DE112019000927T5 - Dixon-mr-bildgebung unter verwendung einer multigradienten-echo-sequenz - Google Patents

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Abstract

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Objekts. Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine Multigradienten-Echo-Bildgebungstechnik mit erhöhter Erfassungsgeschwindigkeit und intrinsischer Unterdrückung von Artefakten aus Bo-Inhomogenitäten, T2*-Abklingen, chemischer Verschiebung, Bewegung und/oder Fluss bereitzustellen, insbesondere in Kombination mit radialen oder spiralförmigen k-Raum-Trajektorien. Das Verfahren der Erfindung umfasst die Schritte:- Aussetzen des Objekts (10) einer Bildgebungssequenz, die HF-Anregungsimpulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst, wobei nach jedem HF-Anregungsimpuls mehrere Echosignale bei unterschiedlichen Echozeiten erzeugt werden,-Erfassen der Echosignaldaten entlang radialer oder spiralförmiger k-Raum-Trajektorien, weshalb die Bildgebungssequenz Magnetfeldgradientenblips in der x-/y- und/oder z-Richtung umfasst;- Trennen der Signalbeiträge von Wasser und Fett zu den Echosignalen und Schätzen einer B0-Karte und/oder einer Zeitkarte der scheinbaren transversalen Relaxation (T2*-Karte) unter Verwendung eines Dixon-Algorithmus; und- Synthetisieren eines Bildes mit einem spezifizierten Kontrast aus den Echosignaldaten, der B0-Karte und/oder der T2*-Karte. Darüber hinaus bezieht sich die Erfindung auf eine MR-Vorrichtung (1) und ein Computerprogramm für eine MR-Vorrichtung (1).

Description

  • GEBIET DER ERFINDUNG
  • Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanz(MR)-Bildgebung. Sie betrifft ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Objekts, das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung platziert ist. Die Erfindung bezieht sich außerdem auf eine MR-Vorrichtung und ein Computerprogramm, das auf einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden soll.
  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • MR-Bildgebungsverfahren, die die Wechselwirkung zwischen Magnetfeldern und Kernspins nutzen, um zweidimensionale oder dreidimensionale Bilder zu erzeugen, werden heutzutage weithin verwendet, insbesondere im Bereich der medizinischen Diagnostik, da sie für die Bildgebung von Weichgewebe anderen Bildgebungsverfahren in vielerlei Hinsicht überlegen sind, keine ionisierende Strahlung benötigen und in der Regel nicht invasiv sind.
  • Gemäß dem MR-Verfahren ist im Allgemeinen der Körper des zu untersuchenden Patienten in einem starken, gleichmäßigen Magnetfeld B0 angeordnet, dessen Richtung gleichzeitig eine Achse (normalerweise die z-Achse) des Koordinatensystems definiert, auf das die Messung bezogen ist. Das Magnetfeld B0 erzeugt unterschiedliche Energiestufen für die einzelnen Kernspins in Abhängigkeit von der Magnetfeldstärke, die durch Anlegen eines elektromagnetischen Wechselfeldes (HF-Feld) mit definierter Frequenz (so genannte Larmorfrequenz oder MR-Frequenz) angeregt werden kann (Spinresonanz). Aus makroskopischer Sicht erzeugt die Verteilung der einzelnen Kernspins eine Gesamtmagnetisierung, die aus dem Gleichgewichtszustand abgelenkt werden kann, indem ein elektromagnetischer Impuls mit geeigneter Frequenz (HF-Impuls) angelegt wird, während sich das entsprechende Magnetfeld B1 dieses HF-Impulses senkrecht zur z-Achse erstreckt, sodass die Magnetisierung eine Kreiselbewegung um die z-Achse ausführt. Die Kreiselbewegung beschreibt eine Oberfläche eines Kegels, dessen Öffnungswinkel als Kippwinkel bezeichnet wird. Die Größe des Kippwinkels hängt von der Stärke und der Dauer des angelegten elektromagnetischen Impulses ab. Bei einem so genannten 90°-Impuls wird die Magnetisierung von der z-Achse in die Querebene (Kippwinkel 90°) abgelenkt.
  • Nach Beendigung des HF-Impulses relaxiert die Magnetisierung wieder in den ursprünglichen Gleichgewichtszustand zurück, in dem die Magnetisierung mit einer ersten Zeitkonstante T1 (Spin-Gitter- oder longitudinalen Relaxationszeit) erneut in der z-Richtung aufgebaut wird, und die Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Richtung relaxiert mit einer zweiten und kürzeren Zeitkonstante T2 (Spin-Spin- oder transversale Relaxationszeit). Die transversale Magnetisierung und ihre Variation können mittels HF-Empfangsspulen ermittelt werden, die im Untersuchungsvolumen der MR-Vorrichtung derart angeordnet und ausgerichtet sind, dass die Variation der Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Achse gemessen wird. Das Abklingen der transversalen Magnetisierung geht mit einer Dephasierung einher, die nach einer durch lokale Magnetfeld-Inhomogenitäten verursachten HF-Anregung auftritt, die einen Übergang von einem geordneten Zustand mit derselben Signalphase zu einem Zustand ermöglicht, in dem alle Phasenwinkel gleichmäßig verteilt sind. Die Dephasierung kann mittels eines refokussierenden HF-Impulses (z. B. eines 180°-Impulses) kompensiert werden. Dadurch entsteht in den Empfangsspulen ein Echosignal (Spinecho).
  • Um eine räumliche Auflösung im Körper zu realisieren, werden dem einheitlichen Magnetfeld B0 zeitveränderliche Magnetfeldgradienten überlagert, die sich entlang der drei Hauptachsen erstrecken, was zu einer linearen räumlichen Abhängigkeit der Spinresonanzfrequenz führt. Das in den Empfangsspulen aufgenommene Signal enthält dann Komponenten unterschiedlicher Frequenzen, die mit verschiedenen Stellen im Körper in Verbindung gebracht werden können. Die über die Empfangsspulen erhaltenen Signaldaten entsprechen dem räumlichen Frequenzbereich und werden k-Raumdaten genannt. Die k-Raum-Daten schließen in der Regel mehrere mit einer unterschiedlichen Phasenkodierung erfasste Linien ein. Jede Linie wird digitalisiert, indem eine Anzahl von Abtastungen gesammelt wird. Ein Satz k-Raumdaten wird mittels Fourier-Transformation in ein MR-Bild umgewandelt.
