DE102020212272A1

DE102020212272A1 - Echo-spezifische k-Raum-Abtastung bei Multi-Echo-Sequenzen

Info

Publication number: DE102020212272A1
Application number: DE102020212272.5A
Authority: DE
Inventors: Michael Köhler
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2020-09-29
Filing date: 2020-09-29
Publication date: 2022-03-31
Also published as: US11762048B2; US20220099771A1

Abstract

Die Erfindung betrifft Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts, eine Magnetresonanzvorrichtung und ein Computerprogrammprodukt zur Durchführung des Verfahrens.Gemäß dem Verfahren wird eine Bildgebungssequenz in einen Untersuchungsbereich eingestrahlt, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet. Dabei umfasst die Bildgebungssequenz einen Erfassungsabschnitt, wobei der Erfassungsabschnitt ein Erfassen mehrerer Echosignale umfasst, die jeweils einen k-Raum-Bereich, insbesondere eine k-Raum-Zeile, eines k-Raums abtasten. Dabei umfassen die mehreren Echosignale mehrere erste Echosignale, insbesondere FID-Echosignale, und mehrere zweite Echosignale, insbesondere stimulierte Echosignale, wobei die ersten Echosignale und die zweiten Echosignalen aus verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen erzeugt werden. Die durch die mehreren ersten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche tasten den k-Raum in einer anderen Reihenfolge, insbesondere anderen zeitlichen Reihenfolge, ab als die durch die mehreren zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche.

Description

Die Erfindung betrifft Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts, eine Magnetresonanzvorrichtung und ein Computerprogrammprodukt zur Durchführung des Verfahrens.
In der Medizintechnik zeichnet sich die Bildgebung mittels Magnetresonanz (MR), auch Magnetresonanztomographie (MRT, engl. Magnetic Resonance Imaging, MRI) genannt, durch hohe Weichteilkontraste aus. Hierbei werden mit Hilfe einer Magnetresonanzvorrichtung hochfrequente (HF, engl. radiofrequency, RF) Pulse zur Erzeugung eines HF-Feldes (auch B₁-Feld genannt) und Gradientenpulse zur Erzeugung eines magnetischen Feldgradienten in einen Untersuchungsbereich, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet, eingestrahlt. Dadurch werden im Patienten Echosignale (oftmals auch Magnetresonanzsignale genannt) ausgelöst, die von der Magnetresonanzvorrichtung als Messdaten empfangen werden können. Die Echosignale sind vorzugsweise ortskodiert, so dass sie zur Rekonstruktion von Magnetresonanzabbildungen verwendet werden können.
Multi-Echo-Sequenzen können insbesondere MR-Sequenzen sein, bei denen durch die Einstrahlung eines HF-Pulses nicht noch ein, sondern mehrere Echosignale ausgelöst werden. Insbesondere wenn mehrere Echosignale, die zwar von einem HF-Puls herrühren, aber eine unterschiedliche Magnetisierungshistorie aufweisen, können bei einer gemeinsamen Rekonstruktion und/oder Auswertung dieser Echosignale Artefakte auftreten. Als Aufgabe der vorliegenden Erfindung kann angesehen werden, solche Artefakte zu reduzieren.
Die Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den abhängigen Ansprüchen beschrieben.
Demnach wird ein Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts vorgeschlagen. Hierbei wird eine Bildgebungssequenz in einen Untersuchungsbereich eingestrahlt, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet. Dabei umfasst die Bildgebungssequenz einen Erfassungsabschnitt, wobei der Erfassungsabschnitt ein Erfassen mehrerer Echosignale umfasst, die jeweils einen k-Raum-Bereich, insbesondere eine k-Raum-Zeile, eines k-Raums abtasten. Dabei umfassen die mehreren Echosignale mehrere erste Echosignale und mehrere zweite Echosignale, wobei die ersten Echosignale und die zweiten Echosignalen aus verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen erzeugt werden. Insbesondere variieren die ersten Echosignale gegenüber den zweiten Echosignalen aufgrund der verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen während der Erfassung unterschiedlich. Die durch die mehreren ersten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche tasten den k-Raum in einer anderen Reihenfolge, insbesondere anderen zeitlichen Reihenfolge, ab als die durch die mehreren zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche.
Die ersten Echosignale können beispielsweise FID-Echosignale sein, während die zweiten Echosignale stimulierte Echosignale sind. Eine Ausführungsform sieht vor, dass das FID-Echosignal vor dem stimulierten Echosignal erfasst wird. Eine weitere Ausführungsform sieht vor, dass das stimulierte Echosignal vor dem FID-Echosignal erfasst wird.
Ferner können die mehreren Echosignale neben den mehreren ersten Echosignalen und den mehreren zweiten Echosignal noch weitere Echosignale umfassen, z.B. mehrere dritte Echosignale, mehrere vierte Echosignale etc., die jeweils aus verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen erzeugt werden. Es ist auch denkbar, dass noch weitere Echosignale erfasst werden, die aus den gleichen Magnetisierungs-Konfigurationen erzeugt werden wie das erste, zweite, dritte oder vierte Echosignal.
Die Begriffe „erste“, „zweite“, „dritte“ oder „vierte“ kennzeichnen nicht die zeitliche Reihenfolge der Erfassung der Echosignale, sondern dienen lediglich zur Unterscheidung unterschiedlicher Echosignaltypen.
Die Reihenfolge ist vorzugsweise so gewählt, dass etwaige Artefakte eines Bildes, das aus den ersten Echosignalen rekonstruiert wird, etwaigen weiteren Artefakten, das aus den zweiten Echosignalen rekonstruiert wird, angeglichen werden. Insbesondere kann die die Reihenfolge so gewählt werden, dass die Signale der einzelnen Echos maximiert werden. Durch die echo-spezifische Reihenfolge können vorteilhafterweise bei einer gemeinsamen Rekonstruktion und/oder Auswertung der ersten Echosignale mit den zweiten Echosignalen Artefakte reduziert werden. Insbesondere können etwaige, möglicherweise nicht vermeidbare, Artefakte in den jeweiligen Echosignaltypen (erstes Echosignal einerseits, zweites Echosignal andererseits) so aufeinander abgestimmt werden, dass sie sich bei gemeinsamer Auswertung im Ergebnis weniger niederschlagen.
Das Untersuchungsobjekt ist beispielsweise ein menschlicher oder tierischer Patient. Die Magnetresonanzuntersuchung wird vorzugsweise mit Hilfe einer Magnetresonanzvorrichtung durchgeführt. Die Magnetresonanzvorrichtung kann insbesondere eine Hochfrequenzantenneneinheit zur Erzeugung von HF-Pulsen und/oder eine Gradientenspuleneinheit zur Erzeugung von Gradientenpulsen umfassen. Mit Hilfe der Hochfrequenzantenneneinheit und/oder der Gradientenspuleneinheit kann insbesondere die Bildgebungssequenz in den, insbesondere zylinderförmig ausgebildeten, Untersuchungsbereich eingestrahlt werden. Vorzugsweise umgeben ein Hauptmagnet, die Gradientenspuleneinheit und/oder die Hochfrequenzantenneneinheit den Untersuchungsbereich.
Der k-Raum ist vorzugsweise ein zwei- oder dreidimensionales Datenmodell aus gemessenen Rohdaten, insbesondere Echosignalen. Beispielsweise ist der k-Raum identisch mit einer Rohdatenmatrix, die zeilenweise aufgefüllt bzw. abgetastet wird. Die Achsen des k-Raums können beispielsweise als kx und ky bezeichnet werden. Die Datenpunkte der innerhalb dieser Achsen liegenden Ebene können insbesondere Ortsfrequenzen darstellen. Beispielsweise können durch eine Fouriertransformation Ortsfrequenzdaten in Bilddaten umgewandelt werden.
