DE19931292C2 - Pulssequenz für ein MR-Tomographiegerät und MR-Tomographiegerät zur Durchführung der Pulssequenz - Google Patents

Abstract

Bei einer TRUE-FISP-Sequenz wird die Phasencodierung so gesteuert, daß zentrale Zeilen der k-Raummatrix bereits vor Erreichen des Gleichgewichtszustands gemessen werden. Ferner wird der eigentlichen Messung ein Pulssequenzabschnitt (II) vorangestellt, in der so viele Anregungen erfolgen, daß bei Messung der mittleren k-Raumzeilen das MR-Signal unerwünschter Signalkomponenten gering ist.

Description

Die Erfindung geht aus von einer "Steady State"-Pulssequenz, die üblicherweise mit dem Akronym "FISP" bezeichnet wird und beispielsweise in der US-Patentschrift 4,769,603 näher be­ schrieben ist. Diese Pulssequenz zeichnet sich durch eine ho­ he Ortsauflösung, eine kurze Meßzeit, (im Sekundenbereich je Schicht) und ein hohes Signal-/Rauschverhältnis für Gewebe mit flüssiger Konsistenz aus. Dies gilt insbesondere für die mit "TRUE FISP" bezeichnete Sequenzvariante, bei der nach je­ der Auslesephase vor dem nächstfolgenden Anregepuls die Gra­ dienten in allen Richtungen zurückgesetzt werden. Das Signal der FISP-Sequenz wird im wesentlichen durch das Verhältnis T1/T2 der Relaxationszeiten T1 und T2 bestimmt. Je kleiner dieses Verhältnis ist, desto höher wird das Kernresonanzsi­ gnal. Bei einem hohen Anregungswinkel α von z. B. 90° ergibt sich das Kernresonanzsignal nach folgender Gleichung aus der Ausgangsmagnetisierung M0:

S ≈ M0/(1 + T1/T2)

Dieses Signal stellt sich allerdings erst nach vielen Anre­ gungszyklen abhängig vom Anregungswinkel α und vom Verhält­ nis T1/T2 ein. Weichteilgewebe, wie z. B. Muskulatur mit T1 = 600 ms und T2 = 50 ms hat ein relativ hohes Verhältnis T1/T2 = 12 und erscheint daher im FISP-Bild mit relativ ge­ ringer Intensität. Dagegen hat Fett ein relativ kleines T1/ T2-Verhältnis von ca. 270 ms : 70 ms = 3,85. Damit ergibt Fett im Steady-State eine sehr hohe Signalintensität. Dies ist insbesondere deshalb störend, weil Fett typischerweise nicht Gegenstand der Untersuchung ist.

Wie bereits erwähnt, gilt die obengenannte Signalintensität nur im dynamischen Gleichgewichtszustand, das heißt, erst nach vielen Anregungszyklen. Bis dahin führt die Signalinten­ sität starke Oszillationen durch, die ohne weitere Maßnahmen einen großen Teil der Meßzeit andauert. In diesem Zeitraum können die Kernresonanzsignale nicht für die Bildgebung be­ nutzt werden, da sie während des Einschwingvorgangs zu star­ ken Artefakten in Phasencodierrichtung führen würden.

Die Oszillationen der Magnetisierung und damit des Kernreso­ nanzsignals können weitgehend vermieden werden, wenn man ent­ sprechend der US-Patentschrift 5,541,514 der Pulssequenz ei­ nen Hochfrequenzpuls in Form eines α/2-Pulses, das heißt ei­ nes Hochfrequenzanregepulses mit dem halben Flipwinkel der nachfolgenden Hochfrequenzanregepulse, voranstellt. Damit kann man die entstehenden Kernresonanzsignale von Anfang an für die Bildgewinnung nutzen. Bei der herkömmlichen Art der Phasencodierung, die von dem größten negativen Wert über Null zum höchsten positiven Wert verläuft, ändert dies allerdings nichts an der hohen Signalintensität von Spektralkomponenten mit kleinem T1/T2-Verhältnis. Der Bildkontrast wird nämlich, wie beispielsweise aus dem Artikel von W. Nitz: "Bildgebende Sequenzen in der Kernspintomographie und ihre klinische An­ wendung", erschienen in electromedica 64 (1996), Heft 1, Sei­ ten 23 bis 29, bekannt ist, in erster Linie durch die mittle­ ren k-Raumzeilen bestimmt. Da diese erst in der Mitte der Ge­ samtmessung gewonnen werden, d. h. nach vielen vorangehenden Anregungen ist der Steady-State-Zustand mit einer hohen Sig­ nalintensität von Fett bereits erreicht.