  • Altbach et al. („Radial Fast Spin-Echo Method for T2-Weighted Imaging and T2 Mapping of the Liver", J. Magn. Reson. Imaging, Bd. 16, S. 179 - 189, 2002) beschreiben ein radiales Fast-Spin-Echo(RAD-FSE)-Multishot-Verfahren, das entwickelt wurde, um die Qualität der abdominalen T2-gewichteten Bildgebung sowie die Charakterisierung von fokalen Leberläsionen zu verbessern. Ein neuartiges radiales k-Raum-Abtastschema wird verwendet, um Streifenartefakte aufgrund von T2-Variationen und Bewegung zu minimieren. Zur Verbesserung der Strömungsunterdrückung werden kleine Diffusionsgradienten angewendet. Ein Nachverarbeitungsalgorithmus wird verwendet, um mehrere hochauflösende Bilder (bei unterschiedlichen effektiven TE-Werten) sowie eine T2-Karte aus den Echosignaldaten zu erzeugen. Die T2-Karte wird verwendet, um bösartige von gutartigen Läsionen zu unterscheiden.
  • MR-Bildgebung mit rekombiniertem Multi-Echo-Gradientenecho (multi-echo recombined gradient echo, MERGE) ist eine Bildgebungstechnik, die zum Abbilden der Halswirbelsäule konzipiert ist. Bei dieser Technik wird eine Bildgebungssequenz, wie eine Fast-Field-Echo(FFE)- oder Echo-Planar-Imaging(EPI)-Sequenz, verwendet, die HF-Anregungsimpulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst, wobei nach jedem HF-Anregungsimpuls mehrere Echosignale bei unterschiedlichen Echozeiten (TEs) erzeugt werden. Die Echosignale können z. B. durch schnellen Polaritätswechsel des Frequenzkodiergradienten erzeugt werden. Die Anzahl der Echosignale ist durch ein Abklingen der scheinbaren transversalen Relaxation (T2*) begrenzt. Üblicherweise können 3-10 Echosignale erfasst werden. Magnitudeneinzelechobilder werden aus den erfassten Echosignaldaten rekonstruiert und summiert (z. B. durch einen Quadratsummen-Algorithmus), um ein ,zusammengeführtes' Multi-Echobild zu erhalten, das einen erhöhten Grau-/Weißsubstanzkontrast innerhalb des Rückenmarks zeigt, und dadurch die Läsionsauffälligkeit bei der Diagnose von Multipler Sklerose zu erhöhen. Entsprechende Techniken sind auch unter dem Akronym MEDIC (,multi-echo data image combination‘, ,Multi-Echo-Daten-Bild-Kombination‘) bekannt.
  • Ein Problem der bekannten zusammengeführten Multigradienten-Echotechniken besteht darin, dass der tatsächliche Kontrast in den kombinierten Bildern durch die ausgewählten Sequenzparameter, wie Anzahl der Echos, Echoabstand und Voxelgröße, bestimmt wird und damit durch verschiedene Sequenzbeschränkungen begrenzt wird. Zudem führen Patientenbewegungen und -flüsse sowie Systemmängel bekanntermaßen zu falschen positiven Ergebnissen bei der Erkennung von Läsionen mit diesen Verfahren.
  • Außerdem sind insbesondere bei radialen Erfassungsverfahren die Ausleseperioden im Vergleich zu EPI- oder Spiralerfassung relativ kurz. Geschwindigkeitsverbesserungen, die längere Ausleseperioden mit einer Mehrfach-Echo-Auslesetrajektorie verwenden, sind daher sehr wünschenswert.
  • Der Artikel „Free breathing volumeric fat/water separation by combining radial sampling, compressed snesing and parallel imaging" von Th. Benkert et al. in MRM 78 (2017) 565-576 betrifft eine bewegungsrobuste Multi-Echo-Stack-of-Stars-3D-GRE-Sequenz mit bipolarem Auslesen. Die erfassten Signale werden T1-gewichtet. Dieses bekannte Verfahren erreicht atmungsaufgelöste Wasser-Fett-Karten und kann unterschiedliche Atmungszustände rekonstruieren.
  • KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
  • Aus dem Vorstehenden ist leicht ersichtlich, dass ein Bedarf an einer verbesserten Technik besteht, welche die oben genannten Probleme überwindet. Eine Aufgabe der Erfindung ist es, eine zusammengeführte Multigradienten-Echo-MR-Bildgebung mit optimiertem Kontrast zu ermöglichen.
  • Zudem - und im Allgemeinen - ist es eine Aufgabe der Erfindung, eine Multi-Echo-Bildgebungstechnik mit erhöhter Erfassungsgeschwindigkeit und intrinsischer Unterdrückung von Artefakten aus B0-Inhomogenitäten, T2*-Abklingen, chemischer Verschiebung, Bewegung und/oder Fluss bereitzustellen, insbesondere in Kombination mit radialen oder spiralförmigen Erfassungen.
  • Erfindungsgemäß wird ein Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts, das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung platziert ist, offenbart. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte:
    • - Aussetzen des Objekts einer Bildgebungssequenz, die HF-Anregungsimpulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst, wobei nach jedem HF-Anregungsimpuls mehrere Echosignale bei unterschiedlichen Echozeiten erzeugt werden,
    • - Erfassen der Echosignaldaten entlang radialer oder spiralförmiger k-Raum-Trajektorien, weshalb die Bildgebungssequenz Magnetfeldgradientenblips in der x-/y- und/oder z-Richtung umfasst;
    • - Trennen der Signalbeiträge von Wasser und Fett zu den Echosignalen und Schätzen einer B0-Karte und/oder einer Zeitkarte der scheinbaren transversalen Relaxation (T2*-Karte) unter Verwendung eines Dixon-Algorithmus; und
    • - Synthetisieren eines Bildes mit einem spezifizierten Kontrast aus den Echosignaldaten, der B0-Karte und/oder der T2*-Karte.
