DE10318990B4

DE10318990B4 - Bildgebungsverfahren für die Magnetresonanz-Tomographie

Info

Publication number: DE10318990B4
Application number: DE10318990A
Authority: DE
Inventors: David Andrew Dr. Porter
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2003-04-25
Filing date: 2003-04-25
Publication date: 2008-04-03
Anticipated expiration: 2023-04-26
Also published as: US20040257078A1; US6946839B2; DE10318990A1

Abstract

Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung
gekennzeichnet durch folgende Schritte:
– Einstrahlen eines Hochfrequenz-Anregungspulses zur Anregung von Spins in einem zu untersuchenden Objekt,
– gleichzeitiges Schalten eines Schichtselektionsgradienten (GS) während des Hochfrequenz-Anregungspulses,
– Anlegen eines Pulszuges von Refokussierpulsen,
– Schalten eines Schichtselektionsgradientenpulses während eines jeden Refokussierpulses,
– Schalten von alternierenden Auslesegradienten-Pulszügen jeweils im Bereich zwischen zwei Refokussierpulsen, wobei unmittelbar vor jedem Auslesegradienten-Pulszug ein Dephasierpuls sowie unmittelbar nach jedem Auslesegradienten-Pulszug ein Rephasierpuls derart geschaltet wird, daß ein jeweiliger Offset in Ausleserichtung entsteht, so daß jeder Auslesegradienten-Pulszug einen Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmig abtastet, wobei die mäanderförmige Abtastung des jeweiligen Teilbereiches durch ein Schalten kurzer Phasenkodiergradienten-Pulse (GP) während eines jeden Nulldurchgangs des jeweiligen Auslesegradienten-Pulszuges realisiert wird,
dadurch gekennzeichnet,
daß das Gradientenmoment des jeweiligen Auslesegradienten-Pulszuges so klein ist, daß ein entsprechend kurzes Gradientenecho-Spacing so gewählt werden kann, daß das Verfahren gegenüber Magnetfeld-Suszeptibilitäten sowie dynamischen Magnetfelddiskontinuitäten unempfindlich...

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein neuartiges Bildgebungsverfahren zur Akquirierung hochaufgelöster Einzel-Schuß-Bilder (engl.: Single-Shot-Images) bei kurzer Abtastungszeit.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden was im Allgemeinen als "Ortskodierung" bezeichnet wird.
Die Aufnahme der Daten in der MRT erfolgt im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die Z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Pha senkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y-Achse).
Es wird also zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt. Die Kodierung der Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels dieser beiden bereits erwähnten orthogonalen Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen in x- und y-Richtung erzeugt werden.
Eine erste mögliche Form die Daten in einem MRT-Experiment aufzunehmen ist in den 2a und 2b dargestellt. Die verwendete Sequenz ist eine Spin-Echo-Sequenz. Bei dieser wird durch einen 90°Anregungsimpuls die Magnetisierung der Spins in die x-y-Ebene geklappt. Im Laufe der Zeit (1/2 T_E; T_E ist die Echozeit) kommt es zu einer Dephasierung der Magnetisierungsanteile, die gemeinsam die Quermagnetisierung in der x-y-Ebene M_xy bilden. Nach einer gewissen Zeit (z.B. 1/2 T_E) wird ein 180°-Impuls in der x-y-Ebene so eingestrahlt, daß die dephasierten Magnetisierungskomponenten gespiegelt werden ohne daß Präzessionsrichtung und Präzessionsgeschwindigkeit der einzelnen Magnetisierungsanteile verändert werden. Nach einer weiteren Zeitdauer 1/2 T_E zeigen die Magnetisierungskomponenten wieder in die gleiche Richtung, d.h. es kommt zu einer als "Rephasierung" bezeichneten Regeneration der Quermagnetisierung. Die vollständige Regeneration der Quermagnetisierung wird als Spin-Echo bezeichnet.
Um eine ganze Schicht des zu untersuchenden Objektes zu messen, wird die Bildgebungssequenz N-mal für verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten z.B. G_y wiederholt, wobei die Frequenz des Kernresonanzsignals (Spin-Echo-Signals) bei jedem Sequenzdurchgang durch den Δt-getakteten ADC (Analog Digital Wandler) N-mal in äquidistanten Zeitschritten Δt in Anwesenheit des Auslesegradienten G_x abgetastet, digitalisiert und abgespeichert wird. Auf diese Weise erhält man gemäß 2b eine Zeile für Zeile erstellte Zahlenmatrix (Matrix im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N×N Datenpunkten (eine symmetrische Matrix mit N×N Punkten ist nur ein Beispiel, es können auch asymmetrische Matrizen erzeugt werden). Aus diesem Datensatz kann durch eine Fouriertransformation unmittelbar ein MR-Bild der betrachteten Schicht mit einer Auflösung von N×N Pixeln rekonstruiert werden.