Der Artikel von David A. Feinberg et al "Halving MR Imaging Time by Conjugation: Demonstration at 3,5 kG", Radiology 1986, Vol. 161, pp. 527-531, beschreibt ein Verfahren zur Re­ duzierung der Bilddatenakquisition. Dazu wird nur eine Hälfte des k-Raumes mit aus dem Objekt gewonnenen Bild-Rohdaten ge­ füllt, die andere Hälfte des k-Raumes wird mit synthetischen Daten gefüllt, die wegen ihrer Symmetrie aus den gemessenen ermittelt werden ermittelt werden können.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Pulssequenz vom FISP-Typ so abzuwandeln, daß die hohe Signalintensität unerwünschter Spektralkomponenten vermieden wird, bzw. ein mit einer sol­ chen Pulssequenz betreibbares MR-Gerät anzugeben.

Diese erstgenannte Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Hierbei wird der zentrale Be­ reich des k-Raums bereits kurz nach Sequenzbeginn gemessen, wo noch kein Gleichgewichtszustand der Magnetisierung einge­ treten ist. In diesem Zustand vor Erreichen des Gleichge­ wichts weisen fast alle diagnostisch relevanten Gewebe eine höhere Magnetisierung auf als im Gleichgewichtszustand, wäh­ rend die Magnetisierung unerwünschter Spektralkomponenten, z. B. von fettgebundenen Protonen, noch oszilliert und keine signifikanten Überhöhungen gegenüber dem eingeschwungenem Zu­ stand zeigt.

Vorteilhafterweise steigt der Betrag der Phasencodiergradien­ ten im dritten Pulssequenzabschnitt linear an. Wenn dabei die Richtung der Phasencodiergradienten von Repetition zu Re­ petition wechselt, geht man vom Zentrum des k-Raums aus nach beiden Richtungen zum Rand des k-Raums. Alternativ kann man auch nur die Hälfte des k-Raums abtasten, da dieser im Prin­ zip die volle für die Bildrekonstruktion benötigte Informati­ on aufweist.

In einer vorteilhaften Ausführungsform wird die Anzahl der Hochfrequenzpulse im zweiten Pulssequenzabschnitt so gewählt, daß eine Signalamplitude von Kernresonanzsignalen unerwünsch­ ter Spektralkomponenten zu Beginn des dritten Sequenzab­ schnitts ein Minimum aufweist. Dabei nutzt man die Tatsache aus, daß die Magnetisierung der unerwünschten Spektralkompo­ nenten in diesem Bereich noch oszilliert. Wenn man den Beginn der Messung, d. h. die Messung des k-Raumzentrums, so legt, daß die Magnetisierung der unerwünschten Spektralkomponente gerade ein Minimum aufweist, wird diese Spektralkomponente im Bild optimal unterdrückt.

Die zweite Aufgabe wird gelöst durch die Merkmale des An­ spruchs 7.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 7 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 eine Pulssequenz als Ausführungsbeispiel der Erfin­ dung,

Fig. 2 ein erstes Beispiel für die Phasencodierschritte,

Fig. 3 ein zweites Beispiel für die Phasencodierschritte,

Fig. 4 eine Simulation der Magnetisierung von Fett und Was­ ser für den (hypothetischen) Fall einer einzelnen Fettkomponente,

Fig. 5 die Simulation der Magnetisierung von Fett und Was­ ser für den realistischeren Fall von zehn Fettkompo­ nenten,

Fig. 6 das tatsächlich gemessene MR-Signal in Abhängigkeit von der Anregung,

Fig. 7 schematisch ein MR-Gerät zur Durchführung des Ver­ fahrens.

Die Pulssequenz nach Fig. 1 als Ausführungsbeispiel der Er­ findung ist in drei Sequenzabschnitte I, II und III einge­ teilt. Die Pulssequenz beginnt im Pulssequenzabschnitt I mit einem einzelnen Hochfrequenzpuls mit dem Flipwinkel α/2. In dem nachfolgenden Pulssequenzabschnitt II werden mit einer Repetitionszeit TR Hochfrequenzpulse mit einem Flipwinkel α und wechselndem Vorzeichen (in Fig. 1 durch den Vorzeichen­ zusatz zum Flipwinkel α angedeutet) eingestrahlt. Der erste Hochfrequenzpuls des zweiten Pulssequenzabschnitts II weist dabei zum Hochfrequenzpuls RF1 im ersten Pulssequenzabschnitt einen zeitlichen Abstand TR/2 und das entgegengesetzte Vor­ zeichen wie dieser Hochfrequenzpuls auf. Im Pulssequenzab­ schnitt II erfolgen m Repetitionen, wobei m geradzahlig ist. Dabei entstehen zwar Kernresonanzsignale, diese werden aber nicht ausgelesen.

