eines Untersuchungsvolumens; mehrere Gradientenspulen (4, 5, 6) zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen innerhalb des Untersuchungsvolumens; zumindest eine RF-Spule (9) zum Erzeugen von RF-Impulsen innerhalb des Untersuchungsvolumens und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Objekt (10), das in dem Untersuchungsvolumen positioniert wird; eine Steuerungseinheit (15) zum Steuern der zeitlichen Abfolge von RF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten; und eine Rekonstruktions-Einheit (17) zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen, wobei die MR-Vorrichtung (1) ausgebildet ist, um die folgenden Schritte auszuführen: a) Erzeugen von MR-Signalen, indem das Objekt (10) mehreren Shots einer Multi-Echo-Bildgebungssequenz unterzogen wird, die RF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten aufweist, wobei bei jedem Shot eine Folge von Echosignalen erzeugt wird; b) Erfassen der Echosignale gemäß einem Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals-Schema, wobei die Echosignale als radiale oder spiralförmige k-Raum-Profile (S1-S12) erfasst werden, die an verschiedenen Positionen entlang einer Schnittrichtung im k-Raum angeordnet sind, wobei Echosignale aus verschiedenen k-Raum-Schnitten bei jedem Shot der Bildgebungssequenz erfasst werden, wobei das Erfassen bei jedem Shot bei einem anderen Schnitt begonnen wird, und wobei die Echosignale aus jedem k-Raum-Schnitt mit unterschiedlichen Relaxationszeit-Gewichtungen erfasst werden; und c) Rekonstruieren von zumindest einem MR-Bild mit gewünschtem Kontrast aus den erfasste Echosignalen unter Verwendung eines k-Raum-gewichteten Bildkontrast-(KWIC-) Filters.
Computerprogramm zur Ausführung auf einer MR-Vorrichtung, wobei das Computerprogramm Anweisungen aufweist zur/zum: a) Erzeugen mehrerer Shots einer Multi-Echo-Bildgebungssequenz, die RF-Impulse und geschaltete Magnetfeldgradienten aufweist; b) Erfassen der Echosignale gemäß einem Stack-of-Stars- oder Stack-of-Spirals Schema, wobei die Echosignale als radiale oder spiralförmige k-Raum-Profile (S1-S21) erfasst werden, die an verschiedenen Positionen entlang einer Schnittrichtung im k-Raum angeordnet sind, wobei Echosignale aus verschiedenen k-Raum-Schnitten bei jedem Shot der Bildgebungssequenz erfasst werden, wobei das Erfassen bei jedem Shot bei einem anderen Schnitt begonnen wird, und wobei die Echosignale aus jedem k-Raum-Schnitt mit unterschiedlichen Relaxationszeit-Gewichtungen erfasst werden; und c) Rekonstruieren von zumindest einem MR-Bild mit gewünschtem Kontrast aus den erfassten Echosignalen unter Verwendung eines k-Raum-gewichteten Bildkontrast-(KWIC-) Filters.