DE112020004378T5

DE112020004378T5 - Mr-bildgebung mit wasser/fett-trennung vom dixon-typ

Info

Publication number: DE112020004378T5
Application number: DE112020004378.9T
Authority: DE
Inventors: Holger Eggers
Original assignee: Koninklijke Philips NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2019-09-16
Filing date: 2020-09-11
Publication date: 2022-05-25
Also published as: WO2021052882A1; EP3792647A1; CN114402214A; US20220390538A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur MR-Bildgebung vom Dixon-Typ eines Objekts (10), das in einem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung (1) platziert ist. Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren bereitzustellen, das eine verbesserte Dixon-Wasser/Fett-Trennung in Kombination mit einer Dual-Erfassungs-Gradientenecho-Bildgebungssequenz ermöglicht. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte: - Aussetzen des Objekts (10) einer Dual-Erfassungs-Gradientenecho-Bildgebungssequenz, die eine Reihe von zeitlich äquidistanten HF-Anregungen umfasst, wobei ein Gradientenecho in jeder Repetitionszeit zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungen erzeugt wird, wobei die Echozeit zwischen einem ersten und einem zweiten Wert (TE1, TE2) wechselt, und wobei phasenkodierende Magnetfeldgradienten (P, S) in jeder Repetitionszeit geschaltet werden, um einen vordefinierten Bereich des k-Raums abzutasten; - Erfassen von Echosignalen von dem Objekt (10), wobei jedes Gradientenecho, das entweder dem ersten oder dem zweiten Echozeitwert (TE1, TE2) zugeordnet ist, als ein Teilecho abgetastet wird, und - Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den erfassten Echosignalen, wobei Signalbeiträge von Wasser und Fett getrennt werden. Darüber hinaus bezieht sich die Erfindung auf eine MR-Vorrichtung (1) und auf ein Computerprogramm, das auf einer MR-Vorrichtung (1) ausgeführt wird.

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanz-Bildgebung (MR-Bildgebung). Sie betrifft ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Abschnitts eines Körpers, der 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 dem die Messung basiert. 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 ergibt sich aus der Verteilung der einzelnen Kernspins eine Gesamtmagnetisierung, die durch Anlegen eines elektromagnetischen Impulses geeigneter Frequenz (HF-Impuls) senkrecht zur z-Achse aus dem Gleichgewichtszustand ausgelenkt werden kann, so dass die Magnetisierung eine Präzessionsbewegung 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 werden die Spins von der z-Achse in die Querebene (90° Kippwinkel) abgelenkt.
Nach Beendigung des HF-Impulses relaxiert die Magnetisierung wieder in den ursprünglichen Gleichgewichtszustand zurück, in dem die Magnetisierung in der z-Richtung mit einer ersten Zeitkonstante T₁ (Spin-Gitter- oder longitudinale Relaxationszeit) erneut aufgebaut wird und die Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Richtung mit einer zweiten Zeitkonstante T₂ (Spin-Spin- oder transversale Relaxationszeit) relaxiert. Die Variation der Magnetisierung kann 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. Der Abfall der transversalen Magnetisierung wird, nach einem Anlegen zum Beispiel eines 90°-Impulses, von einem Übergang der Kernspins (induziert durch lokale Inhomogenitäten des Magnetfeldes) von einem geordneten Zustand mit der gleichen Phase in einen Zustand, in dem alle Phasenwinkel gleichmäßig verteilt sind, (Dephasierung) begleitet. Die Dephasierung kann mittels eines refokussierenden Impulses (z. B. eines 180°-Impulses) kompensiert werden. Dadurch wird ein Echosignal erzeugt, das auch mit Hilfe der Empfängerspulen ermittelt werden kann.
Um eine räumliche Auflösung im Körper zu realisieren, werden dem gleichmäßigen Magnetfeld B₀ konstante Magnetfeld-Gradienten 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-Raum-Daten genannt. Die k-Raum-Daten schließen in der Regel mehrere mit einer unterschiedlichen Phasenkodierung erfasste Linien ein. Jede k-Raumlinie wird digitalisiert, indem eine Anzahl von Abtastungen gesammelt wird. Ein Satz k-Raum-Daten wird z. B. mittels Fourier-Transformation in ein MR-Bild umgewandelt.