In einem nachfolgenden Pulssequenzabschnitt III erfolgt eben­ falls mit einer Repetitionszeit TR die Applikation von Hoch­ frequenzpulsen RF mit dem Flipwinkel α und alternierendem Vorzeichen. Hier wird jedoch vor jedem Hochfrequenzsignal ein Phasencodiergradient GP1 geschaltet, wobei die dadurch verur­ sachte Phasendrehung durch einen auf das Kernresonanzsignal folgenden Phasencodiergradienten GP2 mit entgegengesetztem Vorzeichen wieder zurückgesetzt wird. Unter einem positiven Auslesegradientenpuls GR⁺ wird ein Kernresonanzsignal S aus­ gelesen und phasenempfindlich abgetastet. Diesem Auslesegra­ dientenpuls GR⁺ sind je ein negativer Gradientenpuls GR^- vor- und nachgestellt. Die Gradientenzeitflächen dieser einzelnen Gradientenpulse sind so dimensioniert, daß die Fläche über eine Sequenzrepetition betrachtet Null ergibt.

Die Hochfrequenzpulse RF werden jeweils unter Schichtselekti­ onsgradienten GS eingestrahlt. Jedem Schichtselektionsgra­ dient GS ist ein negativer Teilpuls vor- bzw. nachgestellt, wobei auch hier die Gradientenzeitflächen dieser Einzelpulse für jede Repetition Null ergeben. Ein Gradienten-Zeit-Inte­ gral von Null in allen drei Gradientenrichtungen und für jede Sequenzrepetition stellt ein typisches Kennzeichen der TRUE- FISP-Sequenz dar.

Im Pulssequenzabschnitt III werden k Sequenzrepetitionen durchgeführt, d. h. k Kernresonanzsignale gewonnen. k ist da­ bei typischerweise so gewählt, daß hiermit eine komplette Schicht des Untersuchungsobjekts abgetastet werden kann. Die Zahl k der Sequenzrepetitionen in Pulssequenzabschnitt III ist dabei wesentlich größer als die Zahl der Sequenzrepeti­ tionen im Pulssequenzabschnitt II. In den meisten Anwendungs­ fällen wird man sich nicht auf die Abtastung einer einzelnen Schicht beschränken, sondern mehrere aufeinanderfolgende Schichten abtasten. Dabei läßt sich nicht vollständig verhin­ dern, daß bei der Anregung in einer Schicht benachbarte Schichten in einem - wenn auch wesentlich geringeren Maße - mitangeregt werden. Um zu verhindern, daß in einer frisch an­ zuregenden Schicht aufgrund der Vorgeschichte in den Nachbar­ schichten Signalverfälschungen entstehen, kann man - wie in Fig. 1 dargestellt - nach Messung einer vollständigen Schicht einen sogenannten Spoiler-Gradientenpuls GSS schal­ ten. Dieser ist so hoch, daß er eine etwa vorhandene Pha­ senkohärenz in den angeregten Spins zerstört, so daß diese in der frisch zu messenden Schicht keine Signale produzieren können.

Wie allgemein üblich, werden die Abtastwerte der Kernreso­ nanzsignale digitalisiert, phasenempfindlich demoduliert und nach Phasenfaktoren sortiert zeilenweise in eine sogenannte k-Raummatrix eingeordnet. Die Zeilenposition kp ist dabei durch die Gradientenzeitfläche des vorangehenden Phasenco­ diergradienten GP definiert. Die Art und Weise, wie man die Phasencodiergradienten schaltet, legt also die Reihenfolge der Einsortierung in die k-Raummatrix fest. Wichtig für das vorliegende Verfahren ist nun, daß man die Messung mit der Nullzeile oder zumindest einer niedrigen Zeilennummer der k- Raummatrix beginnt.