Die Abtastung der k-Matrix (k-Matrizen bei Aufnahmen mehrerer Schichten) benötigt bei Spin-Echo-Sequenzen mit diagnostisch brauchbarer Bildqualität typischerweise mehrere Minuten Meßzeit, was für viele klinische Anwendungen ein Problem darstellt. Beispielsweise können Patienten nicht über den erforderlichen Zeitraum bewegungslos bleiben. Bei Untersuchungen im Thorax- oder im Beckenbereich ist Bewegung der Anatomie generell unvermeidlich (Herz- und Atembewegung, Peristaltik). Ein Weg zur Beschleunigung von Spin-Echo-Sequenzen wurde 1986 als Turbo-Spin-Echo-Sequenz (TSE-Sequenz) bzw. unter dem Akronym RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement) publiziert (J.Hennig et al. Magn.Reson. Med. 3, 823-833, 1986). Bei diesem – im Vergleich zum konventionellen oben beschriebenen Spin-Echo-Verfahren viel schnelleren – Bildgebungsverfahren werden nach einem 90°-Anregungspuls mehrere Mehrfachechos erzeugt, wobei jedes dieser Echos individuell phasenkodiert ist. Ein entsprechendes Sequenzdiagramm ist in 4a für den Fall dargestellt, daß jeweils sieben Echos erzeugt werden. Vor und nach jedem Echo muß der Phasenkodiergradient entsprechend der anzuwählenden Fourier-Zeile geschaltet werden. Auf diese Weise erfolgt nach einem einzigen HF-Anregungspuls (90°) eine zeilenförmige Abtastung der k-Matrix wie sie in 4b dargestellt ist. Die notwendige Gesamtmesszeit verkürzt sich in diesem Beispiel um den Faktor 7. Der Signalverlauf in 4a ist idealisiert dargestellt. Real weisen die späteren Echos durch den Zerfall der Quermagnetisierung T2 zunehmend kleinere Amplituden auf.
Eine noch schnellere Bildgebungssequenz stellt eine Kombination von RARE mit der Half-Fourier-Technik dar die 1994 als sogenannte HASTE-Sequenz (Half-Fourier-Acquired-Single-Shot-Turbo-Spin-Echo) vorgestellt wurde (B.Kiefer et al., J.Magn. Reson. Imaging, 4(P), 86, 1994). HASTE verwendet die gleiche Grundtechnik wie RARE, jedoch wird nur eine Hälfte der k-Matrix abgetastet. Die andere Hälfte der k-Matrix wird rechnerisch mittels einem half-Fourier-Algorithmus rekonstruiert. Dabei macht man sich die Tatsache zunutze, daß die Datenpunkte der k-Matrix spiegelsymmetrisch zum Mittelpunkt der k-Matrix angeordnet sind. Aus diesem Grunde ist es ausreichend, nur die Datenpunkte einer k-Matrix-Hälfte zu messen und die Rohdatenmatrix durch Spiegelung am Mittelpunkt (und komplexe Konjugation) rechnerisch zu vervollständigen. Auf diese Weise kann die Meßzeit um die Hälfte reduziert werden. Die Reduktion der Aufnahmezeit ist allerdings mit einer Verschlechterung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses (S/R) um den Faktor √2 verknüpft.
Eine weitere Methode auf schnelle Weise die k-Matrix zu erhalten bzw. abzutasten ist das Verfahren der "Echo-planaren-Bildgebung" ("Echo planar imaging" EPI). Die Grundidee dieses Verfahrens ist es, nach einer einzelnen (selektiven) HF-Anregung in sehr kurzer Zeit eine Serie von Echos im Auslesegradienten (G_x) zu generieren, die durch eine geeignete Gradientenschaltung (Modulation des Phasenkodiergradienten G_y) verschiedenen Zeilen in der k-Matrix zugeordnet werden. Auf diese Weise können alle Zeilen der k-Matrix mit einem einzigen Sequenzdurchgang akquiriert werden. Verschiedene Varianten der auch als Echoplanartechnik bezeichneten Methode unterscheiden sich letztlich nur darin, wie die Phasenkodiergradienten geschaltet werden, d.h. wie die Datenpunkte der k-Matrix abgetastet werden.