Die mehreren ersten Echosignale werden vorzugsweise nacheinander erfasst. Beispielsweise wird zuerst ein erstes der mehreren ersten Echosignale erfasst, dann ein zweites usw. Insbesondere weisen die mehreren ersten Echosignale eine erste Magnetisierungs-Konfiguration auf. Ebenso werden die mehreren zweiten Echosignale vorzugsweise nacheinander erfasst. Beispielsweise wird zuerst ein erstes der mehreren zweiten Echosignale erfasst, dann ein zweites usw. Insbesondere weisen die mehreren zweiten Echosignale eine zweite Magnetisierungs-Konfiguration auf, die sich von der ersten Magnetisierungs-Konfiguration unterscheidet. Um unterschiedliche Magnetisierungs-Konfigurationen zu erzeugen, kann die Bildgebungssequenz neben dem Erfassungsabschnitt insbesondere einen vorangehenden Präparationsabschnitt umfassen.
Die Bildgebungssequenz, insbesondere der Erfassungsabschnitt, kann einen Echozug, insbesondere einen Gradientenechozug, mit mehreren aufeinanderfolgenden Elementen umfassen. In jedem Element kann insbesondere jeweils eines der mehreren ersten Echosignale und eines der mehreren zweiten Echosignale erfasst werden.
Der Erfindung liegt insbesondere die Erkenntnis zugrunde, dass Artefakte und Signalvariationen bei Multiecho-Sequenzen die einzelnen Echos unterschiedlich betreffen können. Eine mögliche Ursache für Artefakte ist eine Variation einer transversalen Magnetisierung während eines Echozugs der Bildgebungssequenz, insbesondere der Erfassungssequenz, und/oder während einer schnellen MR-Sequenz. Insbesondere kann die Variation der transversalen Magnetisierung durch eine Variation einer longitudinalen Magnetisierung hervorgerufen werden, indem die transversale Magnetisierung durch Einstrahlen eines HF-Pulses aus der variierenden longitudinalen Magnetisierung erzeugt wird. Betrachtet sei hier die Variation der transversalen Magnetisierung, die in den verschiedenen Elementen des Echozugs zur Erzeugung der Echos genutzt wird und die über diese Elemente hinweg variiert. Diese Problematik betrifft vor allem MR-Sequenzen, in denen die Magnetisierungskomponenten sich nicht oder nicht vollständig in einem stationären Zustand (engl. steady state) befinden. Mithin betrifft es z.B. Einzelschuss-Verfahren (engl. single shot), bei denen es vor allem zu Beginn der Echozüge eine Variation der Magnetisierungskomponenten gibt. Die Variationen können insbesondere durch Relaxationseffekte oder Sättigungseffekte hervorgerufen werden.
Insbesondere wurde erkannt, dass eine Variation der transversalen Magnetisierung zu verschiedenen Artefakten führen kann. Beispielsweise werden bei einer schnellen auf Gradientenechos basierenden Sequenz üblicherweise in jedem Element, insbesondere nach jedem HF-Puls, die Daten für eine k-Raum-Zeile akquiriert. Dabei werden klassischerweise die k-Raum-Zeilen einer Schicht direkt hintereinander gemessen. Besteht nun während der Messung der äußeren k-Raum-Zeilen (entsprechend höheren räumlichen Frequenzen) geringere transversale Magnetisierung als während der Messung der zentralen k-Raum-Zeilen (entsprechend kleinere räumliche Frequenzen), so kann dies nach Durchführung einer Fouriertransformation zu einer Verschmierung (engl. blurring) in Phasenkodierrichtung führen. Umgekehrt, also bei größerer Magnetisierung in den äußeren k-Raum-Zeilen, kann auch eine Kanten-Überhöhung auftreten.
Diese Erfindung betrifft vorzugsweise Multiecho-Sequenzen, bei denen in jedem Element eines Echozuges, und damit insbesondere nach jedem Auslese-HF-Puls des jeweiligen Elements, mehrere (z.B. zwei) Echosignale gemessen werden. Dabei kann es zu der Problematik kommen, dass die verschiedenen Echos unterschiedlich über den Verlauf des Echozuges variieren. Dies kann verschiedene Gründe haben: Beispielsweise können die verschiedenen Echos aus verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen erzeugt werden oder die verschiedenen Echos können durch verschiedene chemische Komponenten (z.B. Fett oder Wasser) dominiert werden, die wegen unterschiedlicher Relaxationszeiten eine verschiedene Variation über den Echozug aufweisen.
Beispielsweise werden FID-Echosignale aus einer anderen Magnetisierungs-Konfiguration erzeugt als stimulierte Echosignale. Dadurch, dass die durch die mehreren FID-Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche den k-Raum in einer anderen Reihenfolge abtasten als die durch die mehreren stimulierten Echos abgetasteten k-Raum-Bereiche, kann die unterschiedliche Variation der FID-Echosignale gegenüber den stimulierten Echosignalen über den Verlauf der Erfassung dieser Echosignale berücksichtigt werden. Vorteilhafterweise können somit Artefakte reduziert werden.
Beispielsweise umfasst der Erfassungsabschnitt N Elemente, wobei N insbesondere eine Anzahl der aufzunehmender k-Raum-Zeilen ist. In jedem Element des Echozuges werden vorzugsweise mindestens 2 Echos mit unterschiedlicher Magnetisierungs-Konfiguration refokussiert: beispielsweise mindestens ein stimuliertes Echo (welches beispielsweise aus einer in einem Präparationsabschnitt präparierten longitudinalen Magnetisierung erzeugt wird) sowie mindestens ein „normales“ Gradientenecho, welches auch als „FID“ (free induction decay) betrachtet werden kann und dessen Phasenlage nicht im Präparationsabschnitt präpariert wurde. Somit ist es beispielsweise möglich, mit nur einem Präparationsabschnitt die B₀-Karte (engl. B₀ map) für eine ganze Schicht zu ermitteln.
Das stimulierte Echo weist vorteilhafterweise eine andere Historie (bzw. präparierte Magnetisierung) und damit ein anderes Signalverhalten auf als das „normale“ Gradientenecho (FID). Eine etwaige vorher präparierte longitudinale Magnetisierung relaxiert im Verlauf des Echozugs, wodurch die durch die HF-Pulse erzeugte transversale Magnetisierung ebenfalls im Verlaufe des Echozugs sinkt. Es sinkt während des Echozugs also die Magnetisierungskomponente, die für die Bildung des stimulierten Echos zur Verfügung steht. Dagegen steigt der Anteil der unpräparierten longitudinalen Magnetisierung, aus der das FID-Echosignals gebildet wird, im Verlauf des Echozugs an, was entsprechend zu einem Anstieg der durch die HF-Pulse erzeugten transversalen Magnetisierung führen kann. Dadurch kann es vorkommen, dass die aus den verschiedenen Echos rekonstruierten Datensätze bzw. Bilder verschiedene Artefakte zeigen.
Vorzugsweise umfasst der Erfassungsabschnitt ferner ein Einstrahlen mehrerer Gradientenpulse in einer Phasenkodierrichtung, die geeignet sind, die durch die Echosignale abzutastenden k-Raum-Bereiche einzustellen. Vorteilhafterweise wird dadurch ermöglicht, dass die durch die ersten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche den k-Raum in einer anderen Reihenfolge abtasten als die durch die mehreren zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche.
Durch Gradientenpulse können magnetische Feldgradienten in dem Untersuchungsbereich erzeugt werden. Werden die Feldgradienten in der Phasenkodierrichtung angelegt, so kann vorteilhafterweise dadurch die Lage eines daraufhin abzutastenden k-Raum-Bereichs eingestellt werden.
Vorzugsweise umfassen die mehreren Gradientenpulse in der Phasenkodierrichtung Gradientenpulse, die zwischen der Erfassung eines der mehreren ersten Echosignale und der Erfassung eines der mehreren zweiten Echosignale eingestrahlt werden, so dass sich die Lage der durch diese beiden Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche unterscheidet. Dabei werden vorzugsweise diese beiden Echosignale innerhalb desselben Elements eines Echozuges erfasst.