In Fig. 2 ist eine erste Ausführungsform für den Verlauf des Phasencodiergradienten GP dargestellt, und zwar der Verlauf der Amplitude des Phasencodiergradienten GP über die fortlau­ fenden Anregungen. Man erkennt, daß mit fortlaufender Anre­ gung die Belegung der k-Raummatrix beginnend vom Zentrum ab­ wechselnd in positiver und negativer Richtung zum Rand hin verläuft. Die Zahl k der Anregungen bzw. Sequenzrepetitionen ist gleich der Zeilenzahl der k-Raummatrix.

Ein zweites Ausführungsbeispiel für den Verlauf des Phasenco­ diergradienten ist in Fig. 3 dargestellt. Hier wird nur der halbe k-Raum abtastet, d. h., es müssen nur halb so viele Kernresonanzsignale gewonnen werden. Dies ist deshalb mög­ lich, weil zumindest im Idealfall jede k-Raummatrix konju­ giert symmetrisch ist und somit die Hälfte des k-Raums die volle Information zur Bildgewinnung enthält. In diesem Falle ist für den Phasencodiergradienten GP kein Polaritätswechsel erforderlich, sondern dieser wird - von Null beginnend - mit jeder Anregung schrittweise erhöht.

Mit dieser Art der Phasencodierung, also der Einsortierung der Meßwerte in die k-Raummatrix, gelingt es, das Signal der wassergebundenen Protonen zu erfassen, bevor diese in den Gleichgewichtszustand gehen. Damit ist die Quermagnetisierung My und damit auch das zu erzielende MR-Signal wesentlich hö­ her als im Gleichgewichtszustand. Dies wird nachfolgend an­ hand der Fig. 4 bis 6 näher erläutert.

Fig. 4 zeigt eine Simulation der Quermagnetisierung My über die Anregungen. Dabei ist die Quermagnetisierung der wasser­ gebundenen Protonen mit einer durchgezogenen Linie gezeich­ net. Man erkennt, daß die Magnetisierung von einem hohen Ni­ veau auf ein relativ niedriges Niveau im Gleichgewichtszu­ stand absinkt. Diese Gleichmäßigkeit des Übergangs in den Steady-State-Zustand erreicht man durch den vorangestellten Anregepuls mit dem Flipwinkel α/2. Die gepunktet dargestell­ te Quermagnetisierung My einer Fettkomponente oszilliert je­ doch bis zum Übergang in den Gleichgewichtszustand sehr stark. In der Praxis kommen jedoch stets mehrere Fettkompo­ nenten vor, so daß die in Fig. 5 dargestellte Simulation mit zehn Fettkomponenten der Realität eher entspricht. Hierbei ist das Fettsignal im Einschwingzustand deutlich kleiner und läuft schneller in einen Gleichgewichtszustand.

Fig. 6 zeigt tatsächlich gemessene Signale für Fett- und Wasserkomponenten im MR-Signal. Auch hierbei erkennt man, daß die Signalstärke für Wasserkomponenten im Einschwingzustand deutlich höher ist als im Gleichgewichtszustand, während das Fettsignal sich gerade umgekehrt verhält. Wenn man daher ent­ sprechend der Erfindung die kontrastbestimmenden mittleren k- Raumzeilen im Einschwingvorgang nutzt, entfällt weitgehend die störende Betonung der Fettkomponenten im Bild. Der Fig. 6 kann man aber auch noch eine weitere wichtige Erkenntnis entnehmen, daß nämlich das Fettsignal nach einigen Anregungen abfällt und dann wieder ansteigt. Die Fettbetonung im Bild kann man dadurch am besten dadurch reduzieren, daß man die Nullzeile des k-Raums gerade dann mißt, wenn das Fettsignal ein Minimum aufweist. Im zweiten Pulssequenzabschnitt II, in dem keine MR-Signale gemessen werden, werden daher gerade so viele geradzahlige Anregungen durchgeführt, daß zu Beginn des Pulssequenzabschnitts III, an dem die Nullzeile des k-Raums gemessen wird, das Fettsignal ein Minimum aufweist.

Mit der erfindungsgemäßen Pulssequenz gelingt es somit, das heute bei FISP-Bildern störende hohe Fettsignal sehr stark zu reduzieren. Für die meisten Wassergewebearten wird das Signal jedoch höher, so daß das Signal-/Rauschverhältnis praktisch ohne Aufwand verbessert wird.