Bei der MR-Bildgebung ist es oft erwünscht, Informationen über den relativen Beitrag von Wasser und Fett zum Gesamtsignal zu erhalten, entweder um den Beitrag eines der beiden zu unterdrücken oder um den Beitrag der beiden getrennt oder gemeinsam zu analysieren. Diese Beiträge können berechnet werden, wenn die Informationen von zwei oder mehr entsprechenden Echos, die zu unterschiedlichen Zeiten erfasst wurden, kombiniert werden. Dies kann als Kodierung der chemischen Verschiebung betrachtet werden, bei der eine zusätzliche Dimension, die Dimension der chemischen Verschiebung, definiert und kodiert wird, indem zwei oder mehr MR-Bilder mit leicht unterschiedlichen Echozeiten erfasst werden. Bei der Wasser-Fett-Trennung werden diese Arten von Experimenten oft als Dixon-Messungen bezeichnet. Mittels Dixon-MR-Bildgebung oder Dixon-Wasser/Fett-MR-Bildgebung wird eine Wasser/Fett-Trennung erreicht, indem die relativen Beiträge von Wasser und Fett aus zwei oder mehr entsprechenden Echos abgeleitet werden, die zu unterschiedlichen Echozeiten erfasst wurden. Im Allgemeinen ist eine solche Trennung möglich, weil eine bekannte präzessionelle Frequenzdifferenz von Wasserstoff in Wasser und Fett besteht.
In den letzten Jahren wurden mehrere MR-Bildgebungsverfahren vom Dixon-Typ beantragt. Abgesehen von unterschiedlichen Strategien für die Wasser/Fett-Trennung sind die bekannten Techniken hauptsächlich durch die spezifische Anzahl von Echos (oder „Punkten“), die sie erhalten, und durch die Einschränkungen, die sie auf die verwendeten Echozeiten auferlegen, gekennzeichnet. Herkömmliche Zweipunktverfahren erfordern gleichphasige und gegenphasige Echozeiten, bei denen die Wasser- bzw. Fettsignale in der komplexen Ebene parallel bzw. antiparallel sind. Eggers et al. (Magnetic Resonance in Medicine, 2011, Bd. 65, S. 96-107) beantragten ein flexibles Dual-Echo-MR-Bildgebungsverfahren vom Dixon-Typ. Bei diesen MR-Bildgebungsverfahren vom Dixon-Typ mit flexibleren Echozeiten werden nicht mehr zwangsläufig phasengleiche und gegenphasige Bilder erfasst, sondern optional aus Wasser- und Fettbildern synthetisiert.
MR-Bildgebungsverfahren vom Dixon-Typ werden häufig in Kombination mit der Gradienten-Echo-Bildgebung eingesetzt. Während sie üblicherweise mit einer Dual-Echo-Sequenz implementiert werden, wird insbesondere bei hochauflösender Bildgebung eine Dual-Erfassungssequenz bevorzugt (siehe Eggers et al., Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2014, Bd. 40, S. 251).
In 2 ist ein schematisches Impulssequenzdiagramm der konventionellen Dual-Erfassungs-Gradientenecho-Bildgebung dargestellt. Das Diagramm zeigt geschaltete Magnetfeldgradienten in der Frequenzkodierungs- (Auslese-) Richtung M, der Phasenkodierungsrichtung P und der Schichtauswahlrichtung S. Außerdem zeigt das Diagramm HF-Anregungsimpulse sowie die Zeitintervalle, in denen Gradientenechosignale erfasst werden, bezeichnet als ACQ1 und ACQ2. Das Diagramm deckt die Erfassung der ersten beiden Echosignale ab. In nachfolgenden Wiederholungen werden die phasenkodierenden Magnetfeldgradienten in den Richtungen P und S skaliert, um eine vordefinierte Region des k-Raums abzutasten. Wie in 2 veranschaulicht, erzeugt eine Dual-Erfassungs-Dixon-Gradienten-Echo-Bildgebungssequenz nach zwei HF-Anregungen zwei Echos mit unterschiedlichen Echozeiten TE1 und TE2, indem der Auslesemagnetfeldgradient verschoben wird, während die phasenkodierenden Magnetfeldgradienten und die Repetitionszeit TR unverändert bleiben. Durch die Verschiebung des Auslesemagnetfeldgradienten erhält man unterschiedliche Phasenverschiebungen der Beiträge von Wasser und Fett zum Gesamtsignal, auf deren Grundlage die Wasser/Fett-Trennung nach Dixon durchgeführt wird.
