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GEBIET DER ERFINDUNG
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Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanz-Bildgebung (MR-Bildgebung). Sie betrifft ein Verfahren zur MR-Bildgebung eines Objekts. Die Erfindung bezieht sich außerdem auf eine MR-Vorrichtung und ein Computerprogramm, das auf einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden soll.
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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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MR-Bildgebungsverfahren, die die Wechselwirkung zwischen Magnetfeldern und Kernspins nutzen, um zweidimensionale oder dreidimensionale Bilder zu erzeugen, werden heutzutage weithin verwendet, insbesondere auf dem Gebiet 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.
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Gemäß dem MR-Verfahren im Allgemeinen wird das Objekt, zum Beispiel der Körper des zu untersuchenden Patienten, in einem starken, gleichmäßigen Magnetfeld angeordnet, dessen Richtung gleichzeitig eine Achse (normalerweise die z-Achse) des Koordinatensystems definiert, das der Messung zugrunde liegt. Das Magnetfeld erzeugt in Abhängigkeit von der Magnetfeldstärke unterschiedliche Energieniveaus für die einzelnen Kernspins, die durch Anlegung eines elektromagnetischen Wechselfeldes (HF-Feldes) definierter Frequenz (sog. Larmor-Frequenz oder MR-Frequenz) angeregt werden können (Spinresonanz). Aus makroskopischer Sicht ergibt sich aus der Verteilung der einzelnen Kernspins eine Gesamtmagnetisierung, die durch Anlegung eines elektromagnetischen Impulses geeigneter Frequenz (HF-Impuls) aus dem Gleichgewichtszustand ausgelenkt werden kann, sodass die Magnetisierung eine Präzessionsbewegung um die z-Achse ausführt. Die Präzessionsbewegung beschreibt eine Oberfläche eines Kegels, dessen Öffnungswinkel als Flipwinkel bezeichnet wird. Die Größe des Flipwinkels ist von der Stärke und der Dauer des angelegten elektromagnetischen Impulses abhängig. Bei einem so genannten 90°-Impuls werden die Spins von der z-Achse in die Querebene (Flipwinkel 90°) abgelenkt.
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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 zu der z-Richtung mit einer zweiten Zeitkonstante T2 relaxiert (Spin-Spin- oder transversale Relaxationszeit). Die Variation der Magnetisierung kann mittels HF-Empfangsspulen ermittelt werden, die in einem Untersuchungsvolumen der MR-Vorrichtung derart angeordnet und ausgerichtet sind, dass die Variation der Magnetisierung in der Richtung senkrecht zu der z-Achse gemessen wird. Der Abfall der transversalen Magnetisierung wird, nach einer Anlegung 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 z. B. mittels eines refokussierenden Impulses (z. B. eines 180°-Impulses) kompensiert werden. Dadurch entsteht in den Empfangsspulen ein Echosignal (Spinecho).
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Um die räumliche Auflösung in dem Körper zu realisieren, werden Magnetfeldgradienten, die sich entlang der drei Hauptachsen erstrecken, dem gleichförmigen Magnetfeld überlagert, was zu einer linearen räumlichen Abhängigkeit der Spinresonanzfrequenz führt. Das in den Empfangsspulen aufgenommene Signal enthält dann Komponenten unterschiedlicher Frequenzen, die mit unterschiedlichen Stellen in dem Körper in Verbindung gebracht werden können. Die über die Empfangsspulen erhaltenen Signaldaten entsprechen dem räumlichen Frequenzbereich und werden k-Raum-Daten genannt. Ein Satz von k-Raum-Daten wird mittels eines Bildrekonstruktionsalgorithmus in ein MR-Bild umgewandelt.
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Die Spiralbildgebung ist eine schnelle MR-Bildgebungstechnik, die von einer effizienten k-Raum-Abdeckung und einer geringen Empfindlichkeit gegenüber Flussartefakten profitiert. Spiralförmige k-Raum-Trajektorien ermöglichen ein effizientes und zeitlich flexibles Abtasten des k-Raums, da kürzere Pfade erforderlich sind, um einen gewünschten k-Raum-Bereich abzudecken, und die Signalerfassung kann in der Mitte des k-Raums beginnen. Spiralbildgebungstechniken sind jedoch anfällig gegen Inhomogenitäten in der Amplitude des Hauptmagnetfeldes B0, was zu Unschärfen führt und die Bildqualität verschlechtert.