In 3a ist die Idealform einer Echoplanar-Pulssequenz dargestellt. Die nadelförmigen G_y-Pulse im Umschaltzeitpunkt des Auslesegradienten G_x (sogenannte "blips") führen zu dem in 3b dargestellten mäanderförmigen Durchlaufen der k-Matrix, so daß bei zeitlich gleichmäßiger Abtastung die Meßpunkte äquidistant in der k-Ebene zu liegen kommen.
Das Auslesen der Echofolge muß in einer Zeit abgeschlossen sein, die dem Zerfall der Quermagnetisierung T₂* entspricht. Ansonsten wären nämlich die verschiedenen Zeilen der k-Matrix entsprechend der Reihenfolge ihrer Erfassung unterschiedlich gewichtet: bestimmte Ortsfrequenzen würden über-, andere dagegen würden unterbetont werden.
Eine weiteres schnelles MRT-Bildgebungsverfahren stellt GRASE (GRadient-And-Spin-Echo) dar, welches als Hybridtechnik aus EPI und RARE angesehen werden kann, mit der zugrunde liegenden Idee, die Spin-Echo-Einhüllende mit mehreren Gradientenechos auszulesen. Bei GRASE werden gemäß 5a mehrere HF-180°-Refokussierpulse appliziert um wie bei RARE einen Spin-Echo-Zug zu generieren sowie eine Mehrzahl an Auslesegradientenpulse um nach dem jeweiligen 180°-Refokussierpuls den entsprechenden Gradientenpulszug zu erzeugen. Das Diagramm in 5b zeigt die zeitliche Reihenfolge in der die k-Raumzeilen während einer GRASE-Sequenz akquiriert werden. Das Diagramm zeigt den vereinfachten Fall von 3 Spinechos (SE), 3 Gradientenechos (GE) und damit insgesamt 9 Phasenkodierschritten. Der zeitliche Verlauf der Abtastung erfolgt derart, daß für das jeweilige Spinecho die entsprechenden Gradientenechos und die k-Matrix somit komponentenweise aufgefüllt wird. Zur Verdeutlichung ist am rechten Rand der k-Matrix die aktuelle Abtastreihenfolge angegeben. Es wird angemerkt, daß auch andere Varianten von GRASE angewandt werden die letztlich eine andere Reihenfolge der Abtastung realisieren.
In EP 0 633 480 A1 ist eine GRASE-Sequenz offenbart, deren Gradientenschaltung zu einer Streifenförmigen Abtastung der k-Matrix führt.
In K.Oshio, D.A. Feinberg, "Single-shot GRASE imaging without fast gradients", Magn. Reson. Med. 26 (1992), S. 355-360 ist eine ultraschnelle GRASE-Sequenz offenbart, die auf einem gewöhnlichen MRT-Gerät mit einer einzigen HF-Anregung in 200 ms ein 128×56 T2-gewichtetes Bild erzeugt und zwar ohne schnelle Gradientenschaltung, extremer Feldhomogenität oder Fett-Unterdrückung.
