WO2013171119A1 - Kernspintomographieverfahren - Google Patents

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WO2013171119A1
WO2013171119A1 PCT/EP2013/059645 EP2013059645W WO2013171119A1 WO 2013171119 A1 WO2013171119 A1 WO 2013171119A1 EP 2013059645 W EP2013059645 W EP 2013059645W WO 2013171119 A1 WO2013171119 A1 WO 2013171119A1
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WO
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target volume
magnetic resonance
frequency
along
and3
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PCT/EP2013/059645
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English (en)
French (fr)
Inventor
Jürgen Hennig
Jakob ASSLÄNDER
Original Assignee
Universitätsklinikum Freiburg
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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
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • G01R33/4835—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices of multiple slices

Definitions

  • Magnetic resonance tomography methods require in the vast majority of applications the investigation of a three-dimensional target volume of an examination subject as defined by the respective question.
  • the target volume to be examined can be an organ, for example the heart or the brain, an organ area, such as, for example, the thorax, the abdomen or the pelvis, or else the entire body of a human or animal (so-called whole body examination).
  • so-called multisiice techniques are generally used, in which the target volume is mapped in layers by a packet of generally parallel, two-dimensional layers (so-called 2D-MS method).
  • so-called 3D methods are used in which a three-dimensional spatial coding takes place during the recording.
  • the measured data are recorded by means of spatial coding by means of gradient fields as so-called k-space data.
  • the image (or 3D) data is given by an image reconstruction determined by the type of spatial encoding.
  • the k-space data and the image data are known to be linked by a Fourier relationship.
  • the measurement is performed in both 2D-MS and SD techniques by sequential multi-excitation methods in which only a portion of the k-space data required for reconstruction is measured per excitation of the spin system. Completion of the k-space data is done by multiple excitation of the spin system, each with different spatial encoding.
  • the measurement can also be performed at least for 2D MS procedures with only one excitation per slice.
  • 3D methods are, in principle, more efficient in terms of sampling efficiency compared to 2D-MS methods, since at each acquisition step, all the spins examined contribute to the measured signal.
  • the following statements relate to the recording of an SD data set of the size nd1 * nd2 * nd3 in three orthogonal spatial directions designated as d1, d2 and d3, the coordinate system defined by d1, d2, d3 being opposite the Cartesian spatial directions x, y, and z can be rotated arbitrarily.
  • Relaxation-related saturation reduces this factor. Since the relaxation-related T1, T2 effects are tissue-dependent, 3D vs. 2D MS Techniques Differences in Contrast Behavior.
  • Parallel imaging techniques can accelerate both 2D MS and 3D imaging.
  • acceleration usually takes place only within the individual layer plane.
  • CAIPIRI HA which means - - Parallel imaging also takes place an acceleration perpendicular to the image plane.
  • radio-frequency pulses are used, which each stimulate more than one slice of the target volume simultaneously. These excitation pulses are referred to as multiband radio-frequency pulses.
  • Subsequent 2D spatial encoding produces overlapping images of the excited layers. In measurements with complex coil arrays with several individual coils, which have different sensitivity profiles along the nd3 direction, the overlaps can be eliminated and overlap-free images of the individual layers can be generated (Moeller 2009).
  • T2 * When using 3D single-shot techniques, the amount of data measurable after excitation is limited by signal decay.
  • signal decay is determined by T2 *, and in applications on the brain and at 1.5-3T, T2 * is in the range of approximately 50 ms, ie with a recording duration of more than 100 ms result in strong signal losses and the recorded signal is dominated by noise.
  • the Larmor equation gives the acquisition bandwidth BW (in 1 / s) of the recording from the gradient strength GR and the desired field of view FOV R along the direction of GR through: - -
  • BW 500 kHz results by way of example. This corresponds to a take-up rate of 2, ⁇ s (microseconds) per data point. With a recording time of 100 ms limited by T2 *, 50,000 data points can be recorded.
  • an isotropic 3D image such as. B. in the application of a functional imaging of the brain is sought, this corresponds to a matrix size of 36 x 36 x 36 at an (isotropic) resolution of about 8 mm.
  • One possible strategy is to perform the imaging procedure as a multi-shot recording, i. a correspondingly enlarged 3D-k-space data set is measured in several successive recording steps.
  • the image reconstruction takes place in a single reconstruction step of the complete data set. This preserves the advantage of high recording efficiency since all spins are still measured at each excitation.
  • the disadvantage is that the uniform data set thus generated is extremely sensitive to signal variations between the individual recording steps. Such signal variations are either intrinsic, for example due to different Tl / T2 weighting, unless the recording is done in a steady state. Other signal variations can be z. B. from movements of the person to be examined, by physiological effects (ECG, respiration) or instabilities of the measuring system used.
  • An alternative strategy is the successive 3D imaging of respective partial volumes of the target volume to be examined.
  • the entire measurement volume then results from a combination of the respective 3D data sets. This is done either in blocks, by subdividing the entire target volume into sub-volumes that are connected in succession and measured successively (see Fig. 1b).
  • 3D multi-partition methods in which the excitation of the target volume is analogous to 2D-MS method in several, but thick, layers and the resolution in nd3 direction by a 3D encoding within the Layers is increased in each desired manner.
  • the target volume to be imaged is selectively excited according to the invention by means of at least one frequency-selective multiband high-frequency pulse and in the presence of a slice selection gradient Gd3.
  • the multiband radio-frequency pulse has a frequency profile with a plurality of separate frequency bands, a plurality of slices of the target volume in the sense of discrete slice gratings are thus simultaneously excited in conjunction with the slice selection gradient GD 3 , which has a known slope.
  • the layer grid has a grid spacing ⁇ nd3.
  • the spatial coding along the spatial coordinate d3 by means of the magnetic field gradients is carried out according to the invention with a spatial resolution dnd3, which coincides with the generated grid spacing And3. That is, the lattice spacing d3 of the slice lattice of the target volume excited by the multiband high-frequency pulse and the slice selection gradient corresponds to the spatial resolution caused by the gradient encoding in the d3 direction.
  • the starting point of the method according to the invention is the recognition that imperfections of the layer profile naturally also occur when measuring in 2D-MS technique.
  • the measured signal intensities over the respectively measured slice therefore represent an average over the slice profile. This "intravoxel" - averaging affects all measured pixels in all layers alike, the consistency of the signal intensities thus remains overall.
  • this approach means that the sub-volumes generated by slice selection should be designed such that the respective slice thickness And3 0 produced by frequency-selective RF pulses is the resolution dnd3 0 (or an integer divider thereof) caused by the 3D gradient encoding ) corresponds.
  • the read-out partial volume of the target volume has (preferably-but not necessarily on all of the layers identical), the structure of a layer lattice with a lattice spacing Mod3 0 and a thickness ds (ds ⁇ AND3 0) of the individual layers (Fig.2).
  • the layer profile affects evenly over all pixels of the 3D image and the consistency of the recording is retained (Fig.2a).
  • the three-dimensional k-space of the data acquisition (FIG. 2 b) given by the gradient coding is linked to the spatial space by a three-dimensional Fourier transformation in accordance with the basic properties of the spatial encoding by magnetic field gradients (FIG. 2 c).
  • Gd3 is the magnitude of the gradient and integration over the duration of action of Gd3 occurs between the acquisition of adjacent data points in k-space.
  • this corresponds to the increment of the phase encode gradient between the acquisition of adjacent k-space points.
  • FOV identifies the size of the captured target volume.
  • this is done by taking the picture in NA recording steps.
  • NA the resolution of the Fourier transformation
  • the multiband radio-frequency pulses used to generate a periodic layer grid are known and described in the literature (Norris 2011). They can be easily generated by adding the radio frequency pulses needed to excite the individual lattice planes. The addition usually takes place numerically by superposition of the (complex) pulse profiles. In addition to the method described in (Norris 2011), further methods are known, such as the high peak power of the pulses resulting from simple addition - which leads to technical problems with respect to the dielectric strength of the excitation electronics or even to impermissibly increased RF power for the examined person can be limited to a practical level (Hennig 1992, Johnson 1994).
