WO2006116972A1 - Mrt mit variabler repetitionszeit - Google Patents

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WO2006116972A1
WO2006116972A1 PCT/DE2006/000733 DE2006000733W WO2006116972A1 WO 2006116972 A1 WO2006116972 A1 WO 2006116972A1 DE 2006000733 W DE2006000733 W DE 2006000733W WO 2006116972 A1 WO2006116972 A1 WO 2006116972A1
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WO
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phase gradient
duration
imaging method
function
space
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Application number
PCT/DE2006/000733
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English (en)
French (fr)
Inventor
Nadim J. Shah
Joachim Kaffanke
Sandro Romanzetti
Original Assignee
Forschungszentrum Jülich GmbH
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4816—NMR imaging of samples with ultrashort relaxation times such as solid samples, e.g. MRI using ultrashort TE [UTE], single point imaging, constant time imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console

Definitions

  • the invention relates to an imaging method according to the preamble of claim 1.
  • a spatial dimension is coded by data acquisition as a function of time in the presence of a pulsed magnetic field gradient, while a second spatial dimension is coded by the phase of the signal being measured by applying a pulsed magnetic field gradient of a variable amplitude for a fixed, predetermined duration ( Phase coding gradient).
  • the acquired signal S (Jt) is a Fourier transform of the spin density, each for one dimension, as given in equation (1).
  • Equation (1) p denotes the spin density and z the position vector.
  • the Fourier transform of the experimental signals S (Tc) reconstructs the experimentally determined image weighted by the acquisition time parameters, namely, the echo time or repetition time.
  • Fast-relaxing signal components neither allow the use of pulsed field gradients for information coding in an echo experiment (frequency coding) nor the selection of defined layers of the test object with band-limited RF pulses. This manifests itself in a frequency blur or a large point spread function (PSF) in the image space, which leads to heavy smearing.
  • PSF point spread function
  • the SPRITE imaging method solves many of these problems.
  • the technique avoids resolution problems that arise when using frequency-encoding readout gradients by using only phase-encoding gradients.
  • the finite rise times of the field gradients are bypassed by switching the gradients before RF excitation.
  • Broadband RF pulses of limited length are used to achieve uniform spin deflection across the target.
  • the spatial space is coded in the signal S (k) with the aid of the amplitude change of the applied phase gradient G.
  • a single point of the free induction if (PID) is taken after a fixed coding time t p after the RF excitation.
  • SPRITE images are free of distortions due to B 0 inhomogeneities, sensitivity variations or chemical shift.
  • the resolution is also dependent on the maximum gradient height that can be applied to the DUT, even for nuclei with short relaxation times T 2 * .
  • the bandwidth of the RF pulse must be greater than the maximum spectral width (gradient strength times object length) to ensure a uniform spin deflection.
  • the logical extensions of the original SPRITE sequence include the step-shaped circuit also of the second phase-encoding gradient. Furthermore, the recording of several data points at different times t p after each excitation pulse has already been used. After a suitable field of view scaling, these images can be combined for signal-to-noise enhancement or used point by point for T 2 * mapping.
  • the total imaging measurement time (T R * PE1 * PE2 * PE3) can be very long, with PE1, PE2, and PE3 indicating the phase encoding steps in the first, second, and third dimensions. This is especially the case for in vivo 23 Na imaging, where T 1 is relatively long and T R is the same long must be selected to avoid signal saturation. In addition, an additional signal averaging is required for sodium imaging, which extends the overall measurement time.
  • Fig.l Time course of the change of the phase gradient G with separately shown RF pulses.
  • FIG. 5 Two-dimensional Gaussian function for application to the variable dephasing time.
  • FIG. 1 the change in the duration of the phase gradients G with time is shown in the lower part of the graph.
  • the abbreviations TR 1 , TR 2 , TR 3 TR n denote the duration of the individual constant phase gradients G.
  • the upper partial graph shows how the high-frequency pulses are applied during each phase gradient G.
  • FIG. 2 shows the position of the radio-frequency pulse, followed by one or a series of data acquisition measurement points within a phase gradient G, wherein the time duration of the phase gradient G is varied before the application of the radio-frequency pulse.
  • FIG. 3 shows the position of the radio-frequency pulse, followed by one or a series of data acquisition measurement points within a phase gradient G, wherein the time duration of the phase gradient G is varied after recording the measurement points or the measurement point.
  • FIG. 4 shows the comparison between a prior art experiment (left) and the process according to the invention (right).