Vorzugsweise ist die Reihenfolge der durch die ersten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche dadurch gekennzeichnet, dass sich deren Abstand vom k-Raum-Zentrum im Laufe der Erfassung der ersten Echosignale verringert. Eine solche Reihenfolge kann insbesondere durch eine antizentrische Neuordnung (engl. anti-centric reordering) der abzutastenden k-Raum-Bereiche erzeugt werden. Im Folgenden wird für den Begriff „Neuordnung“ auch der Begriff „Reordering“ verwendet.
Vorzugsweise ist die Reihenfolge der durch die zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Zeilen dadurch gekennzeichnet, dass sich deren Abstand vom k-Raum-Zentrum im Laufe der Erfassung der zweiten Echosignale vergrößert. Eine solche Reihenfolge kann insbesondere durch eine zentrische Neuordnung (engl. centric reordering) der abzutastenden k-Raum-Bereiche erzeugt werden.
Insbesondere verringert bzw. vergrößert sich der Abstand zum k-Raum-Zentrum sukzessive und/oder nacheinander. Das bedeutet nicht notwendigerweise, dass sich Abstand stetig verringert bzw. vergrößert, also dass jeder nachfolgende Abstand kleiner bzw. größer sein muss als der vorangehende. Es ist also durchaus denkbar, dass zwei direkt aufeinanderfolgende Abstände gleich groß sind. Beispielsweise verringert bzw. vergrößert sich ein rollierender Mittelwert der Abstände von zehn direkt aufeinanderfolgenden ersten bzw. zweiten Echosignalen in stetiger Weise.
Herkömmlich ist, dass für beide Echotypen, also für das erste Echosignal und das zweite Echosignal, dieselbe Neuordnung angewendet wird. Beispiele für Reordering. Um beispielsweise eine B₁-Karte zu erstellen, kann es vorteilhaft sein, sowohl für ein FID-Echosignal als auch für ein stimulierte Echosignal eine zentrische Neuordnung anzuwenden, d.h. die zentralen k-Raum-Zeilen werden zuerst gemessen. Für die Berechnung einer B₁-Karte, die aus den Magnitudenverhältnissen der beiden Datensätze berechnet wird, ist dies vorteilhaft zur Minimierung der durch T₁-Effekte hervorgerufenen Verfälschung der berechneten B₁-Werte. Auch zur Berechnung einer B₀-Karte, die vorzugsweise aus den Phasendifferenzen der beiden Datensätze berechnet wird, kann dies vorteilhaft sein, um das Signal-zu-Rauschverhältnis des stimulierten Echos zu maximieren. Die zentralen k-Raum-Zeilen des stimulierten Echos werden in dem Fall aufgenommen, während die dafür zur Verfügung stehende Magnetisierung maximal ist. Das Bild, das aus dem stimulierten Echo rekonstruiert wird und dessen Magnetisierung im Laufe des Echozuges abnimmt, weist dann üblicherweise eine Verschmierung (engl. blurring) in Phasenkodierrichtung auf, während der Datensatz des FID-Echosignals, dessen Magnetisierung im Laufe des Echozuges zunimmt, eine Kantenüberhöhung und Ghosting der Kanten in Phasenkodierrichtung aufweisen kann. Beide Effekte können dazu beitragen, dass aus den Datensätzen berechnete Karten, wie B₁- und B₀-Karten, in besonderem Maße durch Artefakte verfälscht sind. Ein weiteres Problem der zentrischen Neuordnung ergibt sich: Auch wenn das Signal der zentralen k-Raum-Zeilen des stimulierten Echosignals dadurch maximiert wird, werden die zentralen k-Raum-Zeilen des FID-Echosignals gemessen, während sich dessen Magnetisierung im Minimum befindet. Das wirkt sich negativ auf das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des aus dem FID-Echosignal rekonstruierten Bildes aus.
Durch die vorgeschlagene echo-spezifische Reihenfolge der durch die ersten und zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche kann die Qualität daraus erzeugter Karten, insbesondere einer B₀-Karte, verbessert werden.
Insbesondere kann durch unterschiedliche Neuordnung für das stimulierte Echosignal und das FID-Echosignal erreicht werden, dass die Artefakte der beiden Echos ähnlicher werden: Wenn die zentralen k-Raum-Zeilen beider Echos dann gemessen werden, wenn das Maximum der Magnetisierung zur Verfügung steht, wird sich in den Bildern beider Echos eine Verschmierung in Phasenkodierrichtung zeigen. In den aus den beiden Echos berechneten Daten, z.B. eine B₀-Karte, kann die Ähnlichkeit der Artefakte vorteilhaft sein, da sich dann z.B. Kantenartefakte nicht mehr in dem sonst üblichen Maße verstärken. Zudem ergibt sich aus der zentrisch/antizentrisch-Kombination der Vorteil, dass das Signal-zu-Rausch-Verhältnis sowohl des stimulierten Echosignals als auch des FID-Echosignals gleichzeitig maximiert werden. Bei einer zentrischen Aufnahme für beide Echos wäre diese Maximierung nur für das stimulierte Echosignal erreicht. Dadurch kann insbesondere ein Flipwinkel von HF-Pulsen in einem etwaigen Präparationsabschnitt erhöht werden, ohne dass das Signal des FID zu stark darunter leidet.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass der Erfassungsabschnitt ferner ein Einstrahlen mehrerer Auslese-HF-Pulse umfasst, wobei jeder der mehreren Auslese-HF-Pulse geeignet ist, zumindest eines der mehreren ersten Echosignale und/oder zumindest eines der mehreren zweiten Echosignale auszulösen.
Vorteilhafterweise können aus verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen der ersten und zweiten Echosignale mit nur einem Auslese-HF-Pulse verschiedene Informationen gewonnen werden.
Beispielsweise umfassen die mehreren Auslese-HF-Pulse zumindest einen ersten Auslese-HF-Puls und einen zweiten Auslese-HF-Puls, wobei der erste Auslese-HF-Puls vor dem zweiten Auslese-HF-Puls eingestrahlt wird. Beispielsweise werden ein erstes FID-Echosignals und ein erstes stimuliertes Echosignal nach dem ersten Auslese-HF-Puls erfasst. Beispielsweise wird ein zweites FID-Echosignals und ein zweites stimuliertes Echosignals nach dem zweiten Auslese-HF-Puls erfasst.
Beispielsweise wird mit dem ersten FID-Echosignal eine erste k-Raum-Zeile abgetastet und mit dem zweiten FID-Echosignal ein zweite k-Raum-Zeile. Beispielsweise wird mit dem ersten stimulierten Echosignal eine dritte k-Raum-Zeile abgetastet und mit dem zweiten stimulierten Echosignal eine vierte k-Raum-Zeile. Beispielsweise weist die erste k-Raum-Zeile einen größeren Abstand zum k-Raum-Zentrum auf als die zweite k-Raum-Zeile. Beispielsweise weist die dritte k-Raum-Zeile einen kleineren Abstand zum k-Raum-Zentrum auf als die vierte k-Raum-Zeile.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass die Bildgebungssequenz ferner einen dem Erfassungsabschnitt vorangehenden Präparationsabschnitt umfasst, wobei durch den Präparationsabschnitt eine Phasenlage der mehreren zweiten Echosignale präpariert wird.
Insbesondere kann der Präparationsabschnitt ein Einstrahlen von zumindest zwei Präparations-HF-Pulsen umfassen. In dem Präparationsabschnitt wird vorteilhafterweise eine longitudinale Magnetisierung präpariert. Vorzugsweise wird eine zudem erzeugte transversale Magnetisierung durch einen Spoiler-Gradientenpuls nach dem letztem, insbesondere dem zweiten, der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse innerhalb des Präparationsabschnitts dephasiert.