  • an EVI sequence is shown in FIG.
  • a complete 3D data record is generated after a single excitation.
  • the data is recorded in such a way that a periodic sequence of signals is generated by periodic inversion of a read gradient GR in the direction dl of the data record.
  • These are subjected to phase encoding by applying gradient blips in directions d2 and d3.
  • a k-space trajectory results in a periodic layer grating with a zigzag trajectory caused by the gradients Gd1 and Gd2 in each layer; the layer position in three-dimensional k-space is determined by the gradient blip applied in each case before the recording of the respective d1, d2 layer determined in d3 direction.
  • the desired target volume of the matrix size ndl 0 * nd2 0 * nd3 0 corresponding to Figure 3 in NA as a layer grid pronounced partial volumes with respective matrix size ndl 0 * nd2 0 * nd3 0 / NA divided the data is then recorded so that in a recording step of the NAte central part of the target volume associated total k space is recorded.
  • Another preferred method of use of the method according to the invention is the so-called stack-of-Spirals l (SOS) - Procedure (Thedens 1999).
  • SOS stack-of-Spirals l
  • the k-space trajectory used for spatial coding consists of a layered sequence of spirals (Fig.5).
  • Such recordings are carried out in the methods described in the literature predominantly in multiple excitation technique, implementation after a single excitation is quite possible.
  • the k-volume volume covered by the spiral layers can be limited to the interior of a sphere. This method is also outstandingly suitable for implementation in the sense of the method according to the invention.
  • the recording then takes place either in such a way that only the part of the k-space trajectory associated with the complete 3D data record which lies in the central part of the k-space corresponding to the excited partial volume is read out.
  • the image can be accelerated by the fact that the envelope of the k-space trajectory tapers faster in the d3 direction and thus becomes a compressed parallel ellipsoid lying in the central k-space.
  • any non-linear k_Raumtrajektorie such as the concentric shells technique (teeth iron 2011) can be readily combined with the inventive method of 3D encoding.
  • the inventive method is also applicable to 3D single shot techniques with signal readout by means of multi-echo generation. (3D TSE, GRASE).
  • Particularly advantageous and advantageous is the combination of the method according to the invention of the spatial coding with techniques of accelerated data acquisition such as the SENSE or GRAPPA method but also general acceleration method based on the regularized reconstruction (Zahneisen 2011) or the compressed sensing technique.
  • the maximum acceleration achievable in practice is given by the distinctness of the signal contributions defined by the coil profiles (Wiesinger 2004).
  • the method according to the invention offers the advantage of significantly better discriminability for given sensitivity profiles of the receiving coils due to the greater extent of the partial volume detected by the measurement per acquisition step (see FIG.
  • a further advantageous feature of the magnetic resonance tomography method according to the invention is that the multiband high-frequency pulses used to excite the layer grid make it possible to assign a freely selectable phase to each layer profile.
  • the easiest way to do this is with multiband high-frequency pulses, which are used by (numerical) superimposition of pulses for excitation of the individual layers.
  • this corresponds to a shift along the kd3 direction in k-space in accordance with the shift theorem of the Fourier transform. This allows the k-space trajectory to be shifted without the use of additional gradients.
  • the possibility of modifying the excitation profile of individual layers also allows an improvement in data acquisition in cases where the strength of the Bl field used for signal excitation varies along d3. This occurs, for example, due to the use of excitation coils not sufficiently large for uniform coverage of the target volume, or when the size of the examination volume approaches the wavelength of the Larmor frequency.
  • the inequality of the local field strength Bl (d3) can be compensated by changing the amplitude A (d3) of the respective field profile:
  • a (d3) A 0 (d3) 0 * Bl (d3) / (Bl (d3) [5]
  • a 0 is the related to the reference value Bio reference amplitude of the pulses (Fig.7).
  • FIGS. 1 the metrologically detected signal intensity I plotted over a
  • FIGS. 2 plotted the measured intensity over the
  • FIG. 6 a shows a schematic representation of sensitivity profiles S 1 and S 2 of two reception coils shifted in the d 3 direction (FIG. 6 a) with the measured intensity of the nuclear spin signals recorded with the coils in a read-out layer packet along the d 3 spatial coordinate using the magnetic resonance tomography method according to the invention (FIG. and in a compact readout in conventional multi-slab 3D technique ( Figure 6c); and the effects of a constant amplitude A of the frequency profile over all excited layers (FIG.
  • FIG. 7a which, in conjunction with a variable intensity of the Bl field along d3 (FIG. 7b), leads to excitation profiles of different intensities (FIG. 7c) Invention along the known course of Bl along
  • the spatial coordinate d3 can be calculated to calculate pulse profiles with different amplitudes along d3 (FIG. 7d), which will be used for a desired constant excitation of the target volume over all layers (FIG. 7e).
  • 1 a shows the signal intensity I in the direction of a position coordinate d 3 of a slice profile of the target volume generated by means of selective excitation, wherein the marked solid dots correspond to the signal intensities recorded along a discrete grid along the location coordinate d 3.
  • 1b shows a systematic variation of the signal intensities resulting from successive excitation of several contiguous layers, wherein in the overlap regions of the adjoining pulse profiles the observed signal intensity (filled-in points) compared to the layer profile is additionally additionally modulated by saturation effects in the case of single-layer excitation (circles).
  • Fig. Lb shows a systematic variation of the signal intensities resulting from successive excitation of several contiguous layers, wherein in the overlap regions of the adjoining pulse profiles the observed signal intensity (filled-in points) compared to the layer profile is additionally additionally modulated by saturation effects in the case of single-layer excitation (circles).
  • FIGS. 2 the principle of slice selection according to the magnetic resonance tomography method according to the invention is shown.
  • the frequency-selective radio-frequency pulse with discrete frequency bands excites a layer grating with mutually parallel layers along the spatial coordinate d3, which have a layer spacing And3 0 and a layer thickness ds, as shown in FIG. 2a in the schematic representation of the signal intensity I generated by the layer grating pulse along d3 emerges.
  • FIG. 2c shows the k-space with the coordinates kd3 and kd2 associated therewith by Fourier transformation.
  • FIG. 3 a only one layer grid from each second layer of the target volume is excited in each sub-step (continuous or dashed profiles).
  • FIG. 4 shows an example of an application of the magnetic resonance tomography method according to the invention in conjunction with the so-called echo volumar imaging (EVI) method (FIG. 4a), where Rf denotes the radio-frequency pulse P and the schematically represented signals, Gdl, Gd2, Gd3 correspond to the spatial coding gradients in the three spatial directions d1, d2, d3, which are generally referred to as read gradient GR, 2D phase gradient GP1 and 3D phase gradient GP2 in the case of EVI.
  • the pulse shape of P is chosen so that in combination with the slice selection gradient G1 a parallel slice grid is excited, G2 and G3 serve for the initial positioning of the k-space trajectory before the start of the time read interval acq.
  • the recording is done by fast alteration of GR to generate nd2 gradient echoes, which undergo gradient coding in the d2 direction.
  • the recording is repeated nd3 times, in each repetition step, a phase encoding in the d3 direction by the gradient G4.
  • G5 serves to reset the k-space trajectory in the d2 direction. This can be done either by returning the trajectory to the identical in the kdl, kd2-level position A (kdl 0 , kd2 0 , kd3) ('monopoic trajectory', open circles in Fig.
  • FIG. 4b shows the k-space trajectory generated by the sequence shown in FIG. 4a as a sequence of nd3 layers. For taking a 3D - -
  • dkd2 dkd3
  • dkd3 is larger in the figure for better visualization
  • kdl, kd2 and kd3 corresponds to the k-space coordinates assigned to dl, d2, d3-location space.
  • FIG. 5 shows the example of an application of the magnetic resonance tomography method according to the invention in conjunction with the so-called stack-of-spirals (SOS) method.
  • the spatial encoding is carried out as stack-of-spirals by applying alternating, in each case by 90 ° to each other phase-shifted gradient in the dl, d2-plane.
  • P, G1 ... G5 correspond to the terms explained in connection with FIG. G6 serves to return the k-space trajectory to the beginning of each spiral.