Im Vergleich zu Standard-Bildgebungssequenzen (ohne Dixon) bieten Dixon-Gradientenecho-Bildgebungssequenzen eine bessere Fettunterdrückung und mehrere Kontraste in einem einzigen Scan. Aufgrund der erforderlichen Wiederholung jeder Erfassung mit identischer Phasenkodierung erhöht sich jedoch die Scanzeit. Außerdem sinkt die Scaneffizienz (das Verhältnis von Erfassungszeit und Repetitionszeit) aufgrund der Totzeit, die durch die Verschiebung des Auslesemagnetfeldgradienten und der Erfassungsfenster (ACQ1, ACQ2) entsteht.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren bereitzustellen, das eine weiter verbesserte Dixon-Wasser/Fett-Trennung in Kombination mit einer Dual-Erfassungs-Gradientenecho-Bildgebungssequenz ermöglicht.
Erfindungsgemäß wird ein Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts, das in einem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung platziert ist, offenbart. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte:

- Aussetzen des Objekts einer Dual-Erfassungs-Gradientenecho-Bildgebungssequenz, die eine Reihe von zeitlich äquidistanten HF-Anregungen umfasst, wobei ein Gradientenecho in jeder Repetitionszeit zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungen erzeugt wird, wobei die Echozeit zwischen einem ersten und einem zweiten Wert wechselt, und wobei phasenkodierende Magnetfeldgradienten in jeder Repetitionszeit geschaltet werden, um einen vordefinierten Bereich des k-Raums abzutasten;
- Erfassen von Echosignalen von dem Objekt, wobei jedes Gradientenecho, das entweder dem ersten oder dem zweiten Echozeitwert zugeordnet ist, als ein Teilecho abgetastet wird, und
- Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den erfassten Echosignalen, wobei Signalbeiträge von Wasser und Fett getrennt werden.

Das wesentliche Merkmal der Erfindung ist, dass das erste Echo, das zweite Echo oder beide Echos der beiden Erfassungen als Teilecho abgetastet wird/werden. Die an sich bekannte Teilechotechnik profitiert (wie alle partiellen Fourier-Techniken) von der komplexkonjugierten Symmetrie zwischen den k-Raumhälften (Hermitsche Symmetrie). Die Erkenntnis der Erfindung ist, dass die Teilechoerfassung eine längere Erfassungszeit ermöglicht, ohne die Bildauflösung zu beeinträchtigen. Auf diese Weise kann die unerwünschte Totzeit in der konventionellen Dual-Erfassungs-Dixon-Gradientenecho-Bildgebungssequenz eliminiert und infolgedessen die Scaneffizienz weiter optimiert werden.
Um die Erfassungszeit für das teilweise abgetastete Echo im Vergleich zur Erfassungszeit für das vollständig abgetastete Echo und damit die Scaneffizienz zu erhöhen, wird die Dauer der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der dem teilweise abgetasteten Echo zugeordnet ist, im Vergleich zur Dauer der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der dem vollständig abgetasteten Echo zugeordnet ist, verlängert. Dieses vollständig abgetastete Echo bildet bei vollständiger Abtastung eine Referenz für das teilweise abgetastete Echo. Gleichzeitig kann die Stärke der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der mit dem teilweise abgetasteten Echo verbunden ist, im Vergleich zur Stärke der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der mit dem vollständig abgetasteten Echo verbunden ist, reduziert werden, während die für das teilweise abgetastete Echo verwendete Erfassungsbandbreite im Vergleich zur für das vollständig abgetastete Echo verwendeten Erfassungsbandbreite reduziert werden kann.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung variiert die für das teilweise abgetastete Echo verwendete Erfassungszeit im Verlauf der Bildgebungssequenz und wird von Wiederholung zu Wiederholung an die Phasenkodierung angepasst. Somit kann die Erfassungszeit individuell so weit maximiert werden, dass es zu keiner Störung der phasenkodierenden Magnetfeldgradienten kommt. Mit anderen Worten wird der Teilechofaktor so angepasst, dass die Erfassungszeit unter den durch die phasenkodierenden Magnetfeldgradienten auferlegten Beschränkungen maximiert wird. Auf diese Weise kann die Gesamteffizienz der Abtastung maximiert werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann mit der Anwendung der Halbabtastung kombiniert werden, wobei (ungefähr) die Hälfte des vordefinierten Bereichs des k-Raums in der phasenkodierenden Richtung erfasst wird, mit der parallelen Bildgebung (z. B. SENSE) oder mit der komprimierten Abtastung, um die Abtastzeit zu verringern.