Üblicherweise umfasst das Verfahren zudem ein Erzeugen eines Hauptmagnetfelds während der Bildgebungssequenz und ein Ableiten einer Karte aus den ersten Echosignalen und den zweiten Echosignalen umfasst. Die Karte kann insbesondere eine B₀-Karte sein, die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds angibt.
Das Hauptmagnetfeld wird vorzugsweise mittels eines, insbesondere supraleitenden, Hauptmagneten erzeugt. Das Hauptmagnetfeld wird insbesondere im Untersuchungsbereich erzeugt.
Die B₀-Karte kann beispielsweise dazu verwendet werden, um Shim-Ströme patientenspezifisch zu optimieren, eine lokale Resonanzfrequenz zu ermitteln oder Bild-Korrekturverfahren durchzuführen.
Die Magnetresonanzvorrichtung umfasst vorzugsweise auch eine Auswerteeinheit, die zum Ableiten einer B₀-Karte ausgebildet ist. Die Auswerteeinheit umfasst dazu vorzugsweise einen oder mehrere Prozessoren und/oder einen elektronischen Speicher.
Sie kann insbesondere Bestandteil einer Systemsteuereinheit sein.
Klassischerweise verwendet man zur Erzeugung einer B₀-Karte MR-Sequenzen mit mehreren, meistens zwei, Echosignalen, aus deren Phasendifferenz eine räumliche Verteilung der Resonanzfrequenz berechnet wird. Da die Resonanzfrequenz wiederum proportional zur B₀-Feldstärke ist, erhält man daraus eine B₀-Karte. Im einfachen und üblicherweise angewendeten Fall werden zwei Echosignale gemessen (z.B. in einer Gradientenecho-Sequenz), deren Echozeiten sich um ΔTE unterscheiden. Nach Rekonstruktion der zu den beiden Echosignale gehörenden Messdaten wird aus deren Phasendifferenz ΔΦ die Resonanzfrequenz f bzw. die B₀-Feldstärke wie folgt berechnet: $B_{0} = \frac{2 π ƒ}{γ}; ƒ = \frac{Δ Φ}{2 π Δ TE}$
Hierbei ist γ das gyromagetische Verhältnis.
Die Resonanzfrequenz f bzw. die B₀-Karte kann aus den gemessenen Phasendifferenzen gemäß Gl. 1 berechnet werden, indem dort ΔTE durch eine effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff ersetzt wird. Diese effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff bezeichnet hier vorzugsweise die Differenz der Zeiträume, während deren das erste Echosignal und das zweite Echosignal, insbesondere die Signale der des FID-Echos und des stimulierten Echos, durch Off-Resonanz jeweils eine Phase akkumulieren. Off-Resonanz bezeichnet hier eine Abweichung einer tatsächlichen Resonanzfrequenz von einer gewünschten Resonanzfrequenz. Die gewünschte Resonanzfrequenz entspricht üblicherweise einer verwendeten MR-Systemfrequenz, bei der die Magnetresonanzvorrichtung arbeitet. Die MR-Systemfrequenz kann insbesondere für jede Messung neu eingestellt werden. Eine Off-Resonanz besteht beispielsweise, wenn an einem gewissen Ort für eine gewisse chemische Komponente (also z.B. in Fett oder Wasser gebundene Protonen) die tatsächliche Resonanzfrequenz nicht mit der eingestellten MR-Systemfrequenz bzw. der gewünschten Resonanzfrequenz übereinstimmt.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass die Bildgebungssequenz vor dem Erfassungsabschnitt einen Präparationsabschnitt umfasst, wobei die Bildgebungssequenz ein Einstrahlen zumindest zweier Präparations-HF-Pulse während des Präparationsabschnitts umfasst. Zwischen dem Einstrahlen eines der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse und dem Einstrahlen eines weiteren der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse liegt dabei ein Zeitraum TS. Ferner werden während des Erfassungsabschnitts mehreren Auslese-HF-Pulse eingestrahlt. Jeweils nach einem der mehrere Auslese-HF-Pulse wird eines der ersten Echosignale erfasst, wobei zwischen dem Einstrahlen eines der mehreren Auslese-HF-Pulse und dem Erfassen des jeweiligen ersten Echosignals ein Zeitraum TE_FID liegt. Zudem wird jeweils nach einem der mehrere Auslese-HF-Pulse eines der zweiten Echosignale erfasst, wobei zwischen dem Einstrahlen eines der mehreren Auslese-HF-Pulse und dem Erfassen des jeweiligen zweiten Echosignals ein Zeitraum TESTE liegt. Schließlich wird der Zeitraum TS so gewählt, dass Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen und Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen eine gleiche Dephasierung erfahren. Mit anderen Worten wird der Zeitraum TS so gewählt, dass zwischen dem Zeitpunkt, zu dem das zumindest eines FID-Echosignal erfasst wird, und dem Zeitpunkt, zu dem das zumindest eines stimulierte Echosignal erfasst wird, ein Signalanteil der Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen eine gleiche Phasendifferenz aufweist wie ein Signalanteil der Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen.
TE_FID bezeichnet vorzugsweise die Echozeit des FID-Gradientenechosignals, TESTE die Echozeit des stimulierten Echosignals und TS den Abstand (bzw. Mitte-Mitte) der Präparations-HF-Pulse des Präparationsabschnitts. Die Echozeiten sind dabei beispielsweise zwischen Maximum und/oder Mitte des Auslese-HF-Pulses des Erfassungsabschnitts und dem jeweiligen Echosignal gemessen und können durch geeignete Wahl einzustrahlender Gradientenpulse, insbesondere hinsichtlich Vorzeichen und/oder Amplitude, eingestellt werden.
Diese Verlängerung des Zeitraums TS führt möglicherweise zwar an sich zunächst auch zu einer Verlängerung der Messzeit, jedoch müsste diese Verlängerung nur einmal pro gemessene Schicht in Kauf genommen werden, während bei konventionellen Verfahren für jede Zeile einer Schicht ein zusätzlicher Zeitaufwand nötig ist. Damit kann vorteilhafterweise die Messzeit einer Magnetresonanzuntersuchung insgesamt reduziert werden.
Insbesondere wird der Zeitraum TS gemäß folgender Formel gewählt: $T S = N * \frac{1}{δ_{W F} * (γ / 2 π) * B_{0, s o l l}} + T E_{S T E} - T E_{F I D},$
wobei N eine ganze Zahl > 0 ist (vorzugsweise N=1), δ_WF die chemische Verschiebung von Wasser und Fett angibt und γ das gyromagnetische Verhältnis von in Wasser gebundenen Protonen angibt.
Für δ_WF wird üblicherweise der Wert 3,4 ppm angegeben. Für γ/2π wird üblicherweise der Wert 42,577 MHz/T angegeben.
Der erste Summand auf der rechten Seite der Gl. 2 kann als die Verlängerung des Zeitraums TS aufgefasst werden, um zu erreichen, dass die Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen und Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen eine gleiche Dephasierung erfahren.
Vorzugsweise ist N = 1, um die durch TS verursachte zusätzliche Messzeit möglichst gering zu halten.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass die Sollmagnetfeldstärke B_0,soll kleiner als 2 T, insbesondere kleiner als 1 T, ist.
Gerade bei niedrigen Feldstärken kann gegenüber konventionellen Verfahren eine besonders große Reduktion der Messzeit erreicht werden.
Während sich etwa bei 3 T gemäß Gl. 2 ein Wert für ΔTE von nur 2,4 ms ergibt, liegt er bei 1,5 T schon bei 4,8 ms und bei 0,6 T bei 12 ms.
Die geeignete Echozeit-Differenz, und damit auch die insgesamt benötigte Messzeit, ist also für kleinere Feldstärken deutlich länger als für größere Feldstärken. Es ergeben sich für typische Magnetresonanzuntersuchungen bei niedrigen Feldstärken bei Anwendung konventioneller Verfahren Gesamtmesszeiten, die um einige Sekunden länger sind als bei größeren Feldstärken.