  • Gdl and Gd2 can either be designed as an in-out spiral, as shown, or as an out-in spiral through temporal reversal.
  • FIG. 5b shows the associated k-space trajectory designed as a stack-of-spirals.
  • the k-space trajectory for recording a data set with isotropic resolution is limited to a spherical volume.
  • Fig. 5c shows the k-space trajectory for the recording in A substeps.
  • the k-space trajectory can be further shortened by using a parallel ellipsoid compressed in the nd3 direction as the envelope.
  • 6a shows a schematic representation of the sensitivity profiles S1 and S2 of two reception coils shifted in the d3 direction.
  • the sensitivity S shows the measured signal strength assuming a constant signal intensity over the entire range of d3.
  • Fig. 6b is shown, compared to a reproduced in Fig. 6c compact readout in conventional multi-slab 3D technology.
  • Fig. 7a shows a constant amplitude A of the frequency profile over all excited layers.
  • this leads to excitation profiles of different intensities, which are shown in FIG. 7c.
  • the invention relates to a magnetic resonance imaging method for generating a data set for a three-dimensional image structure, comprising the following steps:
  • a frequency-selective radio-frequency pulse As a frequency-selective radio-frequency pulse, a multi-band radio-frequency pulse is used, the frequency profile has a plurality of separate frequency bands, wherein - The frequency bands in the target volume to be imaged in connection with the slice selection gradient Gd3 along a location coordinate d3 for excitation of a discrete layer grid with a respective grid spacing ⁇ nd3 lead; and where
  • the spatial encoding along the location coordinate d3 is performed with a spatial resolution dnd3, which coincides with the grid spacing And3 of the layer grid.
  • the three-dimensional image of the target volume can be obtained in a known manner from the generated data set.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Kernspintomographieverfahren zur Aufnahme eines Datensatzes für einen dreidimensionalen Bildaufbau, bei welchem unter Verwendung von mindestens einem frequenzselektiven Hochfrequenzpuls in Anwesenheit eines Schichtselektionsgradienten Gd3 eine selektive Anregung eines abzubildenden Zielvolumens erfolgt und mit Hilfe von räumlich veränderlichen Magnetfeldgradienten eine dreidimensionale Ortskodierung der angeregten Magnetisierung durchgeführt wird. Erfindungsgemäß wird als frequenzselektiver Hochfrequenzpuls ein Multiband-Hochfrequenzpuls verwendet, dessen Frequenzprofil mehrere separate Frequenzbänder aufweist, welche im abzubildenden Zielvolumen in Verbindung mit dem Schichtselektionsgradienten Gd3 entlang einer Ortskoordinate d3 zur Anregung eines diskreten Schichtgitters mit einem jeweiligen Gitterabstand Δnd3 führen. Die Ortskodierung entlang der Ortskoordinate d3 durch die Magnetfeldgradienten wird mit einer räumlichen Auflösung dnd3 vorgenommen, welche mit dem Gitterabstand Δnd3 des Schichtgitters übereinstimmt.

Description

Kernspintomographieverfahren
Kernspintomographieverfahren erfordern in der überwiegenden Mehrzahl der Anwendungen die Untersuchung eines durch die jeweilige Fragestellung definierten drei-dimensionalen Zielvolumens eines Untersuchungsobjekts. Das zu untersuchende Zielvolumen kann dabei ein Organ, beispielsweise das Herz oder das Gehirn, ein Organgebiet, wie beispielsweise der Thorax, das Abdomen oder der Pelvis, oder auch der gesamte Körper eines Menschen oder Tieres sein (sogenannte Ganzkörperuntersuchung). In der Praxis werden dazu in der Regel sog. Multisiice-Techniken eingesetzt, bei welchen das Zielvolumen schichtweise durch ein Paket von i.a. parallelen, zweidimensionalen Schichten abgebildet wird (sogenanntes 2D-MS Verfahren).
Als Alternative werden sogenannte 3D-Verfahren eingesetzt, bei welchen während der Aufnahme eine dreidimensionale Ortskodierung erfolgt. Bei beiden Messprinzipien werden die Messdaten durch Ortskodierung mittels Gradientenfeldern als sogenannte k-Raum Daten aufgenommen. Aus den k- Raum Daten ergeben sich die Bild-(oder 3D-) Daten durch eine durch die Art der Ortskodierung bestimmte Bildrekonstruktion. Die k-Raum-Daten und die Bilddaten sind bekanntlich durch eine Fourierbeziehung miteinander verknüpft.
Die Messung erfolgt in den meisten Fällen sowohl bei 2D-MS- wie auch bei SD- Techniken durch sequenzielle Multianregungsverfahren, bei welchen pro Anregung des Spinsystems jeweils nur ein Teil der zur Rekonstruktion benötigten k-Raum-Daten gemessen wird. Eine Vervollständigung der k-Raum Daten erfolgt durch mehrfache Anregung des Spinsystems mit jeweils unterschiedlicher Ortskodierung .
Für schnelle Bildgebungstechniken wie echo planar imaging (EPI) oder Single shot TSE (HASTE) kann die Messung auch zumindest für 2D-MS Verfahren mit nur einer Anregung pro Schicht erfolgen. Es sind darüber hinaus Verfahren bekannt, bei welchen in einer sogenannten „single-shot"-Technik der gesamte 3D-Datensatz mit einer einzigen Anregung aufgenommen wird. Zu diesen Verfahren zählen beispielsweise das sogenannte echo volumar imaging ( = EVI; Zwaag 2006), 3D-GRASE (Oshio 1991) oder sogenannte Single shot 3D-Turbo Spin Echoverfahren (ss3DTSE, SPACE).
Bei der Bildgebung eines vorgegebenen Zielvoiumens mit vorgegebener Auflösung und Matrixgröße ist die zu erfassende Datenmenge bei einem 2D-MS Verfahren im Prinzip gleich groß wie bei einem 3D-Verfahren. Unterschiede ergeben sich aber durch das jeweilige Signalverhalten. Bei 2D-Verfahren mit sequenzieller Abfolge der Messungen der einzelnen Schichten des Zielvolumens ermöglicht die sequezielle Aufnahme die Realisierung einer größere Erholzeit TR zwischen der Anregung jeweils identischer Schichten ohne Einschränkung der Effizienz der Messung. Dies erlaubt die Verwendung von Messverfahren wie Spin- Echo Techniken oder Turbo-Spin-Echo-Verfahren, welche auf Grund ihres Signalverhaltens ein TR im Bereich mehrerer 100 ms bis zu einigen Sekunden verlangen, um einen durch Signalsättigung bedingten Verlust von Signal-zuRausch (SNR) sowie ungünstige Bildkontraste zu vermeiden.
3D-Verfahren sind demgegenüber im Sinne der Sampling-Effizienz prinzipiell effizienter im Vergleich zu 2D-MS Verfahren, da bei jedem Aufnahmeschritt alle untersuchten Spins zum gemessenen Signal beitragen.
Die folgenden Ausführungen beziehen sich auf die Aufnahme eines SD- Datensatzes der Größe ndl * nd2 * nd3 in drei als dl, d2 und d3 bezeichneten orthogonalen Raumrichtungen, wobei das durch dl, d2, d3 definierte Koordinatensystem gegenüber den kartesischen Raumrichtungen x, y, und z beliebig gedreht sein kann.
Unter Vernachlässigung von Relaxationseffekten, die zur Signalsättigung führen, ergibt sich aus der Signaltheorie im Vergleich zu einer 2D-MS-Messung von nd3 Schichten mit jeweils ndl * nd2 Datenpunkten ein Signalgewinn um einen Faktor, welcher mit der Wurzel der Zahl nd3 der Schichten skaliert:
Figure imgf000005_0001
Durch relaxationsbedingte Sättigung wird dieser Faktor reduziert. Da die relaxationsbedingten T1,T2-Effekte gewebeabhängig sind, ergeben sich bei 3D vs. 2D-MS Techniken Unterschiede im Kontrastverhalten.