  • Gemäß der Erfindung werden mehrere Echosignale bei unterschiedlichen TEs erfasst. Die Echosignale werden entlang radialer oder spiralförmiger k-Raum-Trajektorien erfasst. Radiale oder spiralförmige k-Raum-Trajektorien werden gegenüber herkömmlichen kartesischen k-Raum-Trajektorien wegen ihrer intrinsischen Bewegungsstabilität bevorzugt. Mittels radialer oder spiralförmiger k-Raum-Abtastung wird die Mitte des k-Raums überabgetastet und kontinuierlich aktualisiert. Diese Redundanz kann vorteilhaft ausgenutzt werden, um Bewegungs-, Bo- und T2*-Effekte zu detektieren und zu korrigieren.
  • Um eine gleichmäßige k-Raumabdeckung zu erhalten, wird der Drehwinkel der radialen oder spiralförmigen k-Raum-Trajektorien vorzugsweise um den Goldenen Winkel ΔΦ = 111,25° inkrementiert, was 180° multipliziert mit dem Goldenen Schnitt entspricht. Um eine optimale Verteilung der erfassten Echosignaldaten im k-Raum bei einer hohen Erfassungsgeschwindigkeit zu erhalten, werden gemäß der Erfindung Magnetfeldgradientenblips (kurze Magnetfeldgradientenimpulse, die zwischen Echosignalerfassungsintervallen nach demselben HF-Anregungsimpuls angelegt werden) in der x-/y- und/oder z-Richtung verwendet. Der Einfachheit halber beziehen sich die x-/y-/z-Richtungen hier auf die Achsen des Messkoordinatensystems, d. h. auf die Auslese-/Phasenkodier-/Schichtselektions-Richtungen, die mit dem oben eingeführten Magnetkoordinatensystem fluchten können oder nicht.
  • Da die Blip-Kodierzeit zwischen mehreren Echoauslesungen begrenzt ist, wird für eine optimale Verteilung ein sehr kleiner Goldener-Winkel-Schritt bevorzugt. Die Abdeckung mindestens der Hälfte des k-Raums mit der Anzahl der Echos, die nach demselben HF-Anregungsimpuls erfasst werden, garantiert eine gleichmäßige zeitliche Verteilung in der 2D-Bildgebung. Das Verfahren kann auch an einen sogenannten Pseudo-Goldene-Winkel angepasst werden, der das Goldene-Winkel-Schema auf ein äquidistantes Radialgitter zwingt. Der sehr kleine Goldene Winkel und der Pseudo-Goldene-Winkel werden hierin alle als unter den allgemeinen Begriff,Goldener Winkel‘ fallend angesehen. In solchen Goldene-Winkel-Schemata fügen nachfolgend abgetastete radiale oder spiralförmige k-Raum-Trajektorien immer komplementäre Informationen hinzu, während die größten Lücken im k-Raum innerhalb des zuvor abgetasteten Satzes von k-Raum-Trajektorien gefüllt werden.
  • Zur Trennung von Beiträgen aus Wasser und Fett zu den erfassten Echosignalen wird gemäß der Erfindung ein Dixon-Algorithmus verwendet. Im Allgemeinen ist eine solche Trennung möglich, weil eine bekannte präzessionelle Frequenzdifferenz von Wasserstoff in Wasser und Fett besteht. In seiner einfachsten Form werden Wasser- und Fettbilder entweder durch Addition oder Subtraktion von zwei Echosignalen erzeugt, wobei die Wasser- und Fettsignale ,phasengleich‘ bzw. ,phasenverschoben‘ sind. In etwas komplexeren Formen des Dixon-Algorithmus wird aus den erfassten Echosignalen auch eine B0-Karte und/oder eine T2*-Karte extrahiert.
  • Die Trennung von Wasser und Fett und die Schätzung einer B0-Karte und einer T2*-Karte stellen eine Flexibilität bei der Optimierung des Kontrastes des synthetisierten Bildes für bestimmte diagnostische Zwecke bereit. T2* resultiert hauptsächlich aus Inhomogenitäten im Hauptmagnetfeld B0. Diese Inhomogenitäten sind die Folge von intrinsischen Inhomogenitäten im Hauptmagnetfeld selbst und von durch das Gewebe hervorgerufenen suszeptibilitätsinduzierten Feldverzerrungen. Letztere Art von B0-Verzerrungen bestimmt den Kontrast von Interesse bei T2*-gewichteter Bildgebung. Der Einfluss des ersteren Typs von B0-Inhomogenitäten auf T2* wird in dem Verfahren der Erfindung berücksichtigt, um das Signal-Rausch-Verhältnis weiter zu erhöhen und/oder den Kontrast in dem synthetisierten Bild zu verbessern.
  • Das Bild wird gemäß der Erfindung aus den erfassten Echosignaldaten synthetisiert, wobei ein gewünschter T2*-Kontrast gewählt werden kann und B0-Inhomogenitäten und T2*-Abklingen aufgrund der entsprechenden aus den erfassten Echoeinzeldaten abgeleiteten Karten kompensiert werden können.
  • Als ein Ergebnis ermöglicht die Erfindung eine ultraschnelle 3D-Radial- oder Spiralerfassung (z. B. stack-of-stars oder stack-of-spirals) mit intrinsischer B0- und T2*-Kartierung und Wasser/Fett-Trennung.
  • Von besonderem Wert ist die Erfindung in Kombination mit der Anwendung von Kontrastmitteln, da die Erfindung die Rekonstruktion (Synthese) eines Bildes mit T1-Kontrast und eines Bildes mit einem gewünschten T2*-Kontrast (wie es für dynamische kontrastverbesserte (dynamic contrast-enhanced, DCE) MR-Bildgebung und dynamische Suszeptibilitätskontrast(dynamic susceptibility contrast, DSC)-MR-Bildgebung erforderlich ist) aus denselben Echosignaldaten ermöglicht, die gemäß der Erfindung bei einer sehr hohen Geschwindigkeit erfasst werden können.