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Schärfungsverfahren für die spiralförmige MR-Bildgebung sind im Stand der Technik bekannt. Es ist bekannt, z. B. eine Ba-Karte zu erfassen und die MR-Signaldaten in Bezug auf B0-Inhomogenitätseffekte basierend auf der B0-Karte zu korrigieren (siehe z. B. Ahunbay et al., „Rapid method for de-blurring spiral MR images", Magn. Reson. Med. 2000, Bd. 44, S. 491 bis 494; Sutton et al., „Fast, iterative image reconstruction for MRI in the presence of field inhomogeneities", IEEE Trans. Med. Imaging. 2003, Bd. 22, S. 178 bis 188; Nayak et al., „Efficient off-resonance correction for spiral imaging", Magn. Reson. Med. 2001, Bd. 45, S. 521 bis 524).
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Aber auch nach der Anwendung eines Schärfungsverfahrens der vorstehend genannten Art bleiben häufig Artefakte in Bildbereichen mit sehr starken Suszeptibilität-induzierten Magnetfeldgradienten. Solche Artefakte erscheinen in dem rekonstruierten und geschärften MR-Bild als charakteristische Schwingungsartefakte bei spiralförmigen k-Raum-Trajektorien und können interessante anatomische Details überlappen oder abdecken. Z. B. werden Bilder, die durch die spiralförmige MR-Bildgebung des Gehirns erhalten werden, in der Regel durch Off-Resonanz-Signalbeiträge von den sagittalen Sinus- und Nasenhöhlen kontaminiert. Der Grund für solche verbleibenden Artefakte ist, dass bei starken lokalen Magnetfeldgradienten die Form der spiralförmigen k-Raum-Trajektorie in einem entsprechend großen Maß von der theoretischen Spiralform für die jeweiligen Voxel abweicht. Dies ist in den zweidimensionalen k-Raum-Diagrammen der 2A und 2B veranschaulicht. 2A zeigt eine „ideale“ spiralförmige k-Raum-Trajektorie, wie sie bei Vorhandensein eines perfekt homogenen Hauptmagnetfeldes B0 erhalten werden würde. Ein Spinecho wird erzeugt, indem ein HF-Anregungsimpuls, gefolgt von einem HF-Refokussierungsimpuls, angelegt wird, wobei modulierte Auslesemagnetfeldgradienten (üblicherweise in x- und y-Richtung) nach dem HF-Refokussierungsimpuls angelegt werden. Die Wellenformen der modulierten Auslesemagnetfeldgradienten definieren die spiralförmige Trajektorie, entlang der das Spinechosignal aufgezeichnet wird, wobei die spiralförmige Trajektorie nach außen von der k-Raum-Mitte zu ihrem Umfang abgetastet wird. In den Beispielen der 2A und 2B befindet sich der zeitliche Startpunkt der Trajektorie in der Spinecho-Mitte, d. h. zu dem Zeitpunkt, zu dem die Kernspins nach dem Refokussieren vollständig in Phase sind. In 2B ist B0 inhomogen mit einem starken Gradienten in der x-Richtung, sodass die entsprechende Voxelposition eine schräge k-Raum-Trajektorie „sieht“, die signifikant von der idealen Spiralform abweicht, obwohl die Bildgebungssequenz und die Wellenform des Auslesemagnetfeldgradienten gleich wie in 2A sind. Die Wirkung der lokalen Magnetfeldgradienten-induzierten Verzerrung der k-Raum-Spirale in 2B ist eine Anhäufung von Abtastwerten in einem k-Raum-Bereich (markiert durch den Pfeil in 2B) nahe der k-Raum-Mitte. Es ist diese Aufhäufung von Abtastwerten, welche die charakteristischen Schwingungsartefakte verursacht. Diese Artefakte können in der Praxis nicht in ausreichendem Maße behoben werden, da die als Basis für den Schärfungsprozess verwendete B0-Karte nie perfekt der tatsächlichen Feldverteilung treu ist, insbesondere in Bereichen hoher lokaler Magnetfeldgradienten. Infolgedessen bleibt der jeweilige k-Raum-Bereich auch nach der Schärfung überverstärkt und die Schwingungsartefakte sind noch vorhanden.