Durch Verfahren der parallelen Bildgebung lassen sich sowohl 2D-MS wie auch 3D-Aufnahmen beschleunigen. Bei 2D-MS-Verfahren erfolgt eine Beschleunigung in den meisten Fällen nur innerhalb der einzelnen Schichtebene. Es sind jedoch auch Verfahren bekannt („CAIPIRI HA"; Breuer 2006) bei welchen mittels - - paralleler Bildgebung auch eine Beschleunigung senkrecht zur Bildebene erfolgt. Bei diesen Bildgebungsverfahren werden Hochfrequenzpulse eingesetzt, welche jeweils mehr als eine Schicht des Zielvoiumens simultan anregen. Diese Anregungsimpulse werden als Multiband-Hochfrequenzpulse bezeichnet. Bei einer nachfolgenden 2D-Ortskodierung ergeben sich überlappende Bilder der angeregten Schichten. Bei Messungen mit komplexen Spulenarrays mit mehreren Einzelspulen, welche entlang der nd3-Richtung unterschiedliche Sensitivitätsprofile aufweisen, können die Überlappungen beseitigt und jeweils überlappungsfreie Bilder der einzelnen Schichten erzeugt werden (Moeller 2009). Im Prinzip lassen sich mit solchen Verfahren alle Schichten simultan anregen und damit eine Aufnahmeeffizienz entsprechend einer single-shot 3D-Aufnahme erzielen. Allerdings lassen sich schon aus prinzipiellen Gründen Spulenprofile, welche eine ausreichende Trennschärfe zur Unterscheidung von Signalen aus unterschiedlichen Positionen aufweisen, nur bedingt realisieren. Aus praktischen wie auch prinzipiellen Gründen ist die Beschleunigung auf einen Faktor von max. 3-4 begrenzt, da sich bei stärkerer Beschleunigung sogenannte „leakage"- Artefakte zwischen den einzelnen Schichten ergeben. Als Konsequenz ergibt sich, dass 2D-MS Verfahren die Aufnahme von Bildern guter Qualität innerhalb der primären dl,d2-Bildebene erlauben, bei starker Einschränkung in d3-Richtung, welche durch wiederholte Aufnahmen ergänzt werden müssen.
Bei Verwendung von 3D-single shot Techniken ist die nach Anregung messbare Datenmenge durch den Signalzerfall begrenzt. Beim EVI-Imaging als „prototypisches" 3D-single shot-Verfahren ist der Signalzerfall durch T2* bestimmt. Bei Anwendungen am Gehirn und bei 1.5-3T liegt T2* im Bereich von ca. 50 ms, d.h., bei einer Aufnahmedauer von mehr als 100 ms ergeben sich starke Signalverluste und das aufgenommene Signal wird von Rauschen dominiert.
Entsprechend den Grundprinzipien der k-Raum basierten Ortskodierung ergibt sich aus der Larmorgleichung die Aufnahmebandbreite BW (in 1/s) der Aufnahme aus der Gradientenstärke GR und dem gewünschten Aufnahmefeld FOVR ( = Field of View) entlang der Richtung von GR durch : - -
BW = γ GR FOVR [2]
Für ein gewünschtes FOV von 30 cm und einer verfügbaren Gradientenstärke von 39.2 mT/m ergibt sich beispielhaft BW=500 kHz. Dies entspricht einer Aufnahmerate von 2 ,us (Mikrosekunden) pro Datenpunkt. Bei einer durch T2* begrenzten Aufnahmedauer von 100 ms lassen sich somit 50.000 Datenpunkte aufnehmen. Für eine isotrope 3D-Aufnahme, wie sie z. B. im Anwendungsfall einer funktionellen Bildgebung des Gehirns angestrebt wird, entspricht dies einer Matrixgröße von 36 x 36 x 36 bei einer (isotropen) Auflösung von ca. 8 mm.
Es sollte angemerkt werden, dass dieses „Gedankenexperiment" lediglich eine Maximalwertschätzung ergibt. Bei einem realen Experiment ist zu berücksichtigen, dass der dreidimensionale k-Raum der Aufnahme durch eine eindimensionale und damit notwendigerweise gekrümmte k-Raumtrajektorie abgetastet wird. Auf Grund technischer Begrenzungen aber auch wegen der bei schnellen Feldänderungen auftretenden peripheren Nervenstimulation ( = PNS) ist die Aufnahme zumindest während eines Teils der Aufnahmezeit durch die maximale Feidänderungsrate, der sogenannten slew rate, begrenzt. Die Zahl der Aufnahmepunkte pro Zeiteinheit wird dadurch weiter reduziert.
Bei der 3D-TSE-Technik erfolgt der Signalzerfall primär mit T2. Durch Verwendung von Refokussierungspulsen mit kleinen Flipwinkeln (Pulswinkeln) kann der Signalzerfall durch sog. stimulierte Echos verzögert werden. Die Aufnahme eines gesamten Echozugs kann dadurch auf mehrere hundert Millisekunden verlängert werden, wobei es allerdings durch die kleinen Flipwinkel zu einer Reduktion der Signalintensität kommt.
Bei beiden dieser Techniken ist eine Aufnahme eines Zielvolumens, wie z. B. des Gehirns, in Single shot Technik möglich, soweit Einschränkungen in der Ortsauflösung bzw. des SNR in Kauf genommen werden. Soll ein größeres Volumen in höherer Auflösung und/oder besserem SNR abgedeckt werden, kann die Aufnahme in unterschiedlicher Weise komplementiert werden. - -
Eine mögliche Strategie ist die Durchführung des bildgebenden Verfahrens als multi-shot Aufnahme, d.h. es wird ein entsprechend vergrößerter 3D~k-Raum- Datensatz in mehreren zeitlich nacheinander durchgeführten Aufnahmeschritten gemessen. Die Bildrekonstruktion erfolgt in einem einzigen Rekonstruktionsschritt des kompletten Datensatzes. Dadurch wird der Vorteil einer hohen Aufnahmeeffizienz bewahrt, da nach wie vor bei jeder Anregung alle Spins gemessen werden. Der Nachteil besteht darin, dass der so generierte einheitliche Datensatz extrem empfindlich gegenüber Signalvariationen zwischen den einzelnen Aufnahmeschritten ist. Solche Signalvariationen sind entweder immanent, beispielsweise durch unterschiedliche Tl/T2-Gewichtung bedingt, soweit die Aufnahme nicht in einem steady State erfolgt. Weitere Signalvariationen können sich z. B. aus Bewegungen der zu untersuchenden Person, durch physiologische Effekte (EKG, Atmung) oder Instabilitäten des eingesetzten Messsystems ergeben.
Eine alternative Strategie ist die sukzessive 3D-Bildgebung von jeweiligen Teilvolumina des zu untersuchenden Zielvolumens. Das gesamte Messvolumen ergibt sich dann durch eine Kombination der jeweiligen 3D-Datensätze. Dies erfolgt entweder blockweise, indem das gesamte Zielvolumen in jeweils zusammenhängende Teilvolumina unterteilt wird, die sukzessive gemessen werden (vgl. Fig. l b) .
Bekannt sind auch sogenannte 3D-multi partition-Verfahren (3D-MP), bei welchen die Anregung des Zielvolumens analog zu 2D-MS Verfahren in mehreren, allerdings dicken, Schichten erfolgt und die Auflösung in nd3-Richtung durch eine 3D-Kodierung innerhalb der Schichten in jeweils gewünschter Weise erhöht wird .
Bei beiden Kernspintomographieverfahren ergibt sich das Problem, dass bei der Selektion der Teilvolumina durch schichtselektive RF-Pulse Signalvariationen über das Schichtprofil hinweg entstehen, da das Anregungsprofil solcher Pulse in praktischen Fällen nie perfekt ist. Dies führt einerseits zu Signalunterscheiden über die gewählte Schicht, zum andern ergeben sich Randeffekte im Bereich außerhalb des eigentlichen Zielvolumens, welche zu Sättigungseffekten bei einer nachfolgenden Messung dieser Bereiche führen kann (vgl, Fig. l b). Insgesamt ergibt sich so eine inhomogene Abbildung über das Zielvolumen nach Rekonstruktion und Kombination der Teilvolumina.