  • Außerdem ist es eine Erkenntnis der Erfindung, dass das in der bekannten MERGE/MEDIC-Technik berechnete kombinierte Bild als T2*-gewichtetes Bild bei einer effektiven Echozeit betrachtet werden kann, die durch die Sequenzparameter der Multi-Echosequenz, nämlich die Anzahl der Echos, den Wert der ersten Echozeit in der Sequenz, den Echoabstand sowie durch T2* selbst bestimmt ist. Diese Erkenntnis eröffnet die Möglichkeit, ein Bild mit dem gewünschten Kontrast aus den erfassten Echosignalen und der T2*-Karte ohne jegliche durch die Bildgebungssequenz auferlegte Einschränkung zu synthetisieren. Gleichzeitig kann die abgeleitete B0-Karte verwendet werden, um B0-Inhomogenität-induzierte Bildartefakte zu kompensieren.
  • In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird auch eine Flusskarte aus den erfassten Echosignaldaten abgeleitet, wobei die Flusskarte in dem Schritt des Synthetisierens des Bildes verwendet wird, um unerwünschte Flussartefakte zu kompensieren oder um einen gewünschten Flusskontrast zu erhalten.
  • Bei dreidimensionalen Erfassungen kann die Phasenkodierung der Echosignale nur in x-/y-Richtung, nur in z-Richtung oder gleichzeitig in x-/y- und z-Richtung erfolgen. Daher wird in einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung die Phasenkodierung der Echosignale in z-Richtung variiert, während der Drehwinkel der radialen oder spiralförmigen k-Raum-Trajektorien um das Goldene-Winkel-Inkrement in der kx-/ky-Richtung inkrementiert wird, wobei für jeden einzelnen kz-Schritt für mehrere benachbarte kz-Ebenen eine gleichmäßige Abdeckung des k-Raums in der kx/ky-Richtung erreicht wird. Der Vorteil ist eine verbesserte Bewegungscharakteristik.
  • Außerdem kann zur Beschleunigung der Erfassung die Abtastdichte in der kx-/ky-Richtung in Abhängigkeit von kz variieren, so dass ein zentraler Abschnitt des k-Raums, der die relevantesten Informationen für den Bildkontrast umfasst, dichter abgetastet wird als die peripheren Abschnitte. Hierdurch kann an dem peripheren Abschnitt des k-Raums eine Phasenkodierung nur in der z-Richtung durchgeführt werden, während im Zuge der Bewegung zum zentralen Abschnitt des k-Raums eine Phasenkodierung sowohl in x/y als auch z mit einer gleichmäßigen Verteilung verwendet werden kann. Dieser Ansatz der variablen Dichte eröffnet die Möglichkeit, 3D-Bildnavigatoren variabler Dichte aus dem radialen 3D-stack-of-stars-Datensatz zu extrahieren.
  • Darüber hinaus kann durch Verschiebung der x-/y- und z-Kodierung zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungen eine gute Verteilung der Echozeiten über den k-Raum erreicht werden.
  • Um die Bildrekonstruktion zu erleichtern, können aus den bei der jeweiligen Echozeit erfassten Echosignaldaten einzelne Echobilder rekonstruiert werden.
  • Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform kann ein k-Raum-gewichteter Bildkontrastfilter (k-space weighted image contrast filter, KWIC-Filter) zur Rekonstruktion der Einzelechobilder verwendet werden (siehe Song et al., Magn. Reson. Med., 44, 825-832, 2000). Zudem kann eine komprimierte Abtastung zur Rekonstruktion der Einzelechobilder oder innerhalb der Wasser/Fett-Trennung angewendet werden.
  • Zudem kann eine Teilmenge der Echosignale bei einer ultrakurzen Echozeit (ultra-short echo time, UTE) erzeugt werden (siehe Berker et al., J. Nucl. Med. 2012, 53, 796-804), um den Bereich zugänglicher Echozeitwerte zu erweitern. Zu diesem Zweck können auch bekannte Teil-Echotechniken angewendet werden. Die Echoverschiebung kann alternativ oder zusätzlich zur Verbesserung der Echozeitabdeckung und zur Optimierung der T2*-Kartierung eingesetzt werden.
  • In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung beinhaltet das Synthetisieren des Bildes eines spezifizierten Kontrastes das Berechnen eines Null-Echozeit-Magnituden-Bildes und einer T2*-Karte aus den erfassten Echosignaldaten und das Anwenden einer Gewichtung auf jedes Voxel des Null-Echozeit-Magnitudenbildes, wobei die Gewichtung aus der T2*-Karte abgeleitet wird. Die Gewichtung berechnet sich aus dem T2* an der jeweiligen Voxelstelle und aus der effektiven Echozeit, die gewählt wird, um den gewünschten Kontrast zu erhalten. Auf diese Weise kann erreicht werden, dass das synthetisierte Bild einem herkömmlichen MERGE/MEDIC-Bild ähnelt (das durch Magnitudenrekonstruktion von Einzelechobildern aus den erfassten Echosignalen und der Kombination der Einzelechobilder z. B. durch einen Quadratsummenalgorithmus erzeugt wird), jedoch ohne die Einschränkungen, die dem Kontrast durch den praktisch zugänglichen Bereich von Sequenzparametern auferlegt werden.
  • Vorzugsweise ist die Bildgebungssequenz, die von dem Verfahren der Erfindung verwendet wird, ein Fast-/Turbofeldecho(FFE/TFE)- oder eine symmetrische Fast-/Turbofeldechosequenz oder eine Echo-Planar-Bildgebungs(EPI)-Sequenz oder eine Spin-Echosequenz. Dies sind bewährte Techniken, die zur schnellen und effektiven Erfassung von Echosignalen bei unterschiedlichen Echozeiten einsetzbar sind.
  • In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird aus „intrinsischen“ Daten von einer oder mehrerer Shots der Bildgebungssequenz Bewegung detektiert und eine Bewegungskompensation bei der Trennung der Signalbeiträge von Wasser und Fett und/oder bei der Synthese des Bildes eines spezifizierten Kontrastes angewendet. Hierdurch ermöglicht der 3D-Multiecho-, Multishot-Navigator-Ansatz mit variabler Dichte verbesserte „intrinsische“ Bewegungsdetektions- und Korrekturmöglichkeiten unter Verwendung beispielsweise bekannter komprimierter Abtastverfahren, XD-GRASP oder 3D-Ansätze mit elastischer Registrierungskombination.