  • the upper part in each case shows a recorded test image, the graphics underneath the course of the gray values (ordinate) corresponding to the upper image in relation to the distances in mm (abscissa). It can be clearly seen that the right image has the same quality when shortening the recording time to about one third.
  • FIG. 5 shows the TR reduction shown in FIG. 4
  • the object to be examined for example the head of a patient
  • the phase gradient G is varied at predetermined time intervals corresponding to the duration T R , so that a new coding of the k-space takes place.
  • phase gradient G takes place in equidistant amplitude steps and equal time intervals.
  • T R recovery time
  • This procedure can be carried out for all three spatial directions of k-space. After each change in the phase gradient G, the transverse magnetization is measured following a high-frequency pulse HF.
  • the phase gradient change is performed at time intervals which increase toward the k-space center-that is to say to low gradient values of the phase gradient G and decrease toward the edge regions of the k-space-ie, to high phase gradient values.
  • the time intervals in which the phase gradient G is constant become larger compared to the edge areas of k-space. That is, the duration in which a phase gradient G is applied is greatest for smaller magnetic field gradients.
  • images are produced by this method according to the invention which have a comparably good image quality with a shorter measuring time than conventional methods, namely to change the phase gradient G at the same time intervals.
  • the proposed method is based on the fact that outside the central region of k-space, often referred to as "keyhole” (M. Zaitsev, K. Zilles, NJ Shah., Shared k-space echo planar imaging with keyhole. 2001 Jan; 45 (1): 109-17.), Since the dephasing gradients are larger, the choice of T R is normally based on the desired contrast and the desire to obtain saturation effects of the recorded sig- nals.
  • the proposed method is a very useful extension of SPRITE based on the application of a variable repetition time T R , where the value of T R is dependent on the position in k-space and can be chosen freely in order to NEN side to reduce the total measurement time and on the other hand to obtain the desired contrast.
  • the method according to the invention is not limited to the SPRITE method, but is applicable to all single point imaging methods.
  • the duration T R of a phase gradient G is followed by a puncture, which applies the duration in the edge regions of the k-space or in the regions of large phase gradients G short durations and in the central region of the k-space or in the regions of small phase gradients G. does justice. That is, the function maps that the duration of a phase gradient G has a maximum at low field strengths.
  • the function which describes the duration of the individual phase gradients G has intermediate maxima in the edge regions of the k-space.
  • it is monotonically increasing from the edge regions of the k-space towards the center, or monotonically decreasing from the center of the k-space toward the edge regions.
  • the function may or may not be symmetric.
  • the maximum for the duration of the phase gradient G is essentially at the minimum of the phase gradient G, preferably in the minimum of the phase gradient G.
  • the function may have an offset with respect to the ordinate, that is, a constant may be added to the function. Furthermore, it is advantageous if the function with which the duration of the phase gradient G changes is a continuously differentiable function.
  • the function describing the change in the duration of the phase gradient G can be linear, for example, following a Gaussian function or from the edge of k-space to its center.
  • hyperbolic functions Gaussian functions
  • parabolic functions or functions with plateaus in the range of low gradient fields and / or constant offset.
  • Equation 2 can be given, which characterizes a possible embodiment of the invention.
  • n index of the phase gradient
  • N matrix size of the image in one dimension
  • R radius of the constant plateau
  • ⁇ 1 variance of the Gaussian function
  • Formula 3 can be given by way of example:
  • r is a normalized radius
  • the duration of the phase gradient G can be varied both before and after the excitation pulse which is followed by the measurements. Likewise, the periods before and after the excitation pulse which is followed by the measurement can be varied while the duration between the excitation pulse and the measurement remains unchanged.
  • the variation of the duration of the phase gradient G according to the invention can take place in at least one direction of the k-space take place, that is, it can be done in at least one component of the three possible spatial directions.
  • the variation according to the invention applies in all three directions, but it can also be applied in two or one direction.
  • the function which determines the temporal change of the duration of the phase gradient G may preferably be substantially radially symmetrical.
  • the method according to the invention can be applied to any phase-coded NMR method or methods which contain gradients for dephasing the transverse magnetization.
  • different trajectory guides spiral or in parallel lines
  • the method can be used for measurements on all nuclei accessible by NMR.
  • Na 23 , H 1 , O 17 or P 31 may be mentioned.
  • the method according to the invention is preferably used in the acquisition of T 2 * data.
  • the method according to the invention is to be used in particular in medicine, preferably in brain diagnostics, since it is particularly important to save time.