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KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
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Aus dem Vorstehenden ist leicht ersichtlich, dass ein Bedarf an einer verbesserten Technik der MR-Bildgebung besteht. Eine Aufgabe der Erfindung ist es, die oben genannten Einschränkungen zu entfernen und eine spiralförmige MR-Bildgebung mit einem reduzierten Grad an Artefakten zu ermöglichen.
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Erfindungsgemäß wird ein Verfahren der MR-Bildgebung eines Objekts offenbart, das in einem Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung angeordnet ist. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte:
- - Erzeugen eines Spinechos durch Unterziehen des Objekts einer Bildgebungssequenz, die einen HF-Anregungsimpuls umfasst, gefolgt von einem HF-Refokussierungsimpuls, wobei ein modulierter Auslesemagnetfeldgradient nach dem HF-Refokussierungsimpuls angelegt wird,
- - Erfassen von MR-Signaldaten durch Aufzeichnen des Spinechos entlang einer spiralförmigen Trajektorie in dem k-Raum, wobei die Wellenform des Auslesemagnetfeldgradienten, welche die spiralförmige Trajektorie definiert, vor der Spinecho-Mitte startet, und
- - Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den erfassten MR-Signaldaten.
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Es ist der Kern der Erfindung, die Spiralerfassung nicht in der Echo-Mitte zu starten, d. h. zu dem Zeitpunkt, zu dem alle Kernspins in Phase sind, wie herkömmlich, sondern den Startpunkt der Gradientenwellenform, welche die spiralförmige k-Raum-Trajektorie definiert, zu einem Zeitpunkt (lange) vor der Echo-Mitte zu verschieben. Das Ergebnis des Ansatzes der Erfindung besteht darin, dass die k-Raum-Position der ersten aufgezeichneten MR-Signaldaten (wo sich der Mittelpunkt der k-Raum-Spirale im Idealfall befinden soll) in Gegenwart eines lokalen Magnetfeldgradienten von der Mitte des k-Raums zu dem k-Raum-Umfang verschoben wird. Die Magnetfeldinhomogenität bewirkt weiterhin eine Schrägstellung der spiralförmigen Trajektorie und das Anhäufen von Signalabtastwerten wird durch den Ansatz der Erfindung nicht verhindert, die k-Raum-Stelle der Anhäufung wird jedoch von der k-Raum-Mitte zu k-Raum-Bereichen weg verschoben, wo weniger relevante Bildinformationen vorhanden sind, sodass die Schwingungsartefakte in dem rekonstruierten MR-Bild weniger ausgeprägt sind.
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In einer bevorzugten Ausführungsform wird der Start der Wellenform des Auslesemagnetfeldgradienten um ein Viertel bis auf eine Hälfte, vorzugsweise um ein Drittel der Gesamterfassungszeit der spiralförmigen Trajektorie in Bezug auf die Spinecho-Mitte verschoben. Auf diese Weise wird der Ort der Signalanhäufung in ausreichendem Maß von der k-Raum-Mitte weg zu der k-Raum-Peripherie hin verschoben, sodass die Schwingungsartefakte viel weniger ausgeprägt oder gar nicht mehr wahrnehmbar sind. In einer praktischen Ausführungsform kann die Wellenform des Auslesemagnetfeldgradienten 2 bis 15 ms vor der Spinecho-Mitte beginnen, um die gewünschte Wirkung zu erreichen.
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In einer möglichen Ausführungsform ist das rekonstruierte MR-Bild diffusionsabhängig gewichtet. Zu diesem Zweck wird vor und nach dem HF-Refokussierungsimpuls ein diffusionssensibilisierender Magnetfeldgradienten angelegt, wobei die Dauer des diffusionssensibilisierenden Magnetfeldgradienten, der vor dem HF-Refokussierungsimpuls angelegt wird, länger ist als die Dauer des diffusionssensibilisierenden Magnetfeldgradienten, der nach dem HF-Refokussierungsimpuls angelegt wird. Auf diese Weise kann erreicht werden, dass die durch die Erfindung vorgeschlagene Zeitverschiebung nicht zu einer Erhöhung der Echozeit führt.