Auf Grund dieser inhärenten Nachteile werden solche Messungen in der, insbesondere klinischen, Praxis nur in Ausnahmefällen durchgeführt. Single shot Techniken werden daher lediglich dann angewendet, wenn die in einer einzelnen Anregung erzeugte Datenmenge für den Untersuchungszweck ausreicht.
In Praxis haben sich vor allem SD-Kernspintomographieverfahren in Gradientenechotechnik (sogenannte GRE Sequenzen) etabliert, die in einem sogenannten Signal-steady State durchgeführt werden und daher in der Größe des aufgenommenen Datensatzes frei skalierbar sind. Auch eine solche Aufnahmetechnik ist im Prinzip anfällig auf Signaländerungen zwischen den einzelnen Aufnahmeschritten. Allerdings sind Gradientenecho-Methoden zum einen robuster gegenüber Instabilitäten im Vergleich zu den für Single shot Aufnahmen eingesetzten Techniken. Zum andern führen stochastische Instabilitäten über sehr viele Aufnahmeschritte, wie diese bei den Gradientenechotechniken eingesetzt werden, nach Rekonstruktion zu einer (i.a. tolerierbaren) Erhöhung des Bildrauschens und nicht zu störenden Bildartefakten.
Bei herkömmlichen Aufnahmeverfahren der dreidimensionalen Ortskodierung in der Kernspintomographie, bei welchen das Zielvolumen der Datenaufnahme durch Anregung mit einem frequenzselektiven RF-Puls in Anwesenheit eines Selektionsgradienten selektiert wird, tritt aufgrund der über das Zielvolumen bei Verwendung von zeitlich begrenzten RF-Pulsen zwangsläufig nicht-konstanten Amplitude des RF-Pulses eine Variation von Signalstärke sowie des Bildkontrastes entlang der Richtung des Schichtselektionsgradienten auf. Dies stellt sich insbesondere bei solchen Aufnahmen als besonders problematisch dar, bei welchen das gesamte Aufnahmevolumen in mehrere Teilvolumina zerlegt wird und die Datenaufnahme sukzessive in den jeweiligen Teilvolumina durchgeführt wird.
Aufgabe der Erfindung
Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Kernspintomographieverfahren anzugeben, welches eine Datenaufnahme mit einer über das zu untersuchende Zielvolumen gleichmäßigen Signalintensität und einem gleichmäßigem Bildkontrast erlaubt und zwar auch dann, wenn die Datenaufnahme sequenziell über mehrere Teilvolumina des Zielvolumens erfolgt.
Diese Aufgabe wird durch ein Kernspintomographieverfahren mit den in Patentanspruch 1 angegebenen Merkmalen gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahren wird das abzubildende Zielvoiumen erfindungsgemäß mittels zumindest eines frequenzselektiven Multiband-Hochfrequenzpulses und in Anwesenheit eines Schichtselektionsgradienten Gd3 selektiv angeregt.
Da der Multiband-Hochfrequenzpuls ein Frequenzprofil mit mehreren separaten Frequenzbändern aufweist, werden somit in Verbindung mit dem Schichtselektionsgradienten GD3, der eine bekannte Flankensteilheit aufweist, mehrere Schichten des Zielvolumens im Sinne diskreter Schichtgitter simultan angeregt. Das Schichtgitter weist dabei einen Gitterabstand Änd3 auf. Die Ortskodierung entlang der Ortskoordinate d3 mittels der Magnetfeldgradienten wird erfindungsgemäß mit einer räumlichen Auflösung dnd3 vorgenommen, welche mit dem erzeugten Gitterabstand And3 übereinstimmt. D. h., der Gitterabstand Änd3 des durch den Multiband-Hochfrequenzpuls und des Schichtselektionsgradienten angeregten Schichtgitters des Zielvolumens entspricht der durch die Gradientenkodierung in d3 Richtung bewirkten räumlichen Auflösung. Durch Unterteilung des gesamten Zielvolumens in mehrere Teilgitter, welche entlang der Ortskoordinate d3 jeweils gegeneinander versetzt sind, lässt sich mit diesem Verfahren ohne Verlust der Gleichmäßigkeit der Anregung auch eine sequenzielle Durchführung der Aufnahme in mehreren Teilschritten durchführen. Ausgangspunkt des erfindungsgemäßen Verfahrens ist die Erkenntnis, dass Imperfektionen des Schichtprofils natürlich auch bei Messung in 2D-MS-Technik auftreten. Die gemessenen Signalintensitäten über die jeweils gemessene Schicht stellt einen Mittelwert über das Schichtprofil daher. Diese„Intravoxel"- Mittelung betrifft alle gemessenen Bildpunkte in allen Schichten gleichermaßen, die Konsistenz der Signalintensitäten bleibt damit insgesamt erhalten.
Übertragen auf eine Ortskodierung entsprechend einem 3D-Aufnahmeverfahren bedeutet dieser Ansatz, dass die durch Schichtselektion erzeugten Teilvolumina so gestaltet sein sollten, dass die durch frequenzselektive Hochfrequenzpulse erzeugte jeweilige Schichtdicke And30 der durch die 3D-Gradientenkodierung bewirkten Auflösung dnd30 (oder einem ganzzahligen Teiler hiervon) entspricht. D. h., das ausgelesene Teilvolumen des Zielvolumens hat die Struktur eines Schichtgitters mit einem Gitterabstand Änd30 und einer (bevorzugt- aber nicht zwangsweise über alle Schichten identischen) Dicke ds (mit ds < And30) der Einzelschichten (Fig.2). In diesem Fall wirkt sich das Schichtprofil gleichmäßig über alle Bildpunkte der 3D-Aufnahme aus und die Konsistenz der Aufnahme bleibt erhalten (Fig.2a). Der durch die Gradientenkodierung gegebene dreidimensionale k-Raum der Datenaufnahme (Fig.2b) ist entsprechend den grundsätzlichen Eigenschaften der Ortskodierung durch Magnetfeldgradienten durch eine dreidimensionale Fouriertransformation mit dem Ortsraum verknüpft (Fig.2c).
Entsprechend den Grundeigenschaften der kernspintomographischen Biidgebung gilt bei Aufnahme eines diskreten, rektilinearen Datensatzes der Matrixgröße ndl0 *nd20*nd30 für den Abstand dkd30 zweier benachbarter Gitterpunkte in der kd3-Richtung des k-Raums : dkd30 = y jGd3 dt = 1/FOV [3]
wobei Gd3 der Stärke des Gradienten entspricht und die Integration über die Wirkdauer von Gd3 zwischen der Aufnahme benachbarter Datenpunkte im k-Raum erfolgt. Für die Verwendung von Gd3 als Phasencodiergradient entspricht dies dem Inkrement des Phasenkodiergradienten zwischen der Aufnahme benachbarter k- Raumpunkte. FOV kennzeichnet die Größe des erfassten Zielvolumens.
Entsprechend gilt für die räumliche Auflösung im Ortsraum dnd30 = 1/SW = l/(nd30 * dkd30), [4] wobei SW die Größe des abgetasteten k-Raums kennzeichnet.
Das auf diese Weise definierte Untersuchungsvolumen ( =Zielvolumen) lässt sich ohne weiteres unter Erhalt der Konsistenz der Signalintensitäten in Teilvolumina unterteilen.
In einer einfachen und bevorzugten Weise geschieht das dadurch, dass die Aufnahme in NA Aufnahmeschritten durchgeführt wird. Bei jedem Aufnahmeschritt kann dabei jeweils ein Schichtgitter mit Schichtabstand Änd3 = NA*And30 erzeugt und die Position des Schichtgitters von einer Aufnahme zur anderen um jeweils And30verschoben werden.
Der so erhaltene Datensatz besitzt eine Matrixgröße ndl * nd2 * nd3 = ndl0 *nd20*nd30/NA. - -
Die Gradientencodierung erfolgt hierbei mit einer Auflösung dnd3=dnd30*NA. Entsprechend den Grundeigenschaften der Fouriertransformation erfordert die Aufnahme eines Datensatzes der Auflösung dnd3 = dnd30*NA die Aufnahme des (im allgemeinen zentralen) NA-ten Teils des gesamten k-Raumvolumens. Diese Aufnahmestrategie ist in Fig.3 für NA=2 dargestellt.