Aufgabe und Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein neues Bildgebungsverfahren in der Magnetresonanztomographie bereitzustellen, welches im Vergleich zu den eben aufgeführten Bildgebungsverfahren in vielerlei Hinsicht Verbesserungen aufweist. Die Verbesserungen betreffen unter anderem eine Verminderung von Suszeptibilitäts-Artefakten und eine geringere Sensitivität bezüglich dynamischen Feldänderungen im Vergleich zu EPI sowie eine im Vergleich zu GRASE weniger komplexe Signalmodulation im k-Raum, was schließlich zu weniger Ringing- und Geister-Artefakten führt. Ferner ist eine geringere Spezifische Absorptionsrate (SAR) beabsichtigt sowie ein Auftreten von weniger Artefakten bezüglich Bewegungs-induzierter Phasenverschiebungen bei diffusionsgewichteter Bildgebung.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
Es wird also ein Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung beansprucht, gekennzeichnet durch folgende Schritte:

– Einstrahlen eines Hochfrequenz-Anregungspulses zur Anregung von Spins in einem zu untersuchenden Objekt,
– gleichzeitiges Schalten eines Schichtselektionsgradienten (GS) während des Hochfrequenz-Anregungspulses,
– Anlegen eines Pulszuges von Refokussierpulsen,
– Schalten eines Schichtselektionsgradientenpulses während eines jeden Refokussierpulses,
– Schalten von alternierenden Auslesegradienten-Pulszügen jeweils im Bereich zwischen zwei Refokussierpulsen, wobei unmittelbar vor jedem Auslesegradienten-Pulszug ein Dephasierpuls sowie unmittelbar nach jedem Auslesegradienten-Pulszug ein Rephasierpuls derart geschaltet wird, daß ein jeweiliger Offset in Ausleserichtung entsteht, so daß jeder Auslesegradienten-Pulszug einen Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmig abtastet, wobei die mäanderförmige Abtastung des jeweiligen Teilbereiches durch ein Schalten kurzer Phasenkodiergradienten-Pulse (GP) während eines jeden Nulldurchgangs des jeweiligen Auslesegradienten-Pulszuges realisiert wird, dadurch gekennzeichnet, daß das Gradientenmoment (das zeitliche Integral über die Gradientenamplitude) des jeweiligen Auslesegradienten-Pulszuges so klein ist, daß ein entsprechend kurzes Gradientenecho-Spacing so gewählt werden kann, daß das Verfahren gegenüber Magnetfeld-Suszeptibilitäten sowie dynamischen Magnetfelddiskontinuitäten unempfindlich wird.

Vorteilhafterweise ist der Hochfrequenz-Anregungspuls ein 90°-Puls. Ebenso vorteilhaft ist ein jeder Refokussierpuls ein 180°-Puls, wobei die Refokussierpulse ebenso vorteilhaft jeweils einen gleichen zeitlichen Abstand zueinander aufweisen.
Weiterhin kann das erfindungsgemäße Verfahren mit einer Partiellen-Fourier-Akquisitionstechnik, mit einer partiellen parallelen Bildgebungstechnik (SMASH, SENSE, GRAPPA) und/oder mit einer Magnetisierungspräparation unter Verwendung von HF-Pulsen und magnetischen Felgradientenpulsen (Diffusionswichtung, Fluidunterdrückung) kombiniert werden.
Ferner wird in einer ersten besonders vorteilhaften Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens nach einem Hochfrequenz-Anregungspuls nur ein Teil der k-Matrix in k_x- und/oder k_y-Richtung abgetastet und das Abtasten der gesamten k-Matrix durch die Abfolge mehrerer Hochfrequenz-Anregungspulse realisiert.
In einer zweiten vorteilhaften Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird das Verfahren in Kombination mit Phasenkodierung in Schichtselektions-Richtung unter Verwendung von Schicht-selektiven oder nicht-Schicht-selektiven Anregungs-Pulsen zur 3D-Bildgebung verwendet.
Ferner wird ein Magnetresonanztomographie-Gerät beansprucht, aufweisend Gradientenverstärker mit zugehörigen Gradientenspulen, ein Eingabe-Anzeige-Terminal, eine Sequenzsteuerung und einen Anlagenrechner sowie einen Analog-Digital-Wandler (ADC), das zur Durchführung der Verfahren gemäß den obigen Ansprüchen geeignet ist.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,
2a zeigt schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer Spin-Echo-Sequenz,
2b zeigt schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix durch eine Spin-Echo-Sequenz gemäß 2a,
3a zeigt schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer Echo-Planaren-Bildgebungs-Sequenz mit trapezförmigem Auslesegradienten,
3b zeigt schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer Echo-Planaren-Bildgebungs-Sequenz gemäß 3a,
4a zeigt schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer TSE- bzw. RARE-Sequenz, bei der sieben Gradientenechos erzeugt werden,
4b zeigt schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer TSE- bzw. RARE-Sequenz gemäß 4a,
5a zeigt schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer GRASE-Sequenz, bei der sechs akquirierte Gradientenechos dargestellt sind,
5b zeigt schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer GRASE-Sequenz gemäß 5a,
6a zeigt schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen der erfindungsgemäßen SPURS-Sequenz, bei der in diesem Beispiel pro Spinecho jeweils sechzehn Gradientenechos akquiriert werden,
6b zeigt schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer SPURS-Sequenz gemäß 6a, bei der insgesamt fünf Spinechos geschaltet werden.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes nach dem Stand der Technik zur Erzeugung von Gradientenpulsen gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Meßvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbeson dere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfaßt einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernseins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Meßvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Meßsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Meßdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfaßt.