  • T R The variation of T R should be chosen to match the target, the observed core, and the field strength to avoid image artifacts.
  • the proposed method has the following special features:
  • T R should be chosen longer in the edge regions of the k-space shortly in the center.
  • T R in any given dimension should be a sufficiently smooth function of the k-space position.
  • the proposed method can be implemented in any SPRITE variant.
  • the total measuring time can be dramatically reduced. This is particularly important, for example, in in vivo imaging of sodium.
  • the invention also encompasses a magnetic resonance tomograph which operates according to the method according to the invention. It contains control means which controls the duration of a gradient field as a function of the phase gradient.
  • the absolute magnitude of the magnetic field gradients depends on the chosen field of view (FOV), the gyromagnetic constant ⁇ of the observed nucleus and the coding time t P.
  • FOV field of view
  • ⁇ G gyromagnetic constant
  • ⁇ _ ⁇ / N / -i / 2 '-' / 2 ⁇ scanned.
  • Small magnetic field gradients are: - ⁇ G, 0, ⁇ G
  • the gradient coil to a maximum Feldgradientenposition of 40mt / m is limited, has the FOV and / or the encoding time t p are correspondingly increased for sodium imaging.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren, beispielsweise Single Point Imaging, SPRITE. Erfindungsgemäß wird die Phasengradientenänderung in Zeitintervallen vorgenommen, welche zum k-Raum Zentrum - also zu niedrigen Gradientenwerten des Phasengradienten G hin - zunehmen und zu den Randbereichen des k- Raumes - also zu hohen Phasengradientenwerten hin - abnehmen. Das heißt, im Zentrum des k-Raumes wird die Repetitionszeit, in denen der Phasengradient G konstant ist, größer im Vergleich zu den Randbereichen des k-Raumes. Das bedeutet, die Dauer, in der ein Phasengradient G angelegt wird, ist bei kleineren Magnetfeldgradienten am größten.

Description

Beschreibung
Bildgebungsverfahren
Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
Traditionelle kernmagnetische Resonanzmethoden beruhen auf der Kodierung des k-Raums durch die Anwendung von magnetischen Feldgradienten (P. Mansfield, P. G. Morris, JVZVER ϊmaging in hio-medicine, Academiv Press, New York 1982 und P. G. Morris, NMR imaging in biology and medi- cine, Clarendon Press, Oxford 1986) .
Typischerweise wird eine räumliche Dimension durch Da- tenakquisition als Funktion der Zeit in Anwesenheit eines gepulsten magnetischen Feldgradienten kodiert, während eine zweite räumliche Dimension durch die Phase des gemessenen Signals durch Anwendung eines gepulsten magnetischen Feldgradienten einer variablen Amplitude für eine feste, vorgegebene Dauer kodiert wird (Phasen- kodiergradient) . Das akquirierte Signal S (Jt) ist eine Fouriertransformation der Spindichte jeweils für eine Dimension, wie sie in Gleichung (1) angegeben ist.
S(k) = J/?(z)exp[2πzVLψz ( 1 )
In Gleichung (1) bezeichnet p die Spindichte und z den Ortsvektor.
Der reziproke Raumvektor k ist zu der reellen Raum- Variablen konjugiert mit k = l/(27r)γGt. Die Fouriertransformation der experimentellen Signale S (Tc) rekonstruiert das experimentell bestimmte Bild, das durch die Akquisitions-Zeitparameter, nämlich die Echozeit oder die Wiederholungszeit gewichtet ist. Schnell relaxierende Signalanteile erlauben weder den Einsatz von gepulsten Feldgradienten zur Informationscodierung in einem Echo Experiment (Frequenzkodierung) noch die Auswahl definierter Schichten des Messobjektes mit bandbegrenzten HF-Pulsen. Dies macht sich in einer Frequenzunschärfe bzw. einer großen Punktbildfunktion (PSF - point spread function) im Bildraum bemerkbar, die zu starken Verschmierungen führt. (M. D. Robson, J. C. Gore, R. T. Constable, Measurement of the Point Spread Function in MRI Using Constant Time Imaging, Magn Reson Med. 1997: 38:733-740)
Die SPRITE Bildgebungsmethode löst viele dieser Probleme. (B. J. Balcom, R. P. MacGregor, S. D. Beyea, D. P. Green, R. L. Armstrong, T. W. Bremner, Single-Point Ramped Imaging with T1 Enhancement (SPRITE), J Magn Reson. Series A 1996:123:131-134.)