In Fig. 7 ist stark schematisiert ein MR-Gerät zur Durchfüh­ rung des Verfahrens dargestellt. Dabei liegt das Untersu­ chungsobjekt in einer Magneteinheit 1, in die eine Gradien­ teneinheit 2 und eine Hochfrequenzantenne 3 eingebaut sind. Die Gradienteneinheit 2 wird von einem Gradientenverstärker 4 angesteuert, mit der Antenne 3 werden Hochfrequenzsignale so­ wohl gesendet als auch empfangen. So ist diese mit einer Hochfrequenzsendeeinheit 5 und einer Hochfrequenzempfangsein­ heit 6 verbunden. Der Hochfrequenzempfangseinheit ist ein Bildrechner 7 nachgeschaltet, der die empfangenen Signale re­ konstruiert und auf einem Monitor 8 darstellt. Hochfrequenz­ sende- und -empfangseinheit 5, 6 sowie der Gradientenverstär­ ker 4 werden von einer Steuereinheit 9 angesteuert, die den Gradientenstromverlauf und die Sende- und Empfangsphasen ent­ sprechend der oben dargestellten Pulssequenz steuert.

Claims (7)

1. Pulssequenz für ein MR-Tomographiegerät mit folgenden Merkmalen:

• - in einem ersten Pulssequenzabschnitt (I) wird auf das Un­ tersuchungsobjekt ein Hochfrequenzpuls (RF) mit einem Flipwinkel von α/2 eingestrahlt,
• - in einem zweiten und dritten Pulssequenzabschnitt (II, III) wird mit einer Repetitionszeit von TR eine Folge von Hochfrequenzpulsen (RF) mit einem Flipwinkel α einge­ strahlt, wobei TR kleiner als die T1 und T2-Relaxations­ zeit des Untersuchungsobjekts ist, wobei der dritte Puls­ sequenzabschnitt vor Erreichen des Steady-State beginnt,
• - im dritten Pulssequenzabschnitt (III) werden nach der Ein­ strahlung von Hochfrequenzpulsen (RF) Kernresonanzsignale (S) mit einer Phasencodierung ausgelesen, wobei die Pha­ sencodierung vor Einstrahlung des nachfolgenden Hochfre­ quenzpulses wieder zurückgesetzt wird,
• - die gewonnenen Kernresonanzsignale (S) werden nach Phasen­ faktoren sortiert in einer k-Raummatrix eingeordnet, wobei die Phasencodierung im dritten Pulssequenzabschnitt derart erfolgt, daß zentrale Zeilen des k-Raums zu Beginn des dritten Pulssequenzabschnitts gewonnen werden.

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, wobei der Betrag der Phasen­ codiergradienten im dritten Pulssequenzabschnitt linear an­ steigt.

3. Pulssequenz nach Anspruch 2, wobei die Richtung der Pha­ sencodiergradienten von Repetition zu Repetition wechselt.

4. Pulssequenz nach Anspruch 2, wobei nur die Hälfte des k- Raums abgetastet wird.

5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Anzahl der Hochfrequenzpulse (RF) im zweiten Pulssequenzab­ schnitt (II) so gewählt ist, daß eine Signalamplitude von Kernresonanzsignale (S) unerwünschter Spektralkomponenten zu Beginn des dritten Pulssequenzabschnitts (III) ein Minimum aufweist.

6. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Einstrahlung der Hochfrequenzpulse schichtselektiv ist und bei einem Wechsel der angeregten Schicht ein Gradienten- Spoiler-Puls geschaltet wird.

7. MR-Tomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1 mit einer Magneteinheit (1), einer Hochfrequenzsendeeinheit (5), einer Hochfrequenzempfangsein­ heit (6), einer Gradienteneinheit (4) und einer Steuereinheit (9), wobei die Steuereinheit (9) die Hochfrequenzsendeeinheit (5) so steuert, daß Hochfrequenzpulse mit einer Repetitions­ zeit TR abgegeben werden, wobei TR kürzer ist als die in Kör­ pergewebe vorkommenden T1- und T2-Relaxationszeiten und wobei der erste Hochfrequenzpuls jeder Messung den halben Flipwin­ kel der nachfolgenden Hochfrequenzpulse aufweist, wobei die Steuereinheit (9) die Hochfrequenzempfangseinheit (6) so steuert, daß eine MR-Signalakquisition erst nach n Hochfre­ quenzpulsen beginnt, wobei die Steuereinheit (9) die Gradien­ teneinheit (4) so steuert, daß vor und nach jedem ausgelese­ nen Kernresonanzsignal Gradientenpulse in Phasencodierrich­ tung mit gleichem Zeitintegral geschaltet werden und daß der Betrag der Gradientenpulse in Phasencodierrichtung zu Beginn der MR-Signalakquisition klein ist und nachfolgend zunehmend größer wird.