Die vorliegende Erfindung besteht nun in der Erzeugung einer neuartigen Bildgebungs-Sequenz die insbesondere in der Sequenzsteuerung 18 bzw. im Anlagenrechner 20 generiert wird. Das Sequenzdiagramm der erfindungsgemäßen Sequenz ist in 6a dargestellt. In der obersten Zeile ist ein anfänglicher 90°-Anregungspuls dargestellt, gefolgt von mehreren 180°-Refokussierpulsen. Die 180°-Refokussierpulse haben einen definierten gleichmäßigen Abstand zueinander welcher dem doppelten Abstand zwischen dem 90°-Anregungspuls und dem ersten 180°-Refokussierpuls entspricht. Auf diese Weise kann im Bereich zwischen den 180°-Refokussierpulsen jeweils ein Spinecho erzeugt werden. Der Abstand zweier 180°-Refokussierpulse wird als "Spinecho-Spacing" bezeichnet. Zur Selektion der Schicht wird während des 90°-Anregungspulses sowie während eines jeden 180°-Refokussierpulses der Schichtselektions-Gradient GS geschaltet. Der wesentliche Punkt der erfindungsgemäßen Sequenz besteht darin, das jeweilige Spinecho zwischen zwei 180°-Refokussierpulsen (Spin-Echo-Pulsen) in Form von Gradientenechos mit einem sogenannten Auslesegradientenzug (Echo-Zug) auszulesen. Der Auslesegradientenzug besteht aus mehreren alternierenden beispielsweise trapez- oder sinusförmigen Teil-Pulszügen die jeweils in dem Bereich zwischen zweier 180°-Refokussierpulsen appliziert werden. Während eines jeden Nulldurchganges des jeweiligen alternierenden Teil-Pulszuges wird ein kurzer Phasenkodiergradient GP (engl.: blip) geschaltet. Die Kombination aus alternierendem Auslesegradienten und geblipptem Phasenkodiergradienten führt dazu, daß pro 180°-Refokussierpuls (Spinecho-Puls) bezüglich der k_x-Richtung ein nur verhältnismäßig schmaler Bereich der k-Matrix abgetastet wird. Um dennoch die gesamte k-Matrix abzutasten wird vor jedem Teilpulszug ein entsprechender Vor-Phasier-Gradient geschaltet der bei jedem Teilpulszug zu einem entsprechenden Offset in k_x-Richtung führt. Das Flächenintegral des Auslese-Gradienten in dem Echo-Zug legt die Breite des abgetasteten Bereiches der k-Matrix in k_x-Richtung fest. Das Flächenintegral des Vor-Phasier-Gradienten definiert den Offset des Segmentes in k_x-Richtung. Um diesen k_x-Offset vor jedem nachfolgenden Teilpulszug zurückzusetzen wird unmittelbar nach jedem Teilpulszug der jeweilige Vor-Phasier-Gradient als sogenannter Rephasier-Gradient inver tiert geschalten. Vor-Phasier-Gradienten sowie Rephasier-Gradienten sind in 6a schwarz dargestellt.
Die k-Raum-Trajektorie bzw. das Abtastverhalten dieser erfindungsgemäßen MRT-Bildgebungssequenz ist in 6b für den vereinfachten Fall von fünf 180°-Refokussier-Pulsen sowie sechzehn Auslesegradientenpulsen pro Teilpulszug (Anzahl der Abtastpunkte in k_y-Richtung) dargestellt. Ein solcher Teilpulszug macht fünfzehn Phasenkodiergradienten (Blips) notwendig. Jeder Teilpulszug in Ausleserichtung tastet in Kombination mit dem geblippten Phasenkodiergradient einen streifenförmigen Bereich der k-Matrix in k_x-Richtung ab. Die Breite des Streifens in k_x-Richtung wird durch das Flächenintegral des Auslese-Gradienten in dem Echo-Pulszug definiert. Das Integral des Vor-Phasier-Gradienten definiert den Offset des jeweiligen Segmentes in k_x-Richtung. Die Auflösung in k_x-Richtung innerhalb eines solchen Streifens wird durch die Abtastrate des verwendeten Analog-Digital-Converter (ABC) bestimmt. Insofern kann die Abtastung eines solchen Streifens auch als ADC-Ereignis (engl.: ABC-Event) bezeichnet werden. Die Auflösung innerhalb eines solchen Streifens in k_y-Richtung wird durch die Anzahl der Halbwellen eines Teilpulszuges definiert. Der (Amplituden-)Abstand zweier benachbarter Halbwellen gleichen Vorzeichens innerhalb eines Teilpulszuges wird als "Gradientenecho-Spacing" bezeichnet. Das Gradientenecho-Spacing bei gegebener Halbwellen-Anzahl legt die Länge eines Teilpulszuges fest und damit den Bereich zwischen zweier 180°-Refokussierpulse in dem das jeweilige Spin-Echo in Form mehrerer Gradienten-Echos akquiriert wird. Je schmaler der Bereich umso genauer – hinsichtlich des durch T2 charakterisierten Zerfalls der Quermagnetisierung – wird das Kernresonanzsignal akquiriert.