Die Technik vermeidet Probleme mit der Auflösung, die bei Verwendung von frequenzkodierenden Auslesegradienten entstehen, indem sie ausschließlich Phasenkodier- gradienten einsetzt. Die endlichen Anstiegszeiten der Feldgradienten werden umgangen, indem die Gradienten vor der HF-Anregung geschaltet werden. Es werden breit- bandige HF-Pulse limitierter Länge verwendet, um eine gleichmäßige Spinauslenkung über das Messobjekt zu erreichen. Der Ortsraum wird im Signal S (k) mit Hilfe des Amplitudenwechsels der applizierten Phasengradienten G kodiert. Ein einzelner Punkt des freien Induktionszer- falls (PID) wird nach einer festen Kodierzeit tp nach der HF-Anregung aufgenommen. Anders als bei frequenzkodierten Bildern sind SPRITE Bilder frei von Verzerrungen, die auf B0 Inhomogenitäten, Suzebtibilitätsvaria- tionen oder chemische Verschiebung zurückzuführen sind. Die Auflösung ist auch für Kerne mit kurzen Relaxationszeiten T2 * nur von der maximalen Gradientenhöhe, die auf das Messobjekt angewendet werden kann, abhängig. Die Bandbreite des HF-Pulses muss größer sein als die maximale Spektralbreite (Gradientenstärke mal Objektlänge) , um eine gleichmäßige Spinauslenkung sicherzustellen.
Die folgerichtigen Erweiterungen der ursprünglichen SPRITE Sequenz beinhalten die treppenförmige Schaltung auch des zweiten Phasenkodiergradienten. Weiterhin wurde die Aufnahme mehrerer Datenpunkte zu verschiedenen Zeitpunkten tp nach jedem Anregungspuls bereits eingesetzt. Nach einer passenden Gesichtsfeldskalierung kön- nen diese Bilder zur Signal-zu-Rausch Verbesserung kombiniert oder punktweise zur T2 *-Kartierung verwendet werden. (Halse M, Rioux J, Romanzetti S, Kaffanke J, MacMillan B, Mastikhin I, Shah NJ, Aubanel E, Balcom BJ, Centric scan SPRITE magnetic resonance imaging: op- timization of SNR1. resolution, and relaxation time map- ping, J Magn Reson. 2004 JuI; 169 (1) : 102-17)
Die gesamte Bildgebungsmesszeit (TR*PE1*PE2*PE3) kann sehr lang sein, wobei PEl, PE2 und PE3 die Phasenko- dierschritte in der ersten, zweiten und dritten Dimension angeben. Dies ist besonders für in vivo 23Na Bild- gebung der Fall, wo T1 relativ lang ist und TR ebenso lang gewählt werden muss, um Signalsättigung zu vermeiden. Außerdem ist zur Natriumbildgebung eine zusätzliche Signalmittelung erforderlich, welche die Gesamtmesszeit verlängert.
Insbesondere in der Medizin besteht der Bedarf, die Zeiten für die Aufnahme von Bildern zu verkürzen, da den Patienten nicht zugemutet werden kann lange Zeit in Kernspintomographen zu verweilen.
Es ist daher die Aufgabe der Erfindung, ein Bildge- bungsverfahren insbesondere für die medizinische Anwendung zur Verfügung zu stellen, welches kürzere Messzeiten ermöglicht, als Bildgebungsverfahren nach dem Stand der Technik, die jeweils nach dem gleichen Grundverfahren arbeiten. Eine weitere Aufgabe der Erfindung be- steht darin, bei gleicher Messzeit bessere Bildqualitäten zu erhalten.
Ausgehend vom Oberbegriff des Anspruchs 1 wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst mit den im kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 angegebenen Merkmalen.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es nunmehr möglich, Bilder guter Qualität in kürzerer Messzeit aufzunehmen oder in einer vorgegebenen Zeit Bilder einer besseren Qualität zu erzeugen.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Die Figuren zeigen die erfindungsgemäße Verfahrensweise sowie Vergleichsversuche beispielhaft . Es zeigt :
Fig.l: Zeitlicher Verlauf der Änderung des Phasengradienten G mit gesondert dargestellten HF-Pulsen.
Fig.2: Schematάsche Darstellung eines Repiti- tionszeitraumes TR mit variablem pre- delay (= vorausgehende variable Verzögerungszeit) .