Durch das vorgeschlagene Verfahren kann jedoch vorteilhafterweise eine im Wesentlichen von der verwendeten Feldstärke unabhängige Messzeit erzielt werden, da durch die Verwendung des Doppelechos die erhöhte notwendige Echozeit-Differenz weniger häufig im Laufe der Bildgebungssequenz berücksichtigt werden muss.
Ferner wird eine Magnetresonanzvorrichtung vorgeschlagen, die ausgebildet ist, eines der vorab beschriebenen Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts auszuführen.
Die Vorteile der vorgeschlagenen Magnetresonanzvorrichtung entsprechen im Wesentlichen den Vorteilen der Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts, welche vorab im Detail ausgeführt sind. Hierbei erwähnte Merkmale, Vorteile oder alternative Ausführungsformen können ebenso auch auf die anderen beanspruchten Gegenstände übertragen werden und umgekehrt.
Ferner wird ein Computerprogrammprodukt vorgeschlagen, das ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Systemsteuereinheit einer Magnetresonanzvorrichtung ladbar ist und Programmmittel, z.B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, aufweist, um ein erfindungsgemäßes Verfahren auszuführen, wenn das Computerprogrammprodukt in der Systemsteuereinheit der Magnetresonanzvorrichtung ausgeführt wird. Das Computerprogrammprogrammprodukt kann dabei eine Software mit einen Quellcode, der noch kompiliert und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder einen ausführbaren Softwarecode umfassen, der zur Ausführung nur noch in die Systemsteuereinheit zu laden ist.
Durch das Computerprogrammprodukt kann das erfindungsgemäße Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts schnell, identisch wiederholbar und robust ausgeführt werden. Das Computerprogrammprodukt ist so konfiguriert, dass es mittels der Systemsteuereinheit die erfindungsgemäßen Verfahrensschritte ausführen kann. Die Systemsteuereinheit muss dabei jeweils die Voraussetzungen wie beispielsweise einen entsprechenden Arbeitsspeicher, eine entsprechende Grafikkarte oder eine entsprechende Logikeinheit aufweisen, so dass die jeweiligen Verfahrensschritte effizient ausgeführt werden können.
Das Computerprogrammprodukt ist beispielsweise auf einem computerlesbaren Medium gespeichert oder auf einem Netzwerk oder Server hinterlegt, von wo es in den Prozessor einer lokalen Systemsteuereinheit geladen werden kann, der mit der Magnetresonanzvorrichtung direkt verbunden oder als Teil der Magnetresonanzvorrichtung ausgebildet sein kann. Weiterhin können Steuerinformationen des Computerprogrammprodukts auf einem elektronisch lesbaren Datenträger gespeichert sein. Die Steuerinformationen des elektronisch lesbaren Datenträgers können derart ausgestaltet sein, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Systemsteuereinheit einer Magnetresonanzvorrichtung ein erfindungsgemäßes Verfahren durchführen. Beispiele für elektronische lesbare Datenträger sind eine DVD, ein Magnetband oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software, gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen von dem Datenträger gelesen und in eine Systemsteuereinheit der Magnetresonanzvorrichtung gespeichert werden, können alle Ausführungsformen der vorab beschriebenen Verfahren durchgeführt werden. So kann die Erfindung auch von dem besagten computerlesbaren Medium und/oder dem besagten elektronisch lesbaren Datenträger ausgehen.
Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Einander entsprechende Teile sind in allen Figuren mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
Es zeigen:

1 eine Magnetresonanzvorrichtung in einer schematischen Darstellung,
2 ein Verfahren in einer Blockdarstellung,
3 Magnetisierungskomponenten, die nach geeigneter Präparierung zur Erzeugung eines stimulierten Echosignals und eines FID-Echosignals zur Verfügung stehen, in einer vereinfachten Darstellung,
4 eine lineare Reihenfolge zur Abtastung eines k-Raums,
5 eine zentrische Reihenfolge zur Abtastung eines k-Raums,
6 eine antizentrische Reihenfolge zur Abtastung eines k-Raums,
7 ein Sequenzdiagramm zur Erfassung von stimulierten Echosignalen und FID-Echosignalen mit optimierter k-Raum-Abtastung,
8 Messergebnisse mit und ohne optimierter k-Raum-Abtastung.

In 1 ist eine Magnetresonanzvorrichtung 10 schematisch dargestellt. Die Magnetresonanzvorrichtung 10 umfasst eine Magneteinheit 11, die einen Hauptmagneten 12 zu einem Erzeugen eines starken und insbesondere zeitlich konstanten Hauptmagnetfelds 13 mit einer Sollmagnetfeldstärke B_0,soll aufweist. Die Sollmagnetfeldstärke B_0,soll beträgt beispielsweise weniger als 2 T. Zudem umfasst die Magnetresonanzvorrichtung 10 einen Untersuchungsbereich 14 zu einer Aufnahme eines Patienten 15. Der Untersuchungsbereich 14 im vorliegenden Ausführungsbeispiel ist zylinderförmig ausgebildet und in einer Umfangsrichtung von der Magneteinheit 11 zylinderförmig umgeben. Grundsätzlich ist jedoch eine davon abweichende Ausbildung des Untersuchungsbereichs 14 jederzeit denkbar. Der Patient 15 kann mittels einer Patientenlagerungsvorrichtung 16 der Magnetresonanzvorrichtung 10 in den Untersuchungsbereich 14 geschoben werden. Die Patientenlagerungsvorrichtung 16 weist hierzu einen innerhalb des Untersuchungsbereichs 14 bewegbar ausgestalteten Patiententisch 17 auf.
Die Magneteinheit 11 weist weiterhin eine Gradientenspuleneinheit 18 zu einer Erzeugung von Magnetfeldgradienten durch Einstrahlen von Gradientenpulsen auf, die unter anderem für eine Ortskodierung während einer Bildgebung verwendet werden. Die Gradientenspuleneinheit 18 umfasst beispielsweise drei Gradientenspulen für jeweils eine Raumrichtung. Die Gradientenspuleneinheit 18 wird mittels einer Gradientensteuereinheit 19 der Magnetresonanzvorrichtung 10 gesteuert. Die Magneteinheit 11 umfasst weiterhin eine Hochfrequenzantenneneinheit 20, welche im vorliegenden Ausführungsbeispiel als fest in die Magnetresonanzvorrichtung 10 integrierte Körperspule ausgebildet ist. Die Hochfrequenzantenneneinheit 20 wird von einer Hochfrequenzantennensteuereinheit 21 der Magnetresonanzvorrichtung 10 gesteuert und strahlt hochfrequente Pulse in einen Untersuchungsraum ein, der im Wesentlichen von einem Untersuchungsbereich 14 der Magnetresonanzvorrichtung 10 gebildet ist. Dadurch stellt sich dem von dem Hauptmagneten 12 erzeugten Hauptmagnetfeld 13 eine Anregung von Atomkernen ein. Durch Relaxation der angeregten Atomkerne werden Magnetresonanzsignale, insbesondere Echosignale, erzeugt. Die Hochfrequenzantenneneinheit 20 ist zum Empfang der Echosignale ausgebildet.