Das Verfahren der bisher beschriebenen Erfindung kann mittels einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden, die mindestens eine Hauptmagnetspule zum Erzeugen eines im Wesentlichen gleichmäßigen, statischen 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, sodass 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:

1 zeigt eine MR-Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens der Erfindung;
2 zeigt ein schematisches (vereinfachtes) Pulssequenzdiagramm einer herkömmlichen Dual-Erfassungs-Dixon-Gradientenecho-Bildgebungssequenz;
3 zeigt ein schematisches (vereinfachtes) Pulssequenzdiagramm gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung;
4 zeigt ein schematisches (vereinfachtes) Pulssequenzdiagramm gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindung ohne phasenkodierende Magnetfeldgradienten;
5 zeigt ein k-Raum-Diagramm, das die Variation des Teilechofaktors mit der Phasenkodierung veranschaulicht;
6 zeigt ein schematisches (vereinfachtes) Pulssequenzdiagramm gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung.

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 die Magnetresonanz zu invertieren, anzuregen, neu zu fokussieren und/oder räumlich und auf andere Weise zu kodieren, um eine MR-Bildgebung durchzuführen.
Genauer wendet ein Gradientenimpulsverstärker 3 Stromimpulse 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 HF-Körper-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 beliebigen angelegten Magnetfeldgradienten eine ausgewählte Manipulation von Kernmagnetresonanz erzielen. Die HF-Impulse werden verwendet, um die magnetische Resonanz zu invertieren, anzuregen, zu sättigen, neu zu fokussieren oder auf andere Weise zu manipulieren und einen Abschnitt eines Körpers 10, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist, auszuwählen. Die MR-Signale werden auch von der HF-Körper-Spule 9 aufgenommen.
Zur Erzeugung von MR-Bildern von begrenzten Regionen des Körpers 10 wird ein Satz von lokalen HF-Array-Spulen 11, 12, 13 zusammen mit der für die Bildgebung ausgewählten Region angeordnet. Die Array-Spulen 11, 12, 13 können verwendet werden, um MR-Signale, die durch Übertragungen der HF-Körper-Spule induziert werden, zu empfangen.
Die resultierenden MR-Signale werden durch die HF-Körper-Spule 9 und/oder durch die HF-Array-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 Shim-Spulen 2' sowie den Gradientenimpulsverstärker 3 und den Sender 7, um die Bildgebungssequenzen der Erfindung zu erzeugen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 14 eine einzige oder eine Vielzahl von MR-Datenzeilen in schneller Folge nach jedem HF-Anregungsimpuls. Ein Datenerfassungssystem 16 führt eine Analog-Digital-Wandlung der empfangenen Signale durch und wandelt jede MR-Datenzeile in ein digitales Format um, das für die weitere Verarbeitung geeignet ist. Bei modernen MR-Vorrichtungen ist das Datenerfassungssystem 16 ein separater Computer, der auf die Erfassung von Rohbilddaten spezialisiert ist.
Letztlich werden die digitalen Rohbilddaten durch einen Rekonstruktionsprozessor 17 in eine Bilddarstellung rekonstruiert, welcher eine Fourier-Transformation oder andere geeignete Rekonstruktionsalgorithmen wie SENSE anwendet. 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 und der Rekonstruktionsprozessor 17 sind durch entsprechende Programmierung angeordnet, um das vorstehend und im Folgenden beschriebene Verfahren der Erfindung auszuführen.
Erfindungsgemäß wird eine Dixon-Gradientenecho-Bildgebungssequenz mit Teilechoerfassung angewendet. Dies ist in 3 veranschaulicht.