Fig.-3: Schematische Darstellung eines Repiti- tionszeitraumes TR mit variablem post- delay (= nachfolgende variable Verzögerungszeit) .
Fig.4. Das Resultat von Vergleichsversuchen links nach dem Stand der Technik, rechts mit dem erfindungsgemäßen Verfahren .
Fig.5: Zweidimensionale Gaussfunktion zur Anwendung auf die variable Dephasier- zeit .
In Figur 1 ist in der unteren Teilgraphik die Veränderung der Dauer der Phasengradienten G mit der Zeit dargestellt. In ihr bezeichnen die Abkürzungen TR1, TR2, TR3 TRn die Dauer der einzelnen konstanten Phasengradienten G. Die obere Teilgraphik zeigt, wie die Hoch- frequenzpulse während jeweils einem Phasengradienten G appliziert werden. Figur 2 zeigt die Position des Hochfrequenzpulses, gefolgt von einem oder einer Serie Datenakquisitionsmess- punkten innerhalb eines Phasengradienten G, wobei die Zeitdauer des Phasengradienten G vor der Applikation des Hochfreguenzpulses variiert wird.
Figur 3 zeigt die Position des Hochfrequenzpulses, gefolgt von einem oder einer Serie Datenakquisitionsmess- punkten innerhalb eines Phasengradienten G, wobei die Zeitdauer des Phasengradienten G nach der Aufnahme der Messpunkte oder des Messpunktes variiert wird.
Figur 4 zeigt den Vergleich zwischen einem Experiment nach dem Stand der Technik (links) und nach dem erfindungsgemäßen Verfahren (rechts) . Der jeweils obere Teil zeigt ein aufgenommenes Testbild, die Graphik darunter den jeweils zu dem oberen Bild zugehörigen Verlauf der Grauwerte (Ordinate) gegen die Abstände in mm (Abszisse) . Es ist deutlich zu erkennen, dass das rechte Bild bei Verkürzung der Aufnahmezeit auf ca. ein Drittel die gleiche Qualität besitzt.
Figur 5 zeigt die TR-Reduzierung, die in Fig. 4
(rechts) zum Einsatz kam. Dabei wurde eine zweidimensionale Gaussfunktion (Gleichung 2/3) auf die variable Dephasierzeit mit folgenden Parametern angewendet: offset = 0 R = O σ = 0.125
Im Folgenden soll die Erfindung erläutert werden. Bei der Bild gebenden NMR-Tomographie wird das zu untersuchende Objekt, beispielsweise der Kopf eines Patienten, in den Kernspintomographen gelegt um den k-Raum zu vermessen. Hierzu wird ein Magnetgradientenfeld (=Phasengradient G) angelegt, welches eine Kodierung des k-Raumes bewirkt. Darauf hin wird ein RF-PuIs (= radio frequency pulse = Hochfrequenzpuls = HF-Puls) appliziert, welcher eine transversale Magnetisierung der Spins hervorruft und der von der Aufnahme eines Mess- punktes gefolgt wird. Entlang mindestens einer ausgewählten Achse des k-Raumes wird der Phasengradient G in vorgegebenen Zeitintervallen - entsprechend der Dauer TR - variiert, so dass eine neue Kodierung des k-Raumes erfolgt. Üblicherweise erfolgt diese Änderung des Pha- sengradienten G in äquidistanten Amplitudenschritten und gleichen ZeitIntervallen. Das Zeitintervall, in dem der Phasengradient G geändert wird, wird mit TR (repe- tition time) bezeichnet und ist im Folgenden der Dauer des Phasengradienten G gleichgesetzt. Diese Vorgehens- weise kann für alle drei Raumrichtungen des k-Raumes vorgenommen werden. Nach jeder Änderung des Phasengradienten G wird die transversale Magnetisierung im An- schluss an einen Hochfrequenzpuls HF gemessen.
Erfindungsgemäß wird die Phasengradientenänderung in Zeitintervallen vorgenommen, welche zum k-Raumzentrum - also zu niedrigen Gradientenwerten des Phasengradienten G hin - zunehmen und zu den Randbereichen des k-Raumes - also zu hohen Phasengradientenwerten hin - abnehmen.
Das heißt, im Zentrum des k-Raumes werden die Zeitin- tervalle, in denen der Phasengradient G konstant ist, größer im Vergleich zu den Randbereichen des k-Raumes. Das bedeutet, die Dauer, in der ein Phasengradient G angelegt wird, ist bei kleineren Magnetfeldgradienten am größten.