Zu einer Steuerung des Hauptmagneten 12, der Gradientensteuereinheit 19 und zur Steuerung der Hochfrequenzantennensteuereinheit 21 weist die Magnetresonanzvorrichtung 10 eine Systemsteuereinheit 22 auf. Die Systemsteuereinheit 22 steuert zentral die Magnetresonanzvorrichtung 10, wie beispielsweise das Durchführen einer vorbestimmten bildgebenden Gradientenechosequenz. Zudem umfasst die Systemsteuereinheit 22 eine nicht näher dargestellte Auswerteeinheit zu einer Auswertung der Echosignale, die während der Magnetresonanzuntersuchung erfasst werden. Insbesondere ist die Auswerteeinheit ausgebildet, anhand der Echosignale eine B₀-Karte zu erzeugen, die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds 13 angibt. Des Weiteren umfasst die Magnetresonanzvorrichtung 10 eine Benutzerschnittstelle 23, die mit der Systemsteuereinheit 22 verbunden ist. Steuerinformationen wie beispielsweise Bildgebungsparameter, sowie rekonstruierte Magnetresonanzabbildungen können auf einer Anzeigeeinheit 24, beispielsweise auf zumindest einem Monitor, der Benutzerschnittstelle 23 für ein medizinisches Bedienpersonal angezeigt werden. Weiterhin weist die Benutzerschnittstelle 23 eine Eingabeeinheit 25 auf, mittels der Informationen und/oder Parameter während eines Messvorgangs von dem medizinischen Bedienpersonal eingegeben werden können.
In 2 ist ein Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts schematisch dargestellt. In S1 ein Präparationsabschnitt einer Bildgebungssequenz in den Untersuchungsbereich eingestrahlt, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet. Durch den Präparationsabschnitt wird beispielsweise eine longitudinale Magnetisierung präpariert.
In S2 wird ein Erfassungsabschnitt der Bildgebungssequenz in den Untersuchungsbereich eingestrahlt. Der Erfassungsabschnitt umfasst das Erfassen mehrerer Echosignale, die jeweils einen k-Raum-Bereich eines k-Raums abtasten. Die mehreren Echosignale umfassen mehrere erste Echosignale und mehrere zweite Echosignale. Die ersten Echosignale und die zweiten Echosignalen werden aus zwei verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen erzeugt, wobei eine dieser Magnetisierungs-Konfigurationen im Präparationsabschnitt präpariert wurde. Dabei tasten die durch die ersten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche den k-Raum in einer anderen Reihenfolge ab als die durch die mehreren zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche.
In S3 wird eine Karte, insbesondere eine B₀-Karte, aus den ersten Echosignalen und den zweiten Echosignalen abgeleitet.
Mit den weiteren Figuren soll erläutert werden, weshalb eine echo-spezifische Reihenfolge bei der Abtastung des k-Raums besonders vorteilhaft sein kann.
Dies soll anhand einer Bildgebungssequenz erfolgen, wie sie in 7 dargestellt ist. Diese Sequenz erlaubt z.B. die Messung einer B₀-Karte. Hierbei sind die ersten Echosignale FID-Echosignale und die zweiten Echosignale stimulierte Echosignale. Die Sequenz umfasst einen Präparationsabschnitt PS und einen Erfassungsabschnitt AS. HF-Pulse sind auf der Achse RF, Auslesefenster auf der Achse ADC Gradientenpulse auf den Achsen G_R, G_P und G_S dargestellt. Dabei entsprechen die Achse G_R einer Ausleserichtung (auch Frequenzkodierrichtung genannt), die Achse G_P einer Phasenkodierrichtung und die Achse G_S einer Schichtselektionsrichtung.
Im Präparationsabschnitt PS wird eine longitudinale Magnetisierung bzw. eine Phasenlage eines darauffolgenden Echosignals präpariert. Dazu werden zwei Präparations-HF-Pulse PHF1 und PHF2 in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt (siehe Achse RF). Im Zeitraum zwischen dem Einstrahlen der Präparations-HF-Pulse PHF1 und PHF2 findet zu diesem Zwecke eine Phasenakkumulation statt. Eine etwaige erzeugte transversale Magnetisierung kann nach dem zweiten Präparations-HF-Puls PHF2 mit einem hier auf den Achsen G_P und G_S dargestellten Spoiler-Gradientenpulsen dephasiert werden.
Der darauffolgende Erfassungsteil AS umfasst einen Gradientenechozug. Dargestellt sind hier nur vier Elemente AS1, AS2, AS3, AS4 des Gradientenechozugs, aber der Gradientenechozug kann noch weitaus mehr Elemente umfassen. Insbesondere entspricht die Anzahl der Elemente der Anzahl der für jedes Echosignal aufgenommenen k-Raum-Zeilen. Jedes Element umfasst einen Auslese-HF-Puls, der geeignet ist, zumindest zwei Echosignale auszulösen. Insbesondere werden in jedem Element des Gradientenechozugs mindestens zwei Echos refokussiert: mindestens ein stimuliertes Echo (welches aus der im Präparationsabschnitt PS präparierten longitudinalen Magnetisierung erzeugt wird) sowie mindestens ein „normales“ Gradientenecho, welches auch als „FID“ (free induction decay) betrachtet werden kann und dessen Phasenlage nicht im Präparationsabschnitt präpariert PS wurde. Jedes der Elemente umfasst einen Auslese-HF-Puls, z.B. AF1 im Element AS1, und zwei Aufnahmefenster, z.B. FID1 und STE1 im Element AS1, zur Aufnahme jeweils eines Echosignals (siehe Achse ADC). Während der Aufnahmefenster FID1, FID2, FID3 und FID4 wird jeweils ein FID-Echosignal erfasst. Während der Aufnahmefenster STE1, STE2, STE3 und STE4 wird jeweils ein stimuliertes Echosignal erfasst.
Zur Einstellung der Zeitpunkte, in denen das FID-Echosignal und das stimulierte Echosignal auftritt, wird zum einen ein Gradientenpuls G_prep zwischen den zwei Präparations-HF-Pulsen PHF1 und PHF2 während des Präparationsabschnitts PS in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt. Ferner wird in jedem Element des Erfassungsabschnitts AS ein dephasierender Gradientenpuls G_deph nach dem Einstrahlen des Auslese-HF-Pulses, z.B. AHF1 für AS1, und vor der Erfassung des FID-Signals, z.B. FID1 für AS1, und des stimulierten Echosignals, z.B. STE1 für AS1, in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt. Zudem wird ein rephasierender Gradientenpuls G_reph während der Erfassung des FID-Signals und des stimulierten Echosignals während des Erfassungsabschnitts AS in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt.
Im Allgemeinen tritt das jeweilige Echosignal auf, wenn das rephasierende Gradientenmoment gleich einem vorangehenden dephasierenden Gradientenmoment ist. Durch das Timing und die Form, insbesondere die Vorzeichen und Beträge, der Gradientenpulse G_prep, G_deph und G_reph können entsprechend die Zeitpunkte des FID-Echosignals und des stimulierten Echosignals eingestellt werden.
Die Einheit aus Präparationsabschnitt PS und Erfassungsabschnitt AS kann zur Messung verschiedener Schichten wiederholt werden - ebenso ist eine Realisierung zur 3D-Messung möglich.
Das stimulierte Echo weist eine andere Historie (bzw. präparierte Magnetisierung) und damit ein anderes Signalverhalten auf als das FID-Echo. Die im Präparationsabschnitt PS präparierte longitudinale Magnetisierung relaxiert im Verlauf des Echozugs, wodurch die durch die Auslese-HF-Pulse AHF1, AHF2, AHF3, AHF4 erzeugte transversale Magnetisierung ebenfalls im Verlaufe des Echozugs sinkt. Wie in 3 dargestellt wird, sinkt folglich während des Echozugs die Magnetisierungskomponente, die für die Bildung des stimulierten Echos STE zur Verfügung steht. Dagegen steigt der Anteil der unpräparierten longitudinalen Magnetisierung, aus der das FID-Echo FID gebildet wird, im Verlauf des Echozugs an, was entsprechend zu einem Anstieg der durch die Auslese-HF-Pulse AHF1, AHF2, AHF3, AHF4 erzeugten transversalen Magnetisierung führen kann. Dadurch kann es vorkommen, dass aus den verschiedenen Echos, also STE gegenüber FID, rekonstruierte Datensätze bzw. Bilder verschiedene Artefakte zeigen.