Die zur Erzeugung eines periodischen Schichtgitters eingesetzten Multiband- Hochfrequenzpulse sind in der Literatur bekannt und beschrieben (Norris 2011). Sie lassen sich einfach durch Addition der zur Anregung der einzelnen Gitterebenen benötigten Hochfrequenzpulse erzeugen. Die Addition erfolgt in der Regel numerisch durch Überlagerung der (komplexen) Pulsprofile. Auch sind neben dem in (Norris 2011) beschriebenen Verfahren weitere Verfahren bekannt, wie die bei einfacher Addition sich ergebende hohe Spitzenleistung der Pulse - welche zu technischen Problemen bzgl. der Spannungsfestigkeit der Anregungselektronik oder gar zu einer für die untersuchte Person unzulässig erhöhte RF-Leistung führen kann - auf ein praktikables Maß begrenzt werden kann (Hennig 1992, Johnson 1994).
Als eine generische Implementierung des erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahrens ist in Fig.4 eine EVI-Sequenz dargestellt. Hierbei wird nach einer einzigen Anregung ein vollständiger 3D-Datensatz erzeugt. Die Datenaufnahme erfolgt dabei so, dass durch periodische Inversion eines Lesegradienten GR in Richtung dl des Datensatzes eine periodische Abfolge von Signalen erzeugt wird. Diese werden durch Anwendung von Gradientenblips in den Richtungen d2 und d3 einer Phasenkodierung unterzogen. Als k- Raumtrajektorie ergibt sich ein periodisches Schichtgitter mit einer durch die Gradienten Gdl und Gd2 bewirkten Zick-Zack-Trajektorie in jeder Schicht, die Schichtlage im dreidimensionalen k-Raum ist durch den jeweils vor der Aufnahme der jeweiligen dl,d2-Schicht angewendeten Gradientenblip in d3- Richtung bestimmt. Bei einer Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens in Verbindung mit der EVI-Methode wird entsprechend obiger Beschreibung das angestrebte Zielvolumen der Matrixgröße ndl0 * nd20 * nd30 entsprechend Fig.3 in NA als Schichtgitter ausgeprägte Teilvolumina mit jeweiliger Matrixgröße ndl0 * nd20 * nd30/NA aufgeteilt, die Datenaufnahme erfolgt dann so, dass in einem Aufnahmeschritt der NAte zentrale Teil des dem Zielvolumen zugeordneten Gesamt-k-Raums aufgenommen wird.
Eine weitere bevorzugte Methode zum Einsatz des erfindungsgemäßen Verfahrens ist das sogenannte ,Stack-of-Spiralsl (SOS)- Verfahren (Thedens 1999). Hierbei erfolgt wie bei EVI die Auslesung eines dreidimensionalen Datensatzes nach einer einzigen Anregung. Die zur Ortskodierung verwendete k- Raumtrajektorie besteht aus einer schichtweisen Abfolge von Spiralen (Fig.5). Solche Aufnahmen werden in den in der Literatur beschriebenen Verfahren überwiegend in Mehrfach-Anregungstechnik durchgeführt, eine Durchführung nach einer einzigen Anregung ist jedoch durchaus möglich. Zur Reduktion der Gesamtlänge der Trajektorie (und damit zur Steigerung der Aufnahmeeffizienz) kann hierbei das durch die Spiralschichten abgedeckt k-Raum-Volumen auf das Innere einer Kugel beschränkt werden. Auch dieses Verfahren eignet sich in hervorragender Weise zu einer Implementierung im Sinne des erfindungsgemäßen Verfahrens.
Die Aufnahme erfolgt dann entweder so, dass nur der Teil der dem vollständigen 3D-Datensatz zugeordneten k-Raumtrajektorie ausgelesen wird, der in dem angeregten Teilvolumen entsprechenden zentralen k-Raumbereich liegt. Zusätzlich lässt sich die Aufnahme dadurch beschleunigen, dass die Einhüllende der k-Raumtrajektorie sich in d3-Richtung schneller verjüngt und damit zu einem in dem zentralen k-Raum liegenden gestauchten Parallelellipsoid wird.
Auch Verfahren mit beliebiger nicht-linearer k_Raumtrajektorie wie die concentric shells-Technik (Zahneisen 2011) lassen sich ohne weiteres mit der erfindungsgemäßen Methode der 3D-Kodierung kombinieren. Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch auf 3D-single shot Techniken mit Signalauslesung mittels Multiecho-Erzeugung anwendbar. (3D-TSE, GRASE). Insbesondere und vorteilhaft ist die Kombination des erfindungsgemäßen Verfahrens der Ortskodierung mit Techniken der beschleunigten Datenaufnahme wie dem SENSE- oder GRAPPA-Verfahren aber auch allgemeinen Beschleunigungsverfahren beruhend auf der regularisierten Rekonstruktion (Zahneisen 2011) oder der compressed sensing Technik. Bei den auf der Verwendung von Mehrfachspulen-Anordnungen bestehend aus Einzelspulen mit jeweils räumlich unterschiedlichen Empfindlichkeitsprofilen ist die in der Praxis erreichbare maximale Beschleunigung durch die Unterscheidbarkeit der durch die Spulenprofile definierten Signalbeiträge gegeben (Wiesinger 2004). Gegenüber einer konventionellen sequenziellen Aufnahme mit kompakten Teilvolumen (entsprechend Fig. lb) bietet das erfindungsgemäße Verfahren bei vorgegebenen Empfindlichkeitsprofilen der Empfangsspulen den Vorteil einer deutlich besseren Diskriminierbarkeit durch die größere Ausdehnung des pro Aufnahmeschritt durch die Messung erfassten Teilvolumens (s.Fig.6).
Eine weitere vorteilhafte Eigenschaft des erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahrens besteht darin, dass die zur Anregung des Schichtgitters verwendeten Multiband-Hochfrequenzpulse es erlauben, jedem Schichtprofil eine frei wählbare Phase zuzuweisen. Am einfachsten gelingt dies bei Multiband-Hochfrequenzpulsen, die durch (numerische) Überlagerung von Pulsen zur Anregung der einzelnen Schichten verwendet werden. Bei einem linearen Verlauf der Pulsphase mit der Schichtposition entlang d3 entspricht dies entsprechend dem Shift-Theorem der Fourier Transformation einer Verschiebung entlang der kd3-Richtung im k-Raum. Damit lässt sich die k-Raum Trajektorie ohne Anwendung zusätzlicher Gradienten verschieben. Da der Bildkontrast in guter Näherung durch die Signalintensität zum Zeitpunkt des Auslesens der k- Raum mitte bestimmt ist, lassen sich auf diese Weise durch Variation des Phasenschemas der Multibandpulse 3D-Aufnahmen mit unterschiedlichen Kontrasten erzeugen. - -
Die Möglichkeit der Modifikation des Anregungsprofils einzelner Schichten erlaubt auch eine Verbesserung der Datenaufnahme in Fällen, in welchem die Stärke des zur Signalanregung verwendeten Bl-Feldes entlang d3 variiert. Dies tritt zB auf Grund der Verwendung von zur gleichmäßigen Abdeckung des Zielvolumens nicht ausreichend großen Anregungsspulen auf, oder wenn die Größe des Untersuchungsvolumens sich der Wellenlänge der Larmorfrequenz annähert. In diesem Fall lässt sich die Ungleichheit der lokalen Feldstärke Bl(d3) durch Änderung der Amplitude A(d3) des jeweiligen Feldprofils ausgleichen :
A(d3)= A0(d3) * Bl0(d3)/ (Bl(d3) [5] wobei A0 die auf den Referenzwert Bio bezogene Referenzamplitude der Pulse darstellt (Fig.7).
Nachfolgend wird die Erfindung anhand von in der Zeichnung wiedergegebenen Ausführungsbeispielen näher erläutert. Die gezeigte und beschriebene Ausführungsform ist nicht als abschließende Aufzählung zu verstehen, sondern hat vielmehr beispielhaften Charakter für die Schilderung der Erfindung.