  • Das Verfahren der bisher beschriebenen Erfindung kann mittels einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden, die mindestens eine Hauptmagnetspule zum Erzeugen eines gleichmäßigen, stabilen Magnetfeldes B0 in einem Untersuchungsvolumen, eine Anzahl von Gradientenspulen zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen im Untersuchungsvolumen, mindestens eine Körper-HF-Spule zum Erzeugen von HF-Impulsen im Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Körper eines Patienten, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten und eine Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen einschließt. Das Verfahren der Erfindung kann durch ein entsprechendes Programmieren der Rekonstruktionseinheit und/oder der Steuereinheit der MR-Vorrichtung realisiert werden.
  • Das Verfahren der Erfindung kann an den meisten MR-Vorrichtungen, die derzeit in klinischer Verwendung sind, vorteilhaft durchgeführt werden. Zu diesem Zweck ist es lediglich erforderlich, ein Computerprogramm zu verwenden, mit dem die MR-Vorrichtung derart gesteuert wird, dass sie die oben erläuterten Verfahrensschritte der Erfindung ausführt. Das Computerprogramm kann entweder auf einem Datenträger vorhanden sein oder in einem Datennetz vorhanden sein, so dass es zur Installation in der Steuereinheit der MR-Vorrichtung heruntergeladen werden kann.
  • Figurenliste
  • Die beigefügten Zeichnungen offenbaren bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. Es versteht sich jedoch, dass die Zeichnungen nur zu Darstellungszwecken und nicht als Definition der Grenzen der Erfindung ausgelegt sind. In den Zeichnungen zeigen:
    • 1 eine MR-Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens der Erfindung;
    • 2 ein schematisches (vereinfachtes) Impulssequenzdiagramm einer Multigradienten-Echo-MR-Bildgebungssequenz gemäß der Erfindung;
    • 3 ein Beispiel eines k-Raum-Abtastmusters der Erfindung;
    • 4 ein Beispiel für ein zusammengeführtes Multigradienten-Echobildes, das gemäß der Erfindung synthetisiert ist.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
  • Unter Bezugnahme auf 1 wird eine MR-Vorrichtung 1 als ein Blockdiagramm gezeigt. Die Vorrichtung umfasst supraleitende oder resistive Hauptmagnetspulen 2, derart, dass ein im Wesentlichen einheitliches, zeitlich konstantes Magnetfeld B0 entlang einer z-Achse durch ein Untersuchungsvolumen erzeugt wird. Die Vorrichtung umfasst ferner einen Satz Shimspulen 2' (1., 2. und sofern anwendbar 3. Ordnung), wobei der Stromfluss durch die einzelnen Shimspulen des Satzes 2' zum Zweck der Minimierung von B0-Abweichungen im Untersuchungsvolumen steuerbar ist.
  • Ein Magnetresonanz-Erzeugungs- und Manipulationssystem wendet eine Reihe von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten an, um Kernmagnetspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz neu zu fokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich und auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und dergleichen, um eine MR-Bildgebung auszuführen.
  • Genauer wendet ein Gradientenverstärker 3 Stromimpulse oder Wellenformen auf ausgewählte Ganzkörper-Gradientenspulen 4, 5 und 6 entlang x-, y- und z-Achsen des Untersuchungsvolumens an. Ein digitaler HF-Frequenzsender 7 sendet HF-Impulse oder -Impulspakete über einen Sende-/Empfangsschalter 8 zu einer Körper-HF-Spule 9, um die HF-Impulse in das Untersuchungsvolumen zu übertragen. Eine typische MR-Bildgebungssequenz besteht aus einem Paket von HF-Impulssegmenten mit kurzer Dauer, die zusammen mit etwaigen angelegten Magnetfeldgradienten eine ausgewählte Manipulation von Kernmagnetresonanzsignalen erzielen. Die HF-Impulse werden verwendet, um Resonanz zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung zu invertieren, Resonanz neu zu fokussieren oder Resonanz zu manipulieren und einen Teil eines Körpers 10 auszuwählen, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist. Die MR-Signale werden auch von der Körper-HF-Spule 9 aufgenommen.
  • Zur Erzeugung von MR-Bildern begrenzter Regionen des Körpers 10 oder für Abtastbeschleunigung mittels paralleler Bildgebung wird ein Satz von lokalen Array-HF-Spulen 11, 12, 13 angrenzend an den zur Bildgebung ausgewählten Bereich platziert. Die Array-Spulen 11, 12, 13 können verwendet werden, um durch Körperspulen-HF-Übertragungen induzierte MR-Signale zu empfangen.
  • Die resultierenden MR-Signale werden durch die Körper-HF-Spule 9 und/oder durch die Array-HF-Spulen 11, 12, 13 aufgenommen und durch einen Empfänger 14 vorzugsweise einschließlich eines Vorverstärkers (nicht dargestellt) demoduliert. Der Empfänger 14 ist über den Sende-/Empfangsschalter 8 mit den HF-Spulen 9, 11, 12 und 13 verbunden.
  • Ein Host-Computer 15 steuert die Shimspulen 2' sowie den Gradientenimpulsverstärker 3 und den Sender 7, um beliebige einer Vielzahl von MR-Bildgebungssequenzen zu erzeugen, wie z. B. Echo-Planar-Bildgebung (EPI), Echo-Volumen-Bildgebung, Gradienten- und Spin-Echo-Bildgebung, schnelle Spin-Echo-Bildgebung und dergleichen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 14 ein einziges oder eine Vielzahl von MR-Signalen in schneller Folge nach jedem HF-Anregungsimpuls. Ein Datenerfassungssystem 16 führt eine Analog-Digital-Wandlung der empfangenen Signale durch und wandelt jede MR-Datenabtastung in ein digitales Format um, das für die weitere Verarbeitung geeignet ist. Bei modernen MR-Geräten ist das Datenerfassungssystem 16 ein separater Computer, der auf die Erfassung von Rohbilddaten spezialisiert ist.