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In einer weiteren praktischen Ausführungsform beinhaltet die Rekonstruktion des MR-Bildes eine Schärfung basierend auf einer B0-Karte. Bekannte Schärfungsverfahren zur spiralförmigen MR-Bildgebung, welche die getrennte Erfassung einer B0-Karte beinhalten, können eingesetzt werden, um die MR-Signaldaten für B0-Inhomogenitätseffekte zu korrigieren. Ein solcher Schärfungsprozess ist vorteilhaft, um den lokalen Magnetfeldgradienten-induzierten Schräglauf der spiralförmigen k-Raum-Trajektorie unabhängig von dem Auftreten von Signalanhäufung zu kompensieren.
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Das Verfahren der bisher beschriebenen Erfindung kann mittels einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden, die mindestens eine Hauptmagnetspule zum Erzeugen eines gleichmäßigen statischen Magnetfelds in einem Untersuchungsvolumen, eine Anzahl von Gradientenspulen zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeld-Gradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen in dem Untersuchungsvolumen, mindestens eine HF-Spule zum Erzeugen von HF-Impulsen in dem Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Objekt, das im Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeld-Gradienten und eine Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen einschließt. Das Verfahren der Erfindung kann zum Beispiel durch ein entsprechendes Programmieren der Rekonstruktionseinheit und/oder der Steuereinheit der MR-Vorrichtung implementiert werden.
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Das Verfahren der Erfindung kann in den meisten MR-Vorrichtungen, die derzeit in klinischer Verwendung sind, vorteilhaft durchgeführt werden. Zu diesem Zweck ist es lediglich erforderlich, ein Computerprogramm zu benutzen, mit dem die MR-Vorrichtung derart gesteuert wird, dass sie die oben erläuterten Verfahrensschritte der Erfindung durchführt. Das Computerprogramm kann entweder auf einem Datenträger vorhanden sein oder in einem Datennetzwerk vorhanden sein, sodass es zur Installation in der Steuereinheit der MR-Vorrichtung heruntergeladen werden kann.
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Das Magnetresonanz-Bildgebungssystem ist konfiguriert zum Rekonstruieren des Satzes von Magnetresonanzbildern, dadurch, dass eine Rekonstruktionssoftware in dem Rechensystem installiert ist oder dass das Rechensystem Zugriff auf eine entfernte Rekonstruktionseinrichtung hat. Die Rekonstruktionssoftware kann auf einem entfernten Server installiert sein, z. B. in der Gesundheitsinstitution, der sogar einem Datennetzwerk zugänglich ist, indem die Rekonstruktionssoftware in ‚der Cloud‘ verfügbar sein kann. In diesen entfernten Konfigurationen ist das Rechensystem mit Funktionalität ausgestattet, um eine Rekonstruktion des Satzes von Magnetresonanzbildern an der entfernt angeordneten Rekonstruktionsfunktion einzurichten.
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KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die beigefügten Zeichnungen offenbaren bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. Es versteht sich jedoch, dass die Zeichnungen nur zu Veranschaulichungszwecken und nicht als Definition der Grenzen der Erfindung ausgelegt sind. In den Zeichnungen gilt:
- 1 zeigt eine MR-Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens der Erfindung;
- 2A, 2B zeigen jeweils ein Diagramm des k-Raums, das die Spiralabtastung ohne (2A) und mit Hauptmagnetfeldinhomogenität (2B) veranschaulicht;
- 3 zeigt schematisch die Bildgebungssequenz der Erfindung;
- 4 zeigt ein Diagramm des k-Raums, das schematisch das Spiralerfassungsschema der Erfindung in einer zweiten Ausführungsform veranschaulicht;
- 5 zeigt T1-gewichtete MR-Gehirnbilder mit ausgeprägten Schwingungsartefakten (linkes Bild) und mit einem reduzierten Grad an Artefakten (rechtes Bild) durch Verwenden des Verfahrens der Erfindung.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Eine MR-Vorrichtung 1 wird schematisch unter Bezugnahme auf 1 gezeigt. Die Vorrichtung umfasst supraleitende oder resistive Hauptmagnetspulen 2, sodass ein im Wesentlichen gleichmäßiges, zeitlich konstantes Hauptmagnetfeld entlang einer z-Achse durch ein Untersuchungsvolumen erzeugt wird.
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Ein Magnetresonanz-Erzeugungs- und Manipulationssystem legt 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 durchzuführen.