In der Zeichnung zeigen :
Fign. 1 die messtechnisch erfasste Signalintensität I aufgetragen über eine
Ortskoordinate d3 eines mittels selektiver Anregung erzeugten Schichtprofils (Fig. la) und die Signalintensität bei sukzessiver Anregung mehrerer aneinander angrenzender Schichten (Fig. lb).
Fign. 2 die messtechnisch erfasste Intensität aufgetragen über die
Ortskoordinate d3 bei Anwendung des erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahrens (Fig. 2a), eine schematische Darstellung der Auflösung der zugehörigen Ortskodierung in Richtung der Ortskoordinate d3 (Fig. 2b) mit dem dazu korrespondierenden k-Raum (Fig. 2c); - - eine zu den Fign. 2 ähnliche schematische Darstellung bei Durchführung des erfindungsgemäßen
Kernspintomographieverfahrens in zwei Teilschritten, mit der gemessenen Signalintensität aufgetragen über die Ortskoordinate d3 (Fig. 3a), der zugehörig gewählten Auflösung der Ortskodierung in Richtung der Ortskoordinate d3 (Fig 2b) und dem zugehörigen k- Raum (Fig. 3b); eine Darstellung des erfindungsgemäßen
Kernspintomographieverfahrens in Verbindung mit einer echo volumar imaging (EVI)-Messsequenz (Fig. 4a) mit Darstellung der zugehörigen k-Raum Trajektorie (Fig. 4b); eine Darstellung des erfindungsgemäßen
Kernspintomographieverfahrens bei einer stack-of-spirals Messsequenz (Fig. 4a), mit Darstellung der zugehörigen k- Raumtrajektorie (Fig. 5b) und der k-Raumtrajektorie bei Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens in Teilschritten; eine schematische Darstellung von Sensibilitätsprofilen Sl und S2 zweier in d3-Richtung gegeneinander verschobener Empfangsspulen (Fig. 6a) mit der gemessenen Intensität der mit den Spulen aufgenommenen Kernspinsignale in einem ausgelesenen Schichtpaket entlang der d3-Ortskoordinate bei Anwendung des erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahrens (Fig. 6b) und bei einer kompakten Auslesung in konventioneller Multi-Slab 3D Technik (Fig. 6c) ; und die Auswirkungen einer konstante Amplitude A des Frequenzprofils über alle angeregten Schichten (Fig. 7a), die in Verbindung mit einer entlang d3 variablen Stärke des Bl-Feldes (Fig. 7b) zu Anregungsprofilen unterschiedlicher Intensität führt ( 7c), wobei sich nach der Erfindung anhand des bekannten Verlaufs von Bl entlang der Ortskoordinate d3 Pulsprofile mit unterschiedlicher Amplitude entlang d3 berechnen lassen (Fig. 7d), die für eine gewünschte konstante Anregung des Zielvolumens über alle Schichten eingesetzt werden wird (Fig 7e).
Fig. la zeigt die Signalintensität I in Richtung einer Ortskoordinate d3 eines mittels selektiver Anregung erzeugten Schichtprofils des Zielvolumens, wobei die eingezeichneten durchgefärbten Punkte den auf einem diskreten Raster aufgenommen Signalintensitäten entlang der Ortskoordinate d3 entsprechen.
Fig. lb zeigt eine systematische Variation der Signalintensitäten, die sich bei sukzessiver Anregung mehrerer aneinandergrenzender Schichten ergibt, wobei in den Überlappungsbereichen der angrenzenden Pulsprofile die beobachtete Signalintensität (ausgefüllte Punkte) gegenüber dem Schichtprofil bei Einzelschichtanregung (Kreise) durch Sättigungseffekte ggfs. zusätzlich moduliert wird (Fig. lb);
In den Figuren 2 ist das Prinzip der Schichtselektion nach dem erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahren gezeigt. Durch den frequenzselektiven Hochfrequenzpuls mit diskreten Frequenzbändern wird entlang der Ortskoordinate d3 ein Schichtgitter mit zueinander parallelen Schichten angeregt, die zueinander jeweils einen Schichtabstand And30 und eine Schichtdicke ds aufweisen, wie dies aus Fig. 2a in der schematischen Darstellung der durch den Schichtgitterpuls erzeugten Signalintensität I entlang d3 hervorgeht. Die durch Gradienten kodierung erzeugte Auflösung dnd30 in d3- Richtung der Datenaufnahme ist so gewählt, dass dnd30 = And30 (Fig. 2b).
Fig. 2c zeigt den durch Fouriertransformation damit verknüpften k-Raum mit den Koordinaten kd3 und kd2. In den Fign. 2b und 2c sind lediglich die d2- und d3- Richtung des aufgenommen dreidimensionalen Datensatzes dargestellt, die dl- bzw. kdl-Richtung des k-Raums steht dabei jeweils senkrecht auf der dargestellten Ebene; Die Figuren 3 zeigen das Prinzip der Schichtselektion nach dem erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahrens, wobei Kernresonanzsignale des Zielvoiumens in NA=2 Teilschritten zeitlich nacheinander aufgenommen werden. Wie aus Fig. 3a hervorgeht, wird bei jedem Teilschritt jeweils nur ein Schichtgitter aus jeder 2ten Schicht des Zielvolumens angeregt (durchgezogene bzw. gestrichelte Profile). Der Gitterabstand des in jedem Teilschritt aufgenommenen Schichtgitters beträgt NA* dnd30= NA* Änd30 (Fig. 3b). Dementsprechend erfolgt die Aufnahme so, dass der zentrale Nate Teil des gesamten k-Raums aufgenommen wird (Fig. 3c).
Die Figuren 4 zeigen ein Beispiel einer Anwendung des erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahrens in Verbindung mit der sogenannten echo volumar imaging (EVI)-Methode (Fig. 4a), wobei Rf den Hochfrequenzpuls P kennzeichnet und die schematisch dargestellten Signale, Gdl, Gd2, Gd3 entsprechen den Ortskodierungsgradienten in den drei Raumrichtungen dl, d2, d3, welche bei EVI im allgemeinen als Lesegradient GR, 2D-Phasengradient GP1 und 3D-Phasengradient GP2 bezeichnet werden. Die Pulsform von P ist so gewählt, dass in Kombination mit dem Schichtselektionsgradient Gl ein paralleles Schichtgitter angeregt wird, G2 und G3 dienen zur initialen Positionierung der k-Raumtrajektorie vor Beginn des zeitlichen Ausleseintervalls acq. Die Aufnahme erfolgt durch schnelle Alterierung von GR zur Erzeugung von nd2 Gradientenechos, welche durch Gradientenblips eine Phasenkodierung in d2- Richtung erfahren. Die Aufnahme wird nd3-mal wiederholt, in jedem Wiederholungsschritt erfolgt eine Phasenkodierung in d3-Richtung durch den Gradientenblip G4. G5 dient zur Rückstellung der k-Raumtrajektorie in d2- Richtung. Dies kann entweder durch Rückführung der Trajektorie auf die in der kdl,kd2-Ebene identische Position A(kdl0,kd20,kd3) geschehen (,monopo!are Trajektorie', offene Kreise in Fig. 4b)) oder - wie gezeigt - alternierend zum in der kdl-,kd2-Richtung spiegelbildlichen Position A\-kdl0,-kd20,kd3) („alternierende Trajektorie", ausgefüllte Punkte in Fig. 4b)).
Fig. 4b zeigt die durch die in Fig. 4a gezeigte Sequenz erzeugte k- Raumtrajektorie als Abfolge von nd3 Schichten. Für die Aufnahme eines 3D- - -
Datensatzes mit gleicher Ausdehnung in d2- und d3-Richtung ist dkd2=dkd3, dkd3 ist in der Abbildung zur besseren Visualisierung größer gewählt, kdl, kd2 und kd3 entspricht dem dl,d2,d3-Ortsraum zugeordneten k-Raumkoordinaten.