  • Letztlich werden die digitalen Rohbilddaten durch einen Rekonstruktionsprozessor 17, der eine Fourier-Transformation oder andere geeignete Rekonstruktionsalgorithmen anwendet, in eine Bilddarstellung rekonstruiert. Das MR-Bild kann einen planaren Schnitt durch den Patienten, eine Anordnung von parallelen planaren Schnitten, ein dreidimensionales Volumen oder dergleichen darstellen. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher gespeichert, wo es zugänglich ist, um Schnitte, Projektionen oder andere Teile der Bilddarstellung in ein geeignetes Format zur Visualisierung umzuwandeln, beispielsweise über einen Videomonitor 18, der eine menschenlesbare Anzeige des resultierenden MR-Bildes bereitstellt.
  • Der Host-Computer 15 ist so programmiert, dass er das vorstehend und im Folgenden beschriebene Verfahren der Erfindung ausführt.
  • In 2 ist ein schematisches Impulssequenzdiagramm einer Bildgebungssequenz gemäß der Erfindung dargestellt. Das Diagramm zeigt geschaltete Magnetfeldgradienten in Auslese- und Phasenkodierrichtungen x und y sowie in Schichtselektionsrichtung z. Zudem zeigt das Diagramm einen HF-Anregungsimpuls sowie die Zeitintervalle, in denen mehrere Echosignale erfasst werden, die mit ACQ1, ACQ2 und ACQN bezeichnet sind. Das Diagramm deckt die Erfassung von N Echosignalen ab. Eine Vielzahl von Sätzen von N Echosignalen wird durch mehrfache Wiederholungen (Shots) der dargestellten Sequenz unter Verwendung unterschiedlicher Gradienten-Wellenformen in der x-/y-Richtung und/oder in der z-Richtung erfasst, um den erforderlichen Bereich des k-Raums durch ein radiales Abtastmuster vollständig abzudecken. Der zeitliche Verlauf und die Amplituden der Auslesegradienten in der x-/y-Richtung werden so gewählt, dass unterschiedliche Echozeiten TE1, TE2, ..., TEN bereitgestellt werden. Zusätzlich zu den eigentlichen Auslesemagnetfeldgradienten zwischen den Echosignalerfassungszeitintervallen ACQ1-ACQN in der x-/y-Richtung werden kurze Magnetfeldgradientenblips angewendet. Zur Erzielung eines kartesischen k-Raum-Abtastmusters in dieser Richtung (stack of stars) werden auch Blips in der z-Richtung angewendet. Auf diese Weise wird eine sehr schnelle Erfassung mit einer optimalen Verteilung der erfassten Echosignaldaten im k-Raum erreicht.
  • Wie in 3 ferner veranschaulicht, wird die Phasenkodierung der Echosignale in einem einzigen Shot in der z-Richtung variiert, während der Drehwinkel der radialen k-Raum-Trajektorien in der kx-/ky-Richtung um das Goldene-Winkel-Inkrement inkrementiert wird. In dem Beispiel von 3 führen die Magnetfeldgradientenblips in der z-Richtung (wie in 2 gezeigt) dazu, dass der k-Raum abwechselnd in zwei benachbarten kz-Ebenen (mit kz1 und kz2 bezeichnet) abgetastet wird. Die Sequenz von Echosignalen, die in einem einzelnen Shot der Bildgebungssequenz erfasst wird, wird als E1, ..., E6 bezeichnet. Das Echosignal E1 wird zunächst aus der Ebene kz1 erfasst, dann wird der Drehwinkel des radialen k-Raumprofils um den kleinen Goldenen Winkel α inkrementiert und das nächste Echosignal E2 aus der Ebene kz2 abgetastet. Der Drehwinkel wird wieder um alpha inkrementiert, das nächste Echosignal E3 wird wieder aus der Ebene kz1 erfasst usw. Das Drehwinkelinkrement zwischen zwei aufeinander folgenden k-Raumprofilen, die aus derselben Ebene erfasst wurden, beträgt somit 2α. Somit kann nicht für jede einzelne kz-Ebene, aber für mehrere benachbarte kz-Ebenen eine ausreichend hohe Abtastdichte in der kx-ky-Ebene erreicht werden. Auf diese Weise kann die Erfassungsgeschwindigkeit ohne einen relevanten negativen Einfluss auf die endgültige Bildqualität signifikant erhöht werden.
  • Als ein Zwischenschritt können Einzelechobilder aus den erfassten Echosignaldaten rekonstruiert werden: ein erstes Einzelechobild, das der ersten Echozeit TE1 zugeordnet ist, ein zweites Einzelechobild, das der zweiten Echozeit TE2 zugeordnet ist, und so weiter. Die Beiträge von Wasser und Fett zu den jeweiligen Voxelwerten werden durch Anwendung eines Dixon-Algorithmus bekannter Art auf der Grundlage der unterschiedlichen Echozeiten TE1, ..., TEN getrennt. Gleichzeitig wird durch Einbeziehen des T2*-Abklingens in das im Dixon-Algorithmus verwendete Signalmodell eine T2*-Karte geschätzt. Alternativ können die Trennung von Wasser und Fett und die Schätzung von T2* direkt an den erfassten Echosignaldaten durchgeführt werden, ohne explizit Einzelechobilder zu rekonstruieren.
  • Je nach Art der Kombination können die aus den bekannten MERGE- oder MEDIC-Verfahren resultierenden Bilder beschrieben werden durch: S 1 = ∑ n = 1 N S   e − T E n / T 2 ∗ ,
    Figure DE112019000927T5_0001
     S 2 = ∑ n = 1 N ( S  e − T E n / T 2 ∗ ) 2 ,
    Figure DE112019000927T5_0002
     S 3 = ∑ n = 1 N ( S   e − T E n / T 2 * ) 2 ,
    Figure DE112019000927T5_0003
     S 4 = 1 4 ∑ n = 1 N ( S   e − T E n / T 2 ∗ ) 2 ,
    Figure DE112019000927T5_0004
    wobei N die Anzahl der Echos bezeichnet und S einen Voxelwert der resultierenden Bilder bezeichnet.