3 zeigt ein Pulssequenzdiagramm einer 3D-Dual-Erfassungs-Dixon-Gradientenechosequenz, die eine erfindungsgemäße Bildgebungssequenz darstellt. Das Diagramm zeigt geschaltete Magnetfeldgradienten in der Frequenzkodierungsrichtung M, der Phasenkodierungsrichtung P und der Schichtauswahlrichtung S. Außerdem zeigt das Diagramm die HF-Anregungs- und Refokussierungsimpulse sowie die Zeitintervalle, in denen Echosignale erfasst werden, bezeichnet als ACQ1 und ACQ2. In jeder Repetitionszeit zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungen wird ein Gradientenecho erzeugt. Das Diagramm deckt die Erfassung der ersten beiden Echosignale ab. In nachfolgenden Repetitionszeiten werden die phasenkodierenden Magnetfeldgradienten in den Richtungen P und S skaliert, um eine vordefinierte Region des k-Raums abzutasten. Die beiden Echos werden zu unterschiedlichen Echozeiten TE1 und TE2 nach zwei HF-Anregungen erzeugt, indem der Auslesemagnetfeldgradient f verschoben wird, während die phasenkodierenden Magnetfeldgradienten und die Repetitionszeit TR konstant bleiben. Durch die Verschiebung des Auslesemagnetfeldgradienten und die daraus resultierenden unterschiedlichen Echozeiten TE1 und TE2 ergeben sich unterschiedliche Phasenverschiebungen der Beiträge von Wasser und Fett zum Gesamtsignal, auf deren Grundlage die Wasser/Fett-Trennung nach Dixon durchgeführt wird.
In der Ausführungsform von 3 wird die volle Echoerfassung ACQ1 des ersten Echos (siehe 2) durch eine Teilechoerfassung ersetzt. Die Dauer der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten und die Erfassungszeit werden erhöht, während die Echolaufzeit TE1 und die Repetitionszeit TR fest bleiben. Auf diese Weise wird die im konventionellen Erfassungsschema (2) vorhandene Totzeit eliminiert. Die Stärke der Rephasierungskeule des Auslesemagnetfeldgradienten und die Empfangsbandbreite werden entsprechend verringert. Der vordere Teil des Echos wird daher nur teilweise abgetastet, und der vordere Teil der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten wird entfernt. Der Bereich des letzteren wird zur Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten hinzugefügt, was dessen Stärke verringert. Innerhalb der durch die gleichzeitigen phasenkodierenden Magnetfeldgradienten in den Richtungen P und S auferlegten Beschränkungen kann die Rephasierungskeule des Auslesemagnetfeldgradienten so weit wie möglich verkürzt werden, um die Scaneffizienz ferner zu verbessern. Das Ausmaß, in dem der Teilechofaktor erhöht werden kann, variiert in der gesamten Sequenz mit den Stärken der phasenkodierenden Magnetfeldgradienten. Dies wird in 4 für den Fall veranschaulicht, dass überhaupt keine Phasenkodierung erfolgt, wobei die Rephasierungskeule des Auslesemagnetfeldgradienten am kürzesten ist. In 5 wird die Anpassung des Teilechofaktors an die Phasencodierungsgradienten der Einfachheit halber in einem nur zweidimensionalen (M, P) k-Raum-Diagramm veranschaulicht. Ein maximaler Anteil des k-Raums in M-Richtung wird in der zentralen Region in P-Richtung abgetastet, während ein kleinerer Anteil in den periphereren Regionen in P-Richtung abgetastet wird.
In der Ausführungsform in 6 wird die vollständige Echoerfassung ACQ2 des zweiten Echos (siehe 2) durch eine Teilechoerfassung ersetzt. Auch hier werden die Länge der entsprechenden Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten und die Erfassungszeit erhöht, während die Echozeit TE2 und die Repetitionszeit TR konstant gehalten werden, bis die Totzeit eliminiert ist. Die Stärke der Rephasierungskeule des Auslesemagnetfeldgradienten und die Empfangsbandbreite werden entsprechend verringert. Auf diese Weise wird der hintere Teil des Echos nur teilweise abgetastet, und der hintere Teil der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten wird entfernt. Der Bereich des letzteren wird zur Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten hinzugefügt, was seine Stärke und möglicherweise seine Länge erhöht.