In den Figuren 5 ist das Beispiel einer Anwendung des erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahrens in Verbindung mit der sogenannten stack-of- spirals (SOS) Methode gezeigt. Die Ortskodierung erfolgt als stack-of-spirals durch Anwendung von alternierenden, jeweils um 90° gegeneinander phasenverschobenen Gradienten in der dl,d2-Ebene. P, G1...G5 entsprechen den im Zusammenhang mit Fig.4 erläuterten Bezeichnungen . G6 dient zur Rückführung der k-Raumtrajektorie auf den Beginn jeder Spirale. Gdl und Gd2 können entweder - wie gezeigt - als in-out Spirale ausgelegt sein oder durch zeitliche Umkehr als out-in Spirale.
Fig. 5b zeigt die als stack-of-spirals ausgebildete zugehörige k-Raumtrajektorie. Zur Steigerung der Effizienz der Datenaufnahme wird die k-Raumtrajektorie für die Aufnahme eines Datensatzes mit isotroper Auflösung auf ein Kugelvolumen beschränkt.
Fig. 5c zeigt die k-Raumtrajektorie für die Aufnahme in A Teilschritten. Entsprechend dem Ausführungsbeispiel gemäß Fig.3. wird in jedem Aufnahmeschritt lediglich der zentrale Teil des gesamten k-Raums aufgenommen. Die k-Raum-trajektorie lässt sich dabei weiter verkürzen, indem als Einhüllende ein in nd3-Richtung gestauchtes Parallelellipsoid verwendet wird.
Fig. 6a zeigt eine schematische Darstellung der Sensibilitätsprofile Sl und S2 zweier in d3-Richtung gegeneinander verschobener Empfangsspulen. Die Sensitivität S zeigt dabei die gemessene Signaistärke bei Annahme einer über den gesamten Bereich von d3 konstanten Signalintensität.
Entsprechend der Ausdehnung des in einem Teilschritt ausgelesenen Schichtpakets entlang der d3-Ortskoordinate ergibt sich eine gute Unterscheidbarkeit der mit den beiden Spulen aufgenommenen, durch Punkte gekennzeichneten Signalintensitäten in den jeweils beiden Spulen, wie dies in
Fig. 6b gezeigt ist, gegenüber einer in Fig. 6c wiedergegebenen kompakten Auslesung in konventioneller Multi-Slab 3D Technik.
In den Figuren 7 wird verdeutlicht, wie bei dem erfindungsgemäßen Kernspintomographieverfahren Amplituden von den einzelnen Schichtprofilen zugeordneten Anregungsprofilen variiert werden können, um Ungleichmäßig keiten des Bl-Feldes entlang der Ortskoordinate d3 auszugleichen.
Fig. 7a zeigt eine konstante Amplitude A des Frequenzprofils über alle angeregten Schichten . In Verbindung mit einer entlang d3 variablen Stärke des Bl-Feldes, wie dies in Fig. 7b verdeutlicht ist, führt dies zu Anregungsprofilen unterschiedlicher Intensität, die in Fig. 7c wiedergegeben sind.
Anhand des in Fig.7b gezeigten bekannten Verlaufs von Bl entlang der Ortskoordinate d3 lassen sich Pulsprofile mit unterschiedlicher Amplitude entlang der Ortskoordinate d3 berechnen (Fig.7d), welche für eine konstante Anregung des Zielvolumens über alle Schichten eingesetzt werden können (Fig.7e).
Die Erfindung betrifft ein Kernspintomographieverfahren zur Erzeugung eines Datensatzes für einen dreidimensionalen Bildaufbau, umfassend die folgenden Schritte :
- selektives Anregen eines abzubildenden Zielvolumens eines zu untersuchenden Objekts mittels eines frequenzselektiven Hochfrequenzpulses in Anwesenheit eines Schichtselektionsgradienten Gd3, der entlang einer Ortskoordinate d3 gerichtet ist;
- Durchführen einer dreidimensionalen Ortskodierung der angeregten Magnetisierung des Zielvolumens mit Hilfe von räumlich veränderlichen Magnetfeldgradienten; wobei
- als frequenzselektiver Hochfrequenzpuls ein Multiband-Hochfrequenzpuls verwendet wird, dessen Frequenzprofil mehrere separate Frequenzbänder aufweist, wobei - die Frequenzbänder im abzubildenden Zielvolumen in Verbindung mit dem Schichtselektionsgradienten Gd3 entlang einer Ortskoordinate d3 zur Anregung eines diskreten Schichtgitters mit einem jeweiligen Gitterabstand Änd3 führen; und wobei
- die Ortskodierung entlang der Ortskoordinate d3 mit einer räumlichen Auflösung dnd3 vorgenommen wird, welche mit dem Gitterabstand And3 des Schichtgitters übereinstimmt.
Das dreidimensionale Bild des Zielvolumens kann in bekannter Weise aus dem erzeugten Datensatz gewonnen werden.
- -
Referenzen
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Claims

Patentansprüche
1. ) Kernspintomographieverfahren zur Aufnahme eines Datensatzes für einen dreidimensionalen Bildaufbau, bei welchem unter Verwendung von mindestens einem frequenzselektiven Hochfrequenzpuls in Anwesenheit eines Schichtselektionsgradienten Gd3 eine selektive Anregung eines abzubildenden Zielvolumens erfolgt und mit Hilfe von räumlich
veränderlichen Magnetfeldgradienten eine dreidimensionale Ortskodierung der angeregten Magnetisierung durchgeführt wird, dadurch gekennzeichnet, dass als frequenzselektiver Hochfrequenzpuls ein Multiband-Hochfrequenzpuls verwendet wird, dessen Frequenzprofil mehrere separate Frequenzbänder aufweist, welche im abzubildenden Zielvolumen in Verbindung mit dem Schichtselektionsgradienten Gd3 entlang einer Ortskoordinate d3 zur Anregung eines diskreten Schichtgitters mit einem jeweiligen
Gitterabstand And3 führen, und wobei
die Ortskodierung durch die Magnetfeldgradienten entlang der
Ortskoordinate d3 mit einer räumlichen Auflösung dnd3 vorgenommen wird, welche mit dem Gitterabstand Änd3 des Schichtgitters
übereinstimmt.
2. ) Kernspintomographieverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Datenaufnahme zur Aufnahme eines kontinuierlichen
Zielvolumens in NA > zwei Teilschritten durchgeführt wird, wobei bei jedem Teilschritt ein Schichtgitter mit Gitterabstand And3 = NA And30 und einer Schichtdicke, welche kleiner oder gleich And30 ist, ausgelesen wird, wobei die in den NA Teilschritten aufgenommenen Schichtgitter um jeweils And30 gegeneinander verschoben sind und die Ortskodierung lediglich im zentralen Aten Teil eines dem gesamten abzubildenden Zielvolumen zugeordneten k-Raums durchgeführt wird, so dass die räumliche Auflösung dnd3 des Datensatzes dem Gitterabstand And3 = NA And30 entspricht.
3. ) Kernspintomographieverfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem als
Messsequenz eine sogenannte echo volumar imaging Sequenz verwendet wird.
4. ) Kernspintomographieverfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem als
Messsequenz eine sogenannte stack-of-spiral Sequenz verwendet wird.
5. ) Kernspintomographieverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem zur Beschleunigung der Datenaufnahme eine parallele Bildgebung eingesetzt wird.
6. ) Kernspintomographieverfahren nach einem der Ansprüche 1-5, bei dem die Phasen der angeregten Schichtprofile des abzubildenden Zielvolumens entlang d3 variiert werden.
7. ) Kernspintomographieverfahren nach Anspruch 6, bei dem die Phasen der angeregten Schichtprofile des abzubildenden Zielvolumens entlang der Ortskoordinate d3 derart variiert werden, dass diese entlang der
Ortskoordinate d3 einen linearen Phasenverlauf aufweisen.
8. ) Kernspintomographieverfahren nach einem der Ansprüche 1-7, bei dem
Amplituden von den einzelnen Schichtprofilen zugeordneten
Anregungsprofilen variiert werden, um Ungleich mäßigkeiten des Bl-Feldes entlang d3 auszugleichen.
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