  • Unter der Annahme eines konstanten Echoabstandes ΔTE kann Gl. (1) neu geschrieben werden als: S 1 = S   e − T E 1 / T 2 ∗ ∑ n = 1 N e − ( n − 1 ) Δ T E / T 2 ∗ ,
    Figure DE112019000927T5_0005
     S 1 = S   e − T E 1 / T 2 ∗ 1 − e − N   Δ T E / T 2 ∗ 1 − e − Δ T E / T 2 ∗ .
    Figure DE112019000927T5_0006
  • Dies ermöglicht die Einführung einer effektiven Echozeit TE1e: S 1 = S   e − T E 1 e / T 2 ∗
    Figure DE112019000927T5_0007
    gegeben durch: e − T E 1 e / T 2 ∗ = e − T E 1 / T 2 ∗ 1 − e − N   Δ T E / T 2 ∗ 1 − e − Δ T E / T 2 ∗ ,
    Figure DE112019000927T5_0008
     T E 1 e = T E 1 − T 2 ∗ ln ( 1 − e − N   Δ T E / T 2 ∗ 1 − e − Δ T E / T 2 ∗ ) .
    Figure DE112019000927T5_0009
  • In ähnlicher Weise können die kombinierten Bilder S2, S3, S4 unter Verwendung effektiver Echozeiten berechnet werden, die gegeben sind durch: T E 2 e = 2 T E 1 − T 2 ∗ ln ( 1 − e − 2 N   Δ T E / T 2 ∗ 1 − e − 2   Δ T E / T 2 ∗ ) ,
    Figure DE112019000927T5_0010
     T E 3 e = T E 1 − T 2 ∗ 2 ln ( 1 − e − 2 N   Δ T E / T 2 ∗ 1 − e − 2   Δ T E / T 2 ∗ ) ,
    Figure DE112019000927T5_0011
     T E 4 e = T E 1 + T 2 ∗ ln ( N ) − T 2 ∗ 2 ln ( 1 − e − 2 N   Δ T E / T 2 ∗ 1 − e − 2   Δ T E / T 2 ∗ ) ,
    Figure DE112019000927T5_0012
  • Es ist somit die Erkenntnis der Erfindung, dass die aus den MERGE- oder MEDIC-Verfahren resultierenden Bilder als T2*-gewichtete Bilder angesehen werden können, wobei die effektive Echozeit indirekt durch die ausgewählte Anzahl von Echos, die erste Echozeit und den Echoabstand, aber auch und am deutlichsten durch T2* bestimmt wird.
  • Um die einzige indirekte Bestimmung der effektiven Echozeit und jegliche Einschränkung der Bildgebungssequenz zu überwinden, schlägt die Erfindung vor, zuerst eine T2*-Karte aus den Echosignaldaten zu schätzen und dann ein Bild aus dem geschätzten Null-Echozeit-Magnitudenbild und der T2*-Karte zu synthetisieren. Die Trennung von Wasser und Fett kann optional eingeschlossen werden, um noch mehr Flexibilität bei der Optimierung des Kontrastes in den resultierenden Bildern in Abhängigkeit von den speziellen Diagnosezwecken bereitzustellen.
  • Um die Empfindlichkeit der bekannten MERGE-/MEDIC-Verfahren gegenüber Bewegung zu überwinden, wird vorgeschlagen, anstelle herkömmlicher kartesischer k-Raum-Trajektorien radiale oder spiralförmige k-Raum-Trajektorien zu verwenden. Vorzugsweise wird eine Projektions- oder Verschachtelungsordnung basierend auf dem Goldenen Winkel verwendet und eine inkrementelle Drehung um einen kleinen Goldenen Winkel zwischen aufeinander folgenden radialen oder spiralförmigen Erfassungen angewendet. Zusätzlich können inkonsistente Daten optional verworfen werden und Bewegung kann optional zwischen den individuellen Erfassungen detektiert und korrigiert werden.
  • 4 zeigt ein beispielhaftes Bild des Rückenmarks, das durch das Verfahren der Erfindung synthetisiert wurde. Das Bild ermöglicht eine ausgezeichnete Unterscheidung zwischen Grau- und Weißsubstanz.
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
  • Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
  • Zitierte Nicht-Patentliteratur
    • Altbach et al. („Radial Fast Spin-Echo Method for T2-Weighted Imaging and T2 Mapping of the Liver“, J. Magn. Reson. Imaging, Bd. 16, S. 179 - 189, 2002 [0006]
    • „Free breathing volumeric fat/water separation by combining radial sampling, compressed snesing and parallel imaging“ von Th. Benkert et al. in MRM 78 (2017) 565-576 [0010]
    • Song et al., Magn. Reson. Med., 44, 825-832, 2000 [0028]
    • Berker et al., J. Nucl. Med. 2012, 53, 796-804 [0029]

Claims (16)

  1. Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts (10), das in dem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung (1) positioniert ist, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: - Aussetzen des Objekts (10) einer Bildgebungssequenz, die HF-Anregungsimpulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst, wobei nach jedem HF-Anregungsimpuls mehrere Echosignale bei unterschiedlichen Echozeiten erzeugt werden, - Erfassen der Echosignaldaten entlang radialer oder spiralförmiger k-Raum-Trajektorien, weshalb die Bildgebungssequenz Magnetfeldgradientenblips in der x-/y- und/oder z-Richtung umfasst, so dass unterschiedliche Echozeiten (TE1, TE2, ..., TEN) bereitgestellt werden, - Synthetisieren T2*-gewichteter Signale mit einem spezifizierten Kontrast aus den erfassten Echosignaldaten, wobei die effektive Echozeit indirekt durch die ausgewählte Anzahl von Echos, die erste Echozeit TE1 und den Echoabstand und durch T2* bestimmt wird, - Trennen der Signalbeiträge von Wasser und Fett und Schätzen einer B0-Karte und/oder einer Zeitkarte der scheinbaren transversalen Relaxation(T2*-Karte) unter Verwendung eines Dixon-Algorithmus; und - Rekonstruieren eines Bildes mit dem spezifizierten Kontrast aus den synthetisierten T2*-gewichteten Signalen, der B0-Karte und/oder der T2*-Karte.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Drehwinkel der radialen oder spiralförmigen k-Raum-Trajektorien während der Erfassung um den Goldenen Winkel inkrementiert wird.