Herkömmliche Sequenzen verwenden oft ein lineares Reordering, bei dem der k-Raum gewissermaßen linear durchlaufen wird beginnend mit den äußeren k-Raum-Zeilen der einen Hälfte des k-Raums, dann zentrale Zeilen und dann äußere Zeilen der anderen Hälfte des k-Raums. Dies ist beispielhaft in 4 für acht k-Raum-Zeilen gezeigt.
Eine Möglichkeit zur Optimierung der Sequenz wäre, für beide Echos ein zentrisches Reordering anzuwenden, d.h. die durch die Echosignale abzutastenden k-Raum-Bereiche den k-Raums werden in eine Reihenfolge gebracht, so dass die zentralen k-Raum-Zeilen zuerst gemessen werden. Dies wird beispielhaft in 5 für acht k-Raum-Zeilen dargestellt. Für eine mögliche Berechnung einer B₁-Karte, die aus den Magnitudenverhältnissen der beiden Datensätze berechnet wird, wäre dies vorteilhaft, um etwaige durch T1-Effekte hervorgerufene Verfälschungen der zu berechnender B₁-Werte zu minimieren. Auch zur Berechnung einer B₀-Karte, die aus Phasendifferenzen der beiden Datensätze berechnet wird, kann dies vorteilhaft sein, um das Signal-zu-Rauschverhältnis des stimulierten Echosignals zu maximieren. Die zentralen k-Raum-Zeilen des stimulierten Echos STE werden in dem Fall aufgenommen, während die dafür zur Verfügung stehende Magnetisierung maximal ist.
Dies wird in 3 gezeigt, welche in vereinfachter Weise Magnetisierungskomponenten darstellt, die zur Erzeugung des stimulierten Echos STE und des FID-Echos FID zur Verfügung stehen, als Funktion der Zeit t nach dem Präparationsabschnitt PS. Ein Bild, das aus dem stimulierten Echo STE rekonstruiert wird und dessen Magnetisierung im Laufe des Echozuges abnimmt, weist dann üblicherweise eine Verschmierung (engl. blurring) in Phasenkodierrichtung auf, während der ein Bild, das aus dem FID-Echo FID rekonstruiert wird, eine Kantenüberhöhung und Ghosting der Kanten in Phasenkodierrichtung aufweisen kann, siehe die obere Abbildung in 8. Beide Effekte können dazu beitragen, dass aus den erfassten FID-Echosignalen und stimulierten Echosignalen ermittelte Karten, wie beispielsweise B₁-Karten oder B₀-Karten, in besonderem Maße durch Artefakte verfälscht sind. Ein weiteres Problem des zentrischen Reorderings ergibt sich: Auch wenn das Signal der zentralen k-Raum-Zeilen des stimulierten Echos STE dadurch maximiert wird, werden die zentralen k-Raum-Zeilen des FID-Echos FID gemessen, während sich dessen Magnetisierung im Minimum befindet. Das wirkt sich negativ auf das Signal-zu Rausch-Verhältnis des aus dem FID-Echosignals rekonstruierten Bildes aus.
Herkömmliche Ansätze zur Minimierung der oben beschriebenen Probleme sehen eine zeitliche Optimierung der Sequenz vor. Durch die Minimierung der Länge des Echozugs werden auch die Effekte der T1-Relaxation über diesen Echozug und damit die gegenläufigen Artefakte (insbesondere Blurring des stimulierten Echos und Kanten-Überhöhung im FID-Echosignal) minimiert.
Durch die vorliegende Erfindung kann sich vorteilhafterweise die Möglichkeit ergeben, wirkungsvoll die oben beschriebenen Artefakte der beiden Echos STE und FID zu reduzieren sowie die Echosignale der beiden Echos zu maximieren.
Dabei ist insbesondere vorgesehen, in einem Multi-EchoVerfahren verschiedene Reorderings für die einzelnen Echotypen zu verwenden, also verschiedene Reihenfolgen der Aufnahmen der k-Raum-Bereiche, insbesondere k-Raum-Zeilen, für die verschiedenen Echotypen. Herkömmlich ist, dass für beide Echos das gleiche Reordering angewendet wird. Beispiele für verschiedene Reorderings werden in den 4-6 vereinfacht für 8 k-Raum-Zeilen gezeigt:

- Ein lineares Reordering in 4. Hierbei werden die k-Raum-Zeilen werden der Reihe nach gemessen, insbesondere aufsteigend oder absteigend.
- Ein zentrisches Reordering in 5: Hierbei wird zuerst die zentrale k-Raum-Zeile gemessen, dann werden schrittweise die weiter außen liegenden k-Raum-Zeilen gemessen. Die Reihenfolge der durch die Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche ist also dadurch gekennzeichnet, dass sich deren Abstand vom k-Raum-Zentrum im Laufe der Erfassung der Echosignale vergrößert.
- Ein antizentrisches Reordering in 6: Hierbei werden zuerst die äußeren k-Raum-Zeilen gemessen, dann schrittweise weiter innen liegende k-Raum-Zeilen, bis am Ende die zentrale k-Raum-Zeile gemessen wird. Die Reihenfolge der durch die Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche ist also dadurch gekennzeichnet, dass sich deren Abstand vom k-Raum-Zentrum im Laufe der Erfassung der Echosignale verringert.

Es sind jedoch noch weitere Reorderings denkbar, z.B. randomisierte Anordnungen und verschiedene Verschachtelungen der Aufnahme-Reihenfolge der beiden Phasenkodierrichtungen bei 3D-Messungen.
Beispielhaft wird folgende Bildgebungssequenz vorgeschlagen: Es wird eine Sequenz mit einem Präparationsabschnitt PS und einem Erfassungsabschnitt AS verwendet, wobei der Erfassungsabschnitt einen Echozug mit mehreren Elementen umfasst, wobei in jedem Element mit zumindest zwei Echosignale erfasst werden. Aus den zumindest zwei Echosignalen wird vorzugsweise eine B₀-Karte rekonstruiert, indem die Phasendifferenzen der zumindest zwei Echosignale zu deren Berechnung verwendet werden. Für die zumindest zwei Echosignale werden zumindest zwei verschiedene Reorderings verwendet. Insbesondere wird für mindestens eines der Echosignale zentrisches Reordering verwendet, für mindestens ein anderes wird antizentrisches Reordering verwendet.
Insbesondere wird vorgeschlagen eine Bildgebungssequenz gemäß 7 vorgeschlagen. Hierbei werden zwei Echosignale pro Element des Echozug AS1, AS2, AS3, AS4 bzw. pro Auslese-HF-Puls AHF1, AHF2, AHF3, AHF4 verwendet, nämlich das FID-Echosignal mit einem antizentrischen Reordering und das stimulierte Echosignal mit einem zentrischen Reordering. Aus den Phasendifferenzen der aus den beiden Echosignalen rekonstruierten Datensätzen wird vorzugsweise eine B₀-Karte berechnet. Das hier vorgeschlagene Verfahren ist nicht auf diesen Spezialfall beschränkt, allerdings ist es dafür besonders vorteilhaft.
Das unterschiedliche Reordering der einzelnen Echos kann durch zusätzliche Gradientenpulse in der Phasenkodierrichtung zwischen den Aufnahmefenstern der Echos erzeugt werden, beispielsweise durch den Gradientenpuls GP₁ zwischen den Aufnahmefenstern FID1 und STE1 im Element AS1. Analoges gilt für die Gradientenpulse GP₂, GP₃, und GP₄ in den folgenden Elementen AS2, AS3 und AS4. Das erste Echosignal, also im gezeigten Beispiel das FID-Echosignal, ist hier antizentrisch geordnet, während das zweite Echosignal, also im gezeigten Beispiel das stimulierte Echo, zentrisch geordnet ist.