Überraschenderweise werden durch diese erfindungsgemäße Verfahrensweise Bilder erzeugt, die bei kürzerer Messzeit gegenüber konventionellen Verfahrensweisen, nämlich den Phasengradienten G in gleichen Zeitintervallen zu ändern, eine vergleichbar gute Bildqualität besit- zen.
Die vorgeschlagene Methode basiert auf der Tatsache, dass außerhalb der zentralen Region des k-Raumes, oft als „keyhole" bezeichnet (M. Zaitsev, K. Zilles, N.J. Shah. Shared k-space echo planar imaging with keyhole. Magn Reson Med. 2001 Jan; 45 (1) : 109-17.), ein niedriges Signal zu Rausch Verhältnis vorhanden ist, da die dephasierenden Gradienten größer sind. Die Wahl von TR basiert normalerweise auf dem angestrebten Kontrast und dem Wunsch, Saturierungseffekte der aufgenommenen Sig- nalkomponenten zu vermeiden. Die vorgeschlagene Methode ist eine sehr nützliche Erweiterung von SPRITE basierend auf der Anwendung einer variablen Wiederholzeit TR, wobei der Wert von TR abhängig ist von der Position im k-Raum und frei gewählt werden kann, um auf der ei- nen Seite die Gesamtmesszeit zu reduzieren und auf der anderen Seite den angestrebten Kontrast zu erhalten.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist aber nicht auf das SPRITE-Verfahren beschränkt, sondern ist anzuwenden auf alle Single Point Imaging-Verfahren. Die Dauer TR eines Phasengradienten G folgt einer Punktion, die der Vorgabe in den Randbereichen des k- Raumes bzw. in den Bereichen großer Phasengradienten G kurze Dauern und in dem Zentralbereich des k-Raumes bzw. in den Bereichen kleiner Phasengradienten G größere Dauern anzuwenden gerecht wird. Das heißt, die Funktion bildet ab, dass die Dauer eines Phasengradienten G bei niedrigen Feldstärken ein Maximum besitzen.
Die Werte dieser Funktion für die Dauer TR des Phasen- gradienten G sind von den Randbereichen des k-Raumes zum Zentrum hin wachsend, bzw. vom Zentrum des k-Raumes zu den Randbereichen hin fallend.
Es ist aber auch denkbar, dass die Funktion, die die Dauer der einzelnen Phasengradienten G beschreibt, in den Randbereichen des k-Raumes Zwischenmaxima aufweist.
Vorzugsweise ist sie von den Randbereichen des k-Raumes zum Zentrum hin monoton wachsend, bzw. vom Zentrum des k-Raumes zu den Randbereichen hin monoton fallend.
Die Funktion kann, muss aber nicht symmetrisch sein.
Das Maximum für die Dauer des Phasengradienten G befindet sich im Wesentlichen beim Minimum des Phasengradienten G bevorzugt im Minimum des Phasengradienten G.
Die Funktion kann einen Offset in Bezug auf die Ordinate besitzen, das heißt, der Funktion kann eine Konstan- te zuaddiert sein. Weiterhin ist es vorteilhaft, wenn die Funktion, mit der sich die Dauer des Phasengradienten G ändert, eine stetig differenzierbare Funktion ist.
Die Funktion, die die Änderung der Dauer des Phasengra- dienten G beschreibt, kann beispielsweise einer Gauß- funktion folgend oder vom Rand des k-Raumes bis zu dessen Zentrum linear sein.
Beispielhaft, aber nicht beschränkend, können folgende Funktionen genannt werden: hyperbelförmige Funktionen, Gaußfunktionen, parabelförmige Funktionen oder Funktionen mit Plateaus im Bereich niedriger Gradientenfelder und/oder konstantem Offset .
Allgemein gesprochen, können sämtliche Elemente des reellen Funktionenraums {z.∞(lR"), ||-]|∞j der fast überall
(f.ü.), d.h. modulo beliebiger Nullmengen, messbaren und f.ü. wesentlich beschränkten Funktionen als eine mögliche Verteilung der variablen Wiederholzeit TR in Betracht gezogen werden.
Als Beispielfunktion kann Gleichung 2 angegeben werden, die eine mögliche Ausführungsform der Erfindung charakterisiert .