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Genauer legt 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 an eine Ganzkörpervolumen-HF-Spule 9, um HF-Impulse in das Untersuchungsvolumen zu übertragen. Eine typische MR-Bildgebungssequenz ist aus einem Paket von HF-Impulssegmenten mit kurzer Dauer zusammengesetzt, die jeweils zusammengenommen und mit allen angelegten Magnetfeldgradienten eine ausgewählte Manipulation von Kemmagnetresonanz erzielen. Die HF-Impulse werden verwendet, um zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung zu invertieren, Resonanz neu zu fokussieren oder Resonanz zu manipulieren und einen Teil eines Körpers 10 auszuwählen, der in dem Untersuchungsvolumen positioniert ist. Die MR-Signale werden auch von der Ganzkörpervolumen-HF-Spule 9 aufgenommen.
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Zur Erzeugung von MR-Bildern von begrenzten Bereichen des Körpers 10 wird ein Satz von lokalen Array-HF-Spulen 11, 12, 13 zusammen mit dem für die Bildgebung ausgewählten Bereich angeordnet. Die Array-Spulen 11, 12, 13 können verwendet werden, um durch Körper-Spulen-HF-Übertragungen induzierte MR-Signale zu empfangen.
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Die resultierenden MR-Signale werden von der HF-Spule 9 des Ganzkörpervolumens und/oder von den Array-HF-Spulen 11, 12, 13 aufgenommen und von einem Empfänger 14 demoduliert, der vorzugsweise einen Vorverstärker (nicht gezeigt) einschließt. Der Empfänger 14 ist mit den HF-Spulen 9, 11, 12 und 13 über einen Sende-/Empfangsschalter 8 verbunden.
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Ein Host-Computer 15 steuert den Gradientenimpulsverstärker 3 und den Sender 7, um eine beliebige aus einer Vielzahl von MR-Bildgebungssequenzen zu erzeugen, wie z. B. Spinecho-Bildgebung, um die MR-Signale entlang spiralförmiger k-Raum-Trajektorien erfindungsgemäß zu erfassen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 14 ein einzelnes oder eine Vielzahl von MR-Datenelementen entlang der jeweiligen k-Raum-Trajektorien. Ein Datenerfassungssystem 16 führt eine Analog-Digital-Wandlung der empfangenen Signale durch und wandelt jedes MR-Signal in ein digitales Format um, das zur weiteren Verarbeitung geeignet ist. Bei modernen MR-Vorrichtungen ist das Datenerfassungssystem 16 ein separater Computer, der auf die Erfassung von Rohbilddaten spezialisiert ist.
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Schließlich werden die digitalen Rohbilddaten durch einen Rekonstruktionsprozessor 17, der vor einer Fourier-Transformation eine Interpolation oder Neurasterung der Daten aus der Spiralerfassung 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, zum Beispiel über einen Videomonitor 18, der eine menschenlesbare Anzeige des resultierenden MR-Bildes bereitstellt.
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Die MR-Vorrichtung 1 ist angeordnet, z. B. durch geeignete Programmierung des Host-Computers 15 und des Rekonstruktionsprozessors 17, um das Bildgebungsverfahren der Erfindung durchzuführen, wie hierin vorstehend und im Folgenden beschrieben.
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Unter weiterer Bezugnahme auf 1 und unter weiterer Bezugnahme auf die 3 bis 5 wird eine Ausführungsform des Bildgebungsansatzes der Erfindung erläutert.