Durch die unterschiedlichen Reorderings für das stimulierte Echo und das FID-Echo kann erreicht werden, dass die Artefakte der beiden Echotypen ähnlicher werden: Wenn die zentralen k-Raum-Zeilen beider Echos dann gemessen werden, wenn das Maximum der Magnetisierung zur Verfügung steht (siehe 3: STE am Anfang, FID am Ende), wird sich in den Bildern beider Echos eine Verschmierung in Phasenkodierrichtung zeigen. In den aus den beiden Echosignalen berechneten Daten, z.B. eine B0-Karte, kann die Ähnlichkeit der Artefakte vorteilhaft sein, da sich dann z.B. Kantenartefakte nicht mehr in dem sonst üblichen Maße verstärken. Zudem ergibt sich aus der Kombination eines zentrischen mit einem antizentrischen Reorderings der mögliche Vorteil, dass das Signal-zu-Rausch-Verhältnis sowohl des stimulierten Echosignals als auch des FID-Echosignals gleichzeitig maximiert werden. Bei einer zentrischen Aufnahme für beide Echos wäre diese Maximierung nur für das stimulierte Echo STE erreicht. Dadurch kann der Flipwinkel der Präparations-HF-Pulse PHF1, PHF2 erhöht werden, ohne dass das FID-Echosignal zu stark darunter leidet.
Ein Vergleich von gemessenen Daten eines Phantoms ist in 8 zu sehen. In den oberen Abbildungen wurden die Daten mit einem zentrischen Reordering für das stimulierte Echosignal und das FID-Signal erfasst. In den unteren Abbildungen wurden die Daten mit einem zentrischen Reordering für das stimulierte Echosignal und einem antizentrischen Reordering für das FID-Signal erfasst. Dabei sind jeweils links ein aus dem FID-Echosignal rekonstruiertes Bild, mittig ein aus dem stimulierten Echosignal rekonstruiertes Bild und rechts eine daraus abgeleitete B₀-Karte dargestellt.
Besonders das aus dem FID-Echosignal rekonstruierte Bild zeigt deutlich weniger Artefakte und ein erhöhtes Signal-zu-Rausch-Verhältnis, wenn ein antizentrisches Reordering angewendet wird. Das zeigt sich auch in dem verbesserten Signal-zu-Rausch-Verhältnis und den reduzierten Artefakten in der B₀-Karte. Während bei gleichem Reordering noch deutliche Kanten-Ghosting-Artefakte in vertikaler Richtung (dies ist die hier angewendete Phasenkodierrichtung) noch deutlich sichtbar sind (Abbildung oben rechts), ist dies bei gegenläufigen Reordering kaum noch der Fall (Abbildung unten rechts).
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorhergehend detailliert beschriebenen Verfahren sowie bei der dargestellten Magnetresonanzvorrichtung lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit“ nicht aus, dass die betreffenden Komponenten aus mehreren zusammenwirkenden Teil-Komponenten bestehen, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können. Ferner kann der Begriff „Echo“ und „Echosignal“ meistens synonym verwendet werden.

Claims

Verfahren zur Erfassung von Echosignalen bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts umfassend: Einstrahlen einer Bildgebungssequenz in einen Untersuchungsbereich, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet, wobei die Bildgebungssequenz einen Erfassungsabschnitt umfasst, wobei der Erfassungsabschnitt umfasst: Erfassen mehrerer Echosignale, die jeweils einen k-Raum-Bereich eines k-Raums abtasten, wobei die mehreren Echosignale mehrere erste Echosignale und mehrere zweite Echosignale umfassen, wobei die ersten Echosignale und die zweiten Echosignalen aus verschiedenen Magnetisierungs-Konfigurationen erzeugt werden, wobei die durch die ersten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche den k-Raum in einer anderen Reihenfolge abtasten als die durch die mehreren zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die ersten Echosignale FID-Echosignale und die zweiten Echosignale stimulierte Echosignale sind, wobei die FID-Echosignale zeitlich vor den stimulierten Echosignalen erfasst werden oder wobei die stimulierten Echosignale zeitlich vor den FID-Echosignalen erfasst werden.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der Erfassungsabschnitt ferner umfasst: - Einstrahlen mehrerer Gradientenpulse in einer Phasenkodierrichtung, die geeignet sind, die durch die Echosignale abzutastenden k-Raum-Bereiche einzustellen.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei jeder k-Raum-Bereich eine k-Raum-Zeile ist.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Reihenfolge der durch die ersten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche dadurch gekennzeichnet ist, dass sich deren Abstand vom k-Raum-Zentrum im Laufe der Erfassung der ersten Echosignale verringert.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Reihenfolge der durch die zweiten Echosignale abgetasteten k-Raum-Bereiche dadurch gekennzeichnet ist, dass sich deren Abstand vom k-Raum-Zentrum im Laufe der Erfassung der zweiten Echosignale vergrößert.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der Erfassungsabschnitt ferner umfasst: - Einstrahlen mehrerer Auslese-HF-Pulse, wobei jeder der mehreren Auslese-HF-Pulse geeignet ist, zumindest eines der mehreren ersten Echosignale und/oder zumindest eines der mehreren zweiten Echosignale auszulösen.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Bildgebungssequenz ferner einen dem Erfassungsabschnitt vorangehenden Präparationsabschnitt umfasst, wobei durch den Präparationsabschnitt eine Phasenlage der mehreren zweiten Echosignale präpariert wird.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das Verfahren zudem umfasst: - Erzeugen eines Hauptmagnetfelds während der Bildgebungssequenz, - Ableiten einer B₀-Karte, die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds angibt, aus dem zumindest einen ersten Echosignal und dem zumindest einen zweiten Echosignal.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Bildgebungssequenz vor dem Erfassungsabschnitt einen Präparationsabschnitt umfasst, wobei die Bildgebungssequenz umfasst: a) Einstrahlen zumindest zweier Präparations-HF-Pulse während des Präparationsabschnitts, wobei zwischen dem Einstrahlen eines der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse und dem Einstrahlen eines weiteren der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse ein Zeitraum TS liegt, b) Einstrahlen mehrerer Auslese-HF-Pulse während des Erfassungsabschnitts, c) Erfassen eines der ersten Echosignale jeweils nach einem der mehreren Auslese-HF-Pulse, wobei zwischen dem Einstrahlen eines der mehreren Auslese-HF-Pulse und dem Erfassen des jeweiligen ersten Echosignals ein Zeitraum TE_FID liegt, d) Erfassen eines der mehreren zweiten Echosignale jeweils nach einem der mehreren Auslese-HF-Pulse, wobei zwischen dem Einstrahlen eines der mehreren Auslese-HF-Pulse und dem Erfassen des jeweiligen zweiten Echosignals ein Zeitraum TESTE liegt, wobei der Zeitraum TS so gewählt wird, dass zwischen dem Zeitpunkt, zu dem das zumindest eines FID-Echosignal erfasst wird, und dem Zeitpunkt, zu dem das zumindest eines stimulierte Echosignal erfasst wird, ein Signalanteil der Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen eine gleiche Phasendifferenz aufweist wie ein Signalanteil der Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei $T S = N * \frac{1}{δ_{W F} * (γ / 2 π) * B_{0, s o l l}} + T E_{S T E} - T E_{F I D}$
wobei N eine ganze Zahl > 0 ist, wobei δ_WF die chemische Verschiebung von Wasser und Fett angibt, wobei γ das gyromagnetische Verhältnis von in Wasser gebundenen Protonen angibt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, wobei das Hauptmagnetfeld eine Sollmagnetfeldstärke B_0,soll kleiner als 2 T aufweist.
Magnetresonanzvorrichtung, die ausgebildet ist, eines der Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 auszuführen.
Computerprogrammprodukt, das ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Systemsteuereinheit einer Magnetresonanzvorrichtung ladbar ist, mit Programmmitteln, um ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 auszuführen, wenn das Programm in der Systemsteuereinheit der Magnetresonanzvorrichtung ausgeführt wird.