-'ß.var — 1R1WHxJ \nJ » " ~ /25'"' /2 \2n/N\ ≤ R
Figure imgf000012_0001
\2n/N\ > R (2)
F(x)= e 2σl (Gauss - Funktion exemplarisch)
In ihr ist: n = Index des Phasengradienten N = Matrixgröße des Bildes in einer Dimension R = Radius des konstanten Plateaus σ1 = Varianz der Gaussfunktion
F = analytische Funktion, hier: Gaussfunktion
Für den dreidimensionalen Fall kann beispielhaft Formel 3 angegeben werden:
Figure imgf000013_0001
r(rιx,nvn,y ^(2n, /N1)2 + (2n2 /N2)2 + (2n3 /N3)2
Figure imgf000013_0002
J l-offiset r ≤ R f^ φet + \(l-offset). F(r-R) r >R
F(x) = e 2σ"2 (Gauss - Funktion exemplarisch)
In Formel 3 ist r ein normierter Radius.
Die Dauer des Phasengradienten G kann sowohl vor als auch nach dem Anregungspuls, welcher von den Messungen gefolgt wird, variiert werden. Ebenso können die Zeiträume vor und nach dem Anregungspuls, welcher von der Messung gefolgt wird, variiert werden, wobei die Dauer zwischen dem Anregungspuls und der Messung unverändert bleibt.
Die genaue Position des Anregungspulses innerhalb eines Phasengradienten G ist für die grundsätzliche Funktion der Erfindung von untergeordneter Bedeutung. Sie hat jedoch Einfluss auf die Qualität der Messergebnisse.
Die erfindungsgemäße Variation der Dauer der Phasengradienten G kann in mindestens eine Richtung des k-Raumes erfolgen, das heißt sie kann in mindestens eine Komponente der drei möglichen Raumrichtungen erfolgen. Vorzugsweise findet die erfindungsgemäße Variation in alle drei Richtungen Anwendung, sie kann aber auch auf zwei oder eine Richtung angewendet werden. Im Hinblick auf mehr als eine Raumrichtung des k-Raumes kann die Funktion, welche die zeitliche Änderung der Dauer des Phasengradienten G bestimmt, vorzugsweise im Wesentlichen radialsymmetrisch sein.
Grundsätzlich kann die erfindungsgemäße Verfahrensweise auf jedes phasenkodiertes NMR-Verfahren bzw. Verfahren, welche Gradienten zur Dephasierung der transversalen Magnetisierung enthalten, angewendet werden. So können beispielsweise verschiedene Trajektorienführungen (spi- ralförmig oder in parallelen Linien) verwendet werden.
Das Verfahren kann für Messungen an allen Kernen angewandt werden, die der NMR zugänglich sind. Insbesondere können Na23, H1, O17 oder P31 genannt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren findet vorzugsweise bei der Akquisition von T2 * Daten Anwendung.
Das erfindungsgemäße Verfahren soll insbesondere in der Medizin, bevorzugt in der Hirndiagnostik eingesetzt werden, da es dort besonders auf Zeitersparnis ankommt.
Die Variation von TR sollte dem Messobjekt, dem beobachteten Kern und der Feldstärke angepasst gewählt werden, um Bildartefakte zu vermeiden. Die vorgeschlagene Methode weist folgende Besonderheiten auf :
1. Variation von TR abhängig von der Position im k- Raum.
2. TR sollte in den Randbereichen des k-Raumes kurz im Zentrum länger gewählt werden.
3. Die Variation von TR in jeder gegebenen Dimension sollte eine hinreichend glatte Funktion der k-Raum Position sein.
4. Die vorgeschlagene Methode kann in jede SPRITE Variante implementiert werden.
Es ist zu bemerken, dass die Methode nicht wesentlich von der exakten Funktion der Variation von TR abhängt.
Vorteile der vorgeschlagenen Methode:
1. Die Gesamtmesszeit kann dramatisch reduziert werden. Dies ist zum Beispiel besonders wichtig bei der in vivo Bildgebung vom Natrium.
2. Bei einer vernünftigen Wahl der TR Gewichtung besteht praktisch kein Unterschied in der Bildqualität.
Von der Erfindung ist auch ein Kernspintomograph um- fasst, welcher nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitet. Er enthält Steuerungsmittel, die die Dauer eines Gradientenfeldes in Abhängigkeit des Phasengradienten steuert.