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3 veranschaulicht schematisch die erfindungsgemäße Bildgebungssequenz. Die Bildgebungssequenz ist eine Spinecho-Sequenz, die mit einem HF-Anregungsimpuls 31 beginnt. Nach einer Verzögerung der Dauer TE/2 (TE ist die Echozeit) wird ein HF-Refokussierungsimpuls 32 abgestrahlt. Dies führt zur Erzeugung eines Spinechos (nicht dargestellt), dessen Spinecho-Mitte 33 sich bei t = TE befindet (wobei t = 0 zum Zeitpunkt des HF-Anregungsimpulses 31) . Im Anschluss an den HF-Refokussierungsimpuls 32 wird ein modulierter Auslesemagnetfeldgradient 34 angelegt. Der Einfachheit halber zeigt 3 nur eine Komponente der Wellenform des Auslesemagnetfeldgradienten, die z. B. in der x-Richtung erzeugt wird. Eine weitere modulierte Komponente des Auslesemagnetfeldgradienten (nicht dargestellt) wird in der senkrechten Richtung (y-Richtung) erzeugt, um die gewünschte spiralförmige k-Raum-Trajektorie zu erhalten. Gemäß der Erfindung beginnt die Wellenform des Auslesemagnetfeldgradienten 34, welche die spiralförmige k-Raum-Trajektorie definiert, vor der Spinecho-Mitte 33. Der Startpunkt 35 der Wellenform des Auslesefeldgradienten 34 wird um etwa 2 bis 15 ms relativ zu der Spinecho-Mitte 33 verschoben. Ein diffusionssensibilisierender Magnetfeldgradient 36, 37 wird vor und nach dem HF-Refokussierungsimpuls 32 angelegt, wobei die Dauer des diffusionssensibilisierenden Magnetfeldgradienten 36, der vor dem HF-Refokussierungsimpuls 32 angelegt wird, länger ist als die Dauer des diffusionssensibilisierenden Magnetfeldgradienten 37, der nach dem HF-Refokussierungsimpuls 33 angelegt wird. Dies ermöglicht die Rekonstruktion eines diffusionsabhängig gewichteten MR-Bildes aus den MR-Signaldaten, die entlang der spiralförmigen k-Raum-Trajektorie aufgezeichnet wurden. Die Abweichung von dem Standard-Stejskal-Tanner-Schema (das symmetrische diffusionssensibilisierende Gradienten einsetzt) bewirkt, dass die Verschiebung des Ausgangspunktes 35 in eine Position vor der Echo-Mitte 33 nicht zu einer Erhöhung der Echozeit TE führt.
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Die Wirkung des Ansatzes der Erfindung ist in 4 veranschaulicht. Die k-Raum-Position der ersten aufgezeichneten MR-Signaldaten (wo der Mittelpunkt der k-Raum-Spirale im Idealfall sein soll) wird in Gegenwart eines Suszeptibilität-induzierten Magnetfeldgradienten von der Mitte des k-Raums zu dem k-Raum-Umfang hin verschoben. Die Magnetfeldinhomogenität verursacht weiterhin den gleichen Schräglauf der spiralförmigen Trajektorie, wie aus einem Vergleich mit 2B ersichtlich ist. Auch das Anhäufen von Signalabtastwerten (in 2B bzw. in 4 durch Pfeile markiert) wird durch den Ansatz der Erfindung nicht verhindert, die k-Raum-Position der Anhäufung wird aber in erheblichem Maße von der k-Raum-Mitte zu einem k-Raum-Bereich hin verschoben, in dem weniger relevante Bildinformationen vorhanden sind. Infolgedessen sind die Schwingungsartefakte weniger ausgeprägt.
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Dies ist in 5 zu sehen. Die MR-Signaldaten des linken MR-Gehirnbildes wurden auf herkömmliche Weise mit der Erfassung der spiralförmigen k-Raum-Trajektorie, beginnend genau an der Spinecho-Mitte, erfasst. Die resultierenden Schwingungsartefakte nahe den Nasenhöhlen sind durch Pfeile markiert. Die Echozeit betrug 31 ms. Der Ansatz der Erfindung wurde zur Erfassung der MR-Daten des rechten Bildes von 5 angewendet. Abgesehen von der zeitlichen Verschiebung des Startpunkts der Spiralerfassung um 10 ms vor der Echo-Mitte, wurden die gleichen Bildgebungsparameter wie in dem linken Bild verwendet. Wie zu sehen ist, sind die Schwingungsartefakte viel weniger ausgeprägt als in dem linken Bild. Eine herkömmliche Schärfung basierend auf einer separat erfassten B0-Karte wurde während der Rekonstruktion beider Bilder angewendet.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- Ahunbay et al., „Rapid method for de-blurring spiral MR images“, Magn. Reson. Med. 2000, Bd. 44, S. 491 bis 494 [0007]
- Sutton et al., „Fast, iterative image reconstruction for MRI in the presence of field inhomogeneities“, IEEE Trans. Med. Imaging. 2003, Bd. 22, S. 178 bis 188 [0007]
- Nayak et al., „Efficient off-resonance correction for spiral imaging“, Magn. Reson. Med. 2001, Bd. 45, S. 521 bis 524 [0007]