Zusammengefasst besteht die erfindungsgemäße MRT-Bildgebungssequenz darin, das durch 180°-Refokussierpulse erzeugte Spinecho während eines gegebenen Auslesegradientenpulses definierter Länge (oben als Teilpulszug bezeichnet) in Form von Gradientenechos auszulesen wobei nur eine Teilmenge der k-Matrix abgetastet wird. Die Abtastung der gesamten k-Matrix erfolgt durch eine entsprechende Verkettung bzw. Aneinanderreihung weiterer 180°-Refokussierpulsen mit den entsprechenden phasenkodierten (geblippten) Auslesegradientenpulsen. Die Abtastung unterschiedlicher x-Regionen der Matrix im k-Raum (Segmentierung in Ausleserichtung) macht folgende Sequenz-Bezeichnung sinnvoll: "Räumliches Kodieren unter Verwendung einer Segmentierung in Ausleserichtung". Im weiteren Verlauf wird für die Bezeichnung der erfindungsgemäßen Sequenz das Akronym der englischen Bezeichnung "SPatial Encoding Using Readout Segmentation" SPURS verwendet.
SPURS stellt eine gleichwertige Alternative zu anderen MRT-Bildgebungssequenzen dar bzw. weist sogar insbesondere gegenüber den oben beschriebenen schnellen MRT-Bildgebungsverfahren (TSE, RARE, HASTE, GRASE) wesentliche Vorteile auf:

1. Die Anzahl der erforderlichen Hochfrequenz-(HF-)Pulse (90°-Puls mit den darauffolgenden 180°-Refokussierpulsen) bei SPURS ist bei gleichbleibender Bildqualität deutlich geringer als bei hinsichtlich der Akquisitionsdauer gleichwertigen Verfahren. So werden bei einer Matrixgröße von 128×128 Voxel in der RARE- bzw. HASTE-Aufnahmetechnik 128 HF-Pulse benötigt, bei GRASE ca. 25, bei SPURS etwa 7. Weniger HF-Pulse hat einerseits zur Folge, daß in höherem Maße schicht-selektive Refokussierpulse verwendet werden können bzw. dürfen und somit keine merkbaren zeitlichen Verzögerungen zwischen der Aufnahme mehrerer Schichten auftreten. So beträgt die Akquisitionszeit von 20 Schichten insgesamt etwa 5 Sekunden im Vergleich zur Messung mit nicht-selektiven Refokussierpulsen die für die gleiche Anzahl von Schichten mehr als eine Minute beträgt (nicht-selektive Refokussierpulse führen dazu, daß zwischen Messungen unterschiedlicher Schichten zur Regeneration des Kernresonanzsignals eine Pause von mehreren Sekunden erforderlich ist). Andererseits hat die niedrige An zahl von HF-Pulsen bei SPURS verglichen mit RARE, HASTE und GRASE eine deutlich reduzierte SAR zur Folge, was einen Vorteil bei Körperbildgebung insbesondere bei höheren magnetischen Feldstärken (beispielsweise 3 Tesla) darstellt, wo SAR-Beschränkungen einen deutlich limitierenden Faktor darstellen. Ferner wirkt sich eine geringe Anzahl von HF-Pulsen insbesondere bei diffusionsgewichteter Bildgebung positiv aus. In der diffusionsgewichteten Bildgebung werden vor dem Beginn der eigentlichen Datenakquisition De- und Rephasierungsgradienten (als Präparationsgradienten) appliziert bzw. geschaltet. Bereits eine geringfügige Patientenbewegung während der Präparationsphase kann Phasenänderungen im Signal verursachen und somit die sogenannte CMPG-(Carr Purcell Meiboom Gill-)Bedingung zunichte machen. Diese Bedingung ist erfüllt, wenn die Anregungspulse – im Vergleich zu den nachfolgenden Refokussierpulsen – eine 90°-Phasenverschiebung aufweisen, ist aber nicht länger erfüllt, wenn eine nicht-reversible Phasenänderung zwischen HF-Anregung und dem ersten Refokussierpuls auftritt. Eine nicht-reversible Phasenänderung ist eine Phasenänderung die nicht durch den Refokussierpuls (echoförmig) umgekehrt werden kann (z.B. eine bei Diffusionssequenzen auftretende bewegungsinduzierte Phasenänderung). Eine reversible Phasenänderung ist beispielsweise eine durch Resonanzoffset verursachte Phasenevolution. Eine Verletzung der CPMG-Bedingung und dadurch verursachte Artefakte tritt umso weniger auf, je weniger HF- bzw. Refokussier-Pulse verwendet werden.