Im Folgenden wird eine beispielhafte Berechnung der Gradientenfelder angeführt : Die absolute Größe der Magnetfeldgradienten ist abhängig vom gewählten Sichtfeld (FOV) , der gyromagnetischen Konstante γ des beobachteten Kerns und der Kodierzeit tP. Bei einer gewählten Gradientenschrittgröße ΔG wird der k-Raum in Schrittgrößen
/AGtn
Ak=- p~ (4)
2π abgetastet, und diese ist reziprok zum gewählten FOV:
FOV=±=-^- (5) M γAGtp Damit ist die Gradientenschrittgröße in folgender Form gegeben:
ΔG=-^- (6) FOVγt,
Bei einer Matrixgröße N ergibt sich eine entsprechende Auflösung
N NAk NγAGtp Der k-Raum wird hierzu mit einem Index
Λ=_Λ/ N/-i /2'-' /2 ι abgetastet .
D. h. es werden Daten aufgenommen zwischen -ψ2Ak,...-Ak,0,Ak,...,^/2-\yk, und damit sind die Magnetgeldgradienten gegeben als -y2AG,...,-AG,0ΛG,...,(^/2-iyG
Große Magnetfeldgradienten sind: -N/2AG und (%-ΛKJ
Kleine Magnetfeldgradienten sind: -ΔG,0,ΔG Die gyromagnetisehen Konstanten für Protonen und Natrium sind: γNa=2π-11.263Mhz/T γH=2π-42.577Mhz/T Für ein gewünschtes Sichtfeld FOV=256mm und eine Kodierzeit tp=0.2ms ergeben sich beispielsweise Gradien- tenschrittgrößen von: ΔGMa=l • 734mT/m=0.1734gauss/cm ΔGH=0.459mT/m=0.0459gauss/cm Diese sind klein im Verhältnis zu den maximalen Feldgradientenstärken bei einer beispielhaften Matrixgröße von N=64 mit :
GNa,max=55.488mT/m=5.5488gauss/cm GH,maχ=14.688mT/m=1.4688gauss/cm
Falls die Gradientenspule auf eine maximale Feldgradientenstärke von 40mT/m begrenzt ist, muss das FOV und/oder die Kodierzeit tp für Natriumbildgebung entsprechend vergrößert werden.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Bildgebungsverfahren bei dem an einem abzubildenden Objekt ein sich zeitlich ändernder Phasengradient G einer Dauer TR angelegt und eine transversale Mag- netisierung hervorgerufen wird, deren Zerfall gemessen wird, dadurch gekennzeichnet, dass die Dauer TR für den Phasengradienten G in den Bereichen der größeren Phasengradienten G kleiner sind als in den Bereichen kleiner Phasengradienten G.
2. Bildgebungsverfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Dauer TR für die Phasengradienten G von niedrigen nach höheren Phasengradienten G hin abnehmen.
3. Bildgebungsverfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Dauer TR des Phasengradienten G einer Funktion folgt, die von niedrigen nach höheren Phasengradienten G hin monoton abnimmt .
4. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Maximum der Dauer TR im Bereich der niedrigsten Phasengradienten G liegt.
5. Bildgebungsverfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, das das Maximum für die Dauer TR des Phasengradienten G im Minimum des Phasengradienten G liegt.
6. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Funktion, die die Dauer TR des Phasengradienten G beschreibt, einen offset bezüglich der Ordinate besitzt.
7. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Funktion, die die Dauer TR des Phasengra- dienten G beschreibt, ein Element des reellen Funktionenraums {iT(lR"), [-IL) ist.
8. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Funktion, welche die Dauer TR des Phasengradienten G beschreibt, eine Funktion aus der Gruppe bestehend aus hyperbelförmige Funktionen, parabelförmige Funktionen, Gaußfunktionen, lineare Funktionen und Funktionen mit einem Plateau im Be- reich kleiner Phasengradienten ist.
9. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Dauer TR des Phasengradienten G einer Funktion folgt, die stetig differenzierbar ist.
10. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Funktion, welche die Dauer TR der Phasengradienten G beschreibt, im Bezug auf das Minimum des Phasengradienten G symmetrisch ist.
11. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Funktion, die die Dauer TR des Phasengradienten G beschreibt, einen Maximalwert erreicht, welcher über einen Bereich von niedrigen Phasengra- dienten konstant ist.
12. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis
11, dadurch gekennzeichnet, dass es auf mindestens eine Raumrichtung des k- Raumes angewendet wird.
13. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass es für die Aufnahme von Messdaten von Kernen der Gruppe Na23, H1, O17 oder P31eingesetzt wird.
14. Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass es in der Medizin angewendet wird.
15. Kernspintomograph, dadurch gekennzeichnet, dass er eine Steuerung umfasst, welche das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14 ansteuert.
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