In einer möglichen Ausführungsform werden die vollen Echoerfassungen ACQ1 und ACQ2 des ersten und zweiten Echos durch die vorstehend beschriebenen Teilechoerfassungen ersetzt. Abhängig von den gewünschten räumlichen Auflösungen in M-, P- und S-Richtung kann das Konzept der Variation der Teilechofaktoren mit der Phasenkodierung vorteilhaft auch auf die zweite Teilechoerfassung ACQ2 angewandt werden, beispielsweise in Kombination mit einer geringfügigen Variation der zweiten Echozeit TE2. Letzteres kann dazu führen, dass die Wasser-Fett-Trennung im k-Raum statt im Bildraum durchgeführt wird, um die tatsächliche Erfassungszeit jeder Probe zu berücksichtigen.

Claims

Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts (10), das in einem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung (1) platziert ist, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: - Aussetzen des Objekts (10) einer Dual-Erfassungs-Gradientenecho-Bildgebungssequenz, die eine Reihe von zeitlich äquidistanten HF-Anregungen umfasst, wobei ein Gradientenecho in jeder Repetitionszeit zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungen erzeugt wird, wobei die Echozeit zwischen einem ersten und einem zweiten Wert (TE1, TE2) wechselt, und wobei phasenkodierende Magnetfeldgradienten (P, S) in jeder Repetitionszeit geschaltet werden, um einen vordefinierten Bereich des k-Raums abzutasten; - Erfassen von Echosignalen von dem Objekt (10), wobei jedes Gradientenecho, das entweder dem ersten oder dem zweiten Echozeitwert (TE1, TE2) zugeordnet ist, als ein Teilecho abgetastet wird, wobei die Dauer der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der dem teilweise abgetasteten Echo zugeordnet ist, im Vergleich zu der Dauer der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der seinem entsprechenden vollständig abgetasteten Echo zugeordnet ist, erhöht ist. und - Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den erfassten Echosignalen, wobei Signalbeiträge von Wasser und Fett getrennt werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Stärke der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der dem teilweise abgetasteten Echo zugeordnet ist, im Vergleich zur Stärke der Rephasierungskeule des ausgelesenen Magnetfeldgradienten, der mit dem vollständig abgetasteten Echo verbunden ist, reduziert ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-2, wobei die für das teilweise abgetastete Echo verwendete Erfassungszeit im Vergleich zu der für das vollständig abgetastete Echo verwendeten Erfassungszeit erhöht wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-5, wobei die für das teilweise abgetastete Echo verwendete Erfassungsbandbreite im Vergleich zu der für das vollständig abgetastete Echo verwendeten Erfassungsbandbreite reduziert ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-4, wobei die Echozeit zwischen einem ersten und einem zweiten Wert (TE1, TE2) wechselt, um ein kürzeres Echozeit-Gradientenecho bzw. ein längeres Echozeit-Gradientenecho zu erzeugen, und wobei das vordere Ende des kürzeren Echozeit-Gradientenechos teilweise abgetastet wird und/oder das hintere Ende des längeren Echozeit-Gradientenechos teilweise abgetastet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-5, wobei die für das teilweise abgetastete Echo verwendete Erfassungszeit im Verlauf der Bildgebungssequenz variiert und an die Phasenkodierung angepasst ist.
MR-Vorrichtung, umfassend mindestens eine Hauptmagnetspule (2) zum Erzeugen eines gleichmäßigen, statischen Magnetfeldes B₀ in einem Untersuchungsvolumen, eine Anzahl von Gradientenspulen (4, 5, 6) zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeldgradienten in unterschiedlichen räumlichen Richtungen in dem Untersuchungsvolumen, mindestens eine HF-Spule (9) zum Erzeugen von HF-Impulsen in dem Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Objekt (10), das in dem Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit (15) zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten und eine Rekonstruktionseinheit (17) zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen, wobei die MR-Vorrichtung (1) konfiguriert ist, um die Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1-6 auszuführen.
Computerprogramm zum Ausführen auf einer MR-Vorrichtung, wobei das Computerprogramm Anweisungen zum Ausführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1-6 umfasst.