2. SPURS erfordert eine hohe Gradientenänderungsrate (engl.: Slewrate) bei verhältnismäßig niedriger Gradientenamplitude (aufgrund des schmalen Abtastbereiches in Ausleserichtung). Dies bedeutet, daß SPURS bei Einsatz von Ganzkörper-Gradientenspulen besonders gut geeignet ist, da normalerweise die Leistungsfähigkeit von Ganzkörperspulen aufgrund der üblicherweise benötigten hohen die Stimulationsgrenzen herabsetzenden Gradientenamplituden nicht ausgeschöpft werden kann.
3. Da jeder Auslese-Gradientenpulszug nur der Abtastung eines Teilbereiches in k_x-Richtung dient ist auch nur ein verhältnismäßig niedriges Gradientenmoment notwendig wodurch ein entsprechend kurzes Gradientenecho-Spacing ermöglicht wird. Ein kurzes Gradientenecho-Spacing aber bewirkt ein Auslesen des Resonanzsignals vorzugsweise im mittleren Bereich der jeweiligen Refokussierpulse weshalb ein Auflaufen von Störphasen aufgrund von Magnetfeld-Suszeptibilitäten vermieden und das Auftreten von Suszeptibilitäts-Artefakten verhindert wird. Ferner bewirkt ein kurzes Gradientenecho-Spacing eine geringere Empfindlichkeit der Bildgebungssequenz SPURS gegenüber dynamischen Magnetfelddiskontinuitäten die beispielsweise durch Wirbelströme verursacht werden.
4. Im Vergleich zu GRASE, bei dem aufgrund der T₂-Relaxation, der T₂*-Relaxation sowie einer Off-Resonanten Phasenentwicklung eine komplexe Signal-Modulation in k_y-Richtung erfolgt, führt eine Datenakquisition aller k_y-Abtastpunkte bei einem entsprechenden Spinecho gemäß SPURS zu einer glatteren Variation der Rohdaten-Signale im k-Raum. Aus diesem Grund werden bei SPURS im Gegensatz zu GRASE Geister- und Ringingartefakte vermieden.
5. Alle zentralen k-Raumpunkte werden mit demselben Spinecho akquiriert was zu einem besseren Kontrastverhalten (vergleichbar mit einer Multi-Shot-TSE-Sequenz) führt.

Ferner wird angemerkt, daß SPURS vorteilhaft mit weiteren Verfahren der MRT-Bildgebung kombiniert werden kann, so beispielsweise mit

a) der Partiellen-Fourier-Akquisitionstechnik (P.Margosian, Abstract in proc. SMRM, p1024, 1985) bei der Daten eines oder mehrerer k_x-Segmente nur auf einer k-Raumhälfte akquiriert werden,
b) einer standard-partiellen parallelen Bildgebungstechnik (z.B. SMASH D.Sodickson, Magn.Reson.Med.38, p591-603, 1997 – SENSE K.Pruessman, Magn.Reson.Med. 42, p952-962, 1999 oder GRAPPA M.Griswold, Magn.Reson.Med. 47, p1202-1210, 2002) um die Anzahl der gemessenen ky-Abtastpunkte (und damit das Spinecho-Spacing) unter Verwendung mehrerer HF-Empfangsspulen zu reduzieren, und mit
c) einer Magnetisierungspräparation unter Verwendung von HF-Pulsen und magnetischen Felgradientenpulsen zur Verbesserung des Bildkontrastes (Beispiele: Diffusionswichtung; Fluidunterdrückung).