  3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Phasenkodierung der Echosignale in der z-Richtung variiert wird und/oder der Drehwinkel der radialen oder spiralförmigen k-Raum-Trajektorien in der kx-/ky-Richtung inkrementiert wird.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-3, wobei die Abtastdichte in der kx-/ky-Richtung in Abhängigkeit von kz variiert, so dass ein zentraler Abschnitt des k-Raums dichter abgetastet wird als die peripheren Abschnitte.
  5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-4, wobei ein oder mehrere Shots der Multiechoerfassung verwendet werden, um ein intrinsisches Bildnavigationssignal zu extrahieren, das zur Bewegungskorrektur verwendet wird.
  6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-5, wobei für jede Echozeit ein Einzelechobild aus den erfassten Echosignaldaten rekonstruiert wird.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-6, wobei ein k-Raum gewichteter Bildkontrast(KWIC)-Filter zum Rekonstruieren der Einzelechobilder verwendet wird.
  8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-7, wobei das komprimierte Erfassen zum Rekonstruieren der Einzelechobilder oder innerhalb der Wasser/Fett-Trennung verwendet wird.
  9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-8, wobei eine Teilmenge der Echosignale bei einer ultrakurzen Echozeit (UTE) erzeugt wird.
  10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-9, wobei das Synthetisieren des Bildes mit einem spezifizierten Kontrast Folgendes beinhaltet: - Berechnen eines Null-Echozeit-Magnitudenbildes aus den erfassten Echosignaldaten und - Anwenden einer Gewichtung auf jedes Voxel des Null-Echozeit-Magnitudenbildes, wobei die Gewichtung von der T2*-Karte abgeleitet wird.
  11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-10, wobei die Bildgebungssequenz eine Feldechosequenz oder eine Spin-Echosequenz ist.
  12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-11, wobei während der Erfassung der Echosignale eine Bewegung des Objekts (10) detektiert wird, wobei in dem Schritt des Rekonstruierens der Einzelechobilder, in dem Schritt des Trennens der Signalbeiträge von Wasser und Fett, oder in dem Schritt des Synthetisierens des Bildes mit einem spezifizierten Kontrast eine entsprechende Bewegungskompensation angewendet wird.
  13. Verfahren nach Anspruch 1-12, wobei das synthetisierte Bild einem Bild ähnelt, das erzeugt wird durch - Magnitudenrekonstruktion von Einzelechobildern aus den erfassten Echosignaldaten und - Kombination der Einzelechobilder durch einen Quadratsummenalgorithmus.
  14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1-13, wobei eine Flusskarte aus den erfassten Echosignaldaten abgeleitet wird, wobei die Flusskarte in dem Schritt des Synthetisierens des Bildes verwendet wird.
  15. MR-Vorrichtung, einschließlich mindestens einer Hauptmagnetspule (2) zum Erzeugen eines gleichmäßigen, stabilen Hauptmagnetfeldes B0 in einem Untersuchungsvolumen, einer Anzahl von Gradientenspulen (4, 5, 6) zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in unterschiedlichen räumlichen Richtungen im Untersuchungsvolumen, mindestens einer HF-Spule (9) zum Erzeugen von HF-Impulsen im Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Objekt (10), das im Untersuchungsvolumen positioniert ist, einer Steuereinheit (15) zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten und einer Rekonstruktionseinheit (17) zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen, wobei die MR-Vorrichtung (1) ausgebildet ist, um die folgenden Schritte auszuführen: - Aussetzen des Objekts (10) einer Bildgebungssequenz, die HF-Anregungsimpulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst, wobei nach jedem HF-Anregungsimpuls mehrere Echosignale bei unterschiedlichen Echozeiten erzeugt werden, - Erfassen der Echosignaldaten entlang radialer oder spiralförmiger k-Raum-Trajektorien, weshalb die Bildgebungssequenz Magnetfeldgradientenblips in der x-/y- und/oder z-Richtung umfasst, so dass unterschiedliche Echozeiten (TE1, TE2, ..., TEN) bereitgestellt werden; - Synthetisieren T2*-gewichteter Signale mit einem spezifizierten Kontrast aus den erfassten Echosignaldaten, wobei die effektive Echozeit indirekt durch die ausgewählte Anzahl von Echos, die erste Echozeit TE1 und den Echoabstand und durch T2* bestimmt wird, - Trennen der Signalbeiträge von Wasser und Fett zu den Echosignalen und Schätzen einer B0-Karte und/oder einer Zeitkarte der scheinbaren transversalen Relaxation (T2*-Karte) unter Verwendung eines Dixon-Algorithmus; und - Rekonstruieren eines Bildes mit dem spezifizierten Kontrast aus den synthetisierten T2*-gewichteten Signalen, der B0-Karte und/oder der T2*-Karte.
  16. Computerprogramm zum Ausführen auf einer MR-Vorrichtung, wobei das Computerprogramm Anweisungen umfasst zum: - Erzeugen einer Bildgebungssequenz, die HF-Anregungsimpulse und geschaltete Magnetfeldgradienten umfasst, wobei nach jedem HF-Anregungsimpuls mehrere Echosignale bei unterschiedlichen Echozeiten erzeugt werden, - Erfassen der Echosignaldaten entlang radialer oder spiralförmiger k-Raum-Trajektorien, weshalb die Bildgebungssequenz Magnetfeldgradientenblips in der x-/y- und/oder z-Richtung umfasst, so dass unterschiedliche Echozeiten (TE1, TE2, ..., TEN) bereitgestellt werden; - Synthetisieren T2*-gewichteter Signale mit einem spezifizierten Kontrast aus den erfassten Echosignaldaten, wobei die effektive Echozeit indirekt durch die ausgewählte Anzahl von Echos, die erste Echozeit TE1 und den Echoabstand und durch T2* bestimmt wird, - Trennen der Signalbeiträge von Wasser und Fett zu den Echosignalen und Schätzen einer B0-Karte und/oder einer Zeitkarte der scheinbaren transversalen Relaxation (T2*-Karte) unter Verwendung eines Dixon-Algorithmus; und - Rekonstruieren eines Bildes mit dem spezifizierten Kontrast aus den synthetisierten T2*-gewichteten Signalen, der B0-Karte und/oder der T2*-Karte.
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