In einer besonders vorteilhaften Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird nach einem Hochfrequenz-Anregungspuls nur ein Teil der k-Matrix in k_x- und/oder k_y-Richtung abgetastet und das Abtasten der gesamten k-Matrix durch die Abfolge mehrerer Hochfrequenz-Anregungspulse realisiert. Ein auf diese Weise modifiziertes Verfahren stellt eine Mehr-Schuft-Technik (engl.: Multi-Shot-Technique) dar, analog dazu wie eine Einzel-Schuß-RARE-Sequenz zu einer Turbo-Spin-Echo-Sequenz (TSE-Sequenz) modifiziert wird.
In einer zweiten vorteilhaften Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird das Verfahren in Kombination mit Phasenkodierung in Schichtselektions-Richtung unter Verwendung von Schicht-selektiven oder nicht-Schicht-selektiven Anregungs-Pulsen zur 3D-Bildgebung verwendet.

Claims

Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung gekennzeichnet durch folgende Schritte: – Einstrahlen eines Hochfrequenz-Anregungspulses zur Anregung von Spins in einem zu untersuchenden Objekt, – gleichzeitiges Schalten eines Schichtselektionsgradienten (GS) während des Hochfrequenz-Anregungspulses, – Anlegen eines Pulszuges von Refokussierpulsen, – Schalten eines Schichtselektionsgradientenpulses während eines jeden Refokussierpulses, – Schalten von alternierenden Auslesegradienten-Pulszügen jeweils im Bereich zwischen zwei Refokussierpulsen, wobei unmittelbar vor jedem Auslesegradienten-Pulszug ein Dephasierpuls sowie unmittelbar nach jedem Auslesegradienten-Pulszug ein Rephasierpuls derart geschaltet wird, daß ein jeweiliger Offset in Ausleserichtung entsteht, so daß jeder Auslesegradienten-Pulszug einen Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmig abtastet, wobei die mäanderförmige Abtastung des jeweiligen Teilbereiches durch ein Schalten kurzer Phasenkodiergradienten-Pulse (GP) während eines jeden Nulldurchgangs des jeweiligen Auslesegradienten-Pulszuges realisiert wird, dadurch gekennzeichnet, daß das Gradientenmoment des jeweiligen Auslesegradienten-Pulszuges so klein ist, daß ein entsprechend kurzes Gradientenecho-Spacing so gewählt werden kann, daß das Verfahren gegenüber Magnetfeld-Suszeptibilitäten sowie dynamischen Magnetfelddiskontinuitäten unempfindlich wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Hochfrequenz-Anregungspuls ein 90°-Puls ist.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Refokussierpuls ein 180°-Puls ist.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Refokussierpulse zueinander äquidistante Abstände aufweisen.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß es mit einer Partiellen-Fourier-Akquisitionstechnik, mit einer partiellen parallelen Bildgebungstechnik (SMASH, SENSE, GRAPPA) und/oder mit einer Magnetisierungspräparation unter Verwendung von HF-Pulsen und magnetischen Felgradientenpulsen (Diffusionswichtung, Fluidunterdrückung) kombiniert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß nach einem Hochfrequenz-Anregungspuls nur ein Teil der k-Matrix in k_x- und/oder k_y-Richtung abgetastet wird und das Abtasten der gesamten k-Matrix durch die Abfolge mehrerer Hochfrequenz-Anregungspulse realisiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Verfahren in Kombination mit Phasenkodierung in Schichtselektions-Richtung unter Verwendung von Schicht-selektiven oder nicht-Schicht-selektiven Anregungs-Pulsen zur 3D-Bildgebung verwendet wird.
Magnetresonanztomographie-Gerät aufweisend Gradientenverstärker mit zugehörigen Gradientenspulen (3), ein Eingabe-Anzeige-Terminal (21), eine Sequenzsteuerung (18) und einen Anlagenrechner (20) sowie einen Analog-Digital-Wandler (ADC), das zur Durchführung der Verfahren gemäß den obigen Ansprüchen 1 bis 7 geeignet ist.