DE102005027483B3

DE102005027483B3 - Verfahren und Steuereinrichtung zur Gewinnung von Magnetresonanzdaten für Bildgebung sowie Computerprogrammprodukt

Info

Publication number: DE102005027483B3
Application number: DE102005027483A
Authority: DE
Inventors: Carl Ganter
Original assignee: Technische Universitaet Muenchen
Current assignee: Technische Universitaet Muenchen
Priority date: 2005-06-14
Filing date: 2005-06-14
Publication date: 2006-12-07
Anticipated expiration: 2025-06-15
Also published as: US20070080687A1; US7262599B2

Abstract

Gegenstand der Erfindung ist die Gewinnung von Magnetresonanz-Messdaten für die Wiedergabe eines Bildes eines Objektvolumens unter Darstellung des Kontrastes zwischen Volumenelementen (Voxel), die sich voneinander unterscheiden in den Parametervektoren P¶i¶ der Magnetresonanzeigenschaft der jeweils innewohnenden Substanz i. Das abzubildende Objektvolumen wird innerhalb eines stationären Magnetfeldes einer Sequenz aus repetierenden Blöcken von Einwirkungen ausgesetzt, jeweils enthaltend einen RF-Impuls mit einem Flipwinkel alpha < 90 DEG und Magnetfeldgradienten, um in jedem Block N >= 1 ortscodierte Mess-Signale zu erhalten und eine hinreichende Intravoxel-Dephasierung zu erreichen, wobei die Phase phi(k) des RF-Impulses von Block zu Block geändert wird gemäß der Vorschrift DOLLAR A phi(k) - phi¶k-1¶ = phi + k È PHI, DOLLAR A worin k der Laufindex der Blöcke innerhalb der Sequenz ist und phi ein beliebig gewählter Phasenwinkel ist. Erfindungsgemäß wird für den Sequenzparameter PHI ein Wert PHI¶c¶ gewählt, bei welchem die Menge {S¶ij¶} der Differenzwerte DOLLAR F1 gemäß einem gewählten Kriterium K({S¶ij¶}) optimiert ist, wobei n mit 1 n N der Laufindex der innerhalb jeweils eines Blockes erfassten Mess-Signale ist, S¶n¶(PHI, Q, P¶i¶) bzw. S¶n¶(PHI, Q, P¶j¶) der Betrag der transversalen Magnetisierung der die Substanz i bzw. j enthaltenden Voxel im Zustand dynamischen Gleichgewichtes zum Zeitpunkt des Maximums des n-ten Mess-Signals ist, Q für die Werte der restlichen Sequenzparameter steht und {S¶ij¶} alle ...

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die ortsaufgelöste Untersuchung von Objekten mittels Magnetresonanz (MR) und betrifft speziell ein Verfahren zur Gewinnung von Magnetresonanz-Messdaten für die Wiedergabe eines Bildes eines Objektvolumens unter Darstellung des Kontrastes zwischen Volumenbereichen, die sich in ausgewählten Magnetresonanzeigenschaften voneinander unterscheiden. Gegenstand der Erfindung ist ferner eine Steuereinrichtung zur Durchführung des Verfahrens in einem Magnetresonanzgerät.

In der nachstehenden Beschreibung werden bei der Angabe und Würdigung des Standes der Technik entsprechende Fundstellen in der allgemein zugänglichen Literatur genannt:

[1] Y. Zur et al., "Spoiling of Transverse Magnetization in Steady-State Sequences", Magn. Reson. Med. 21 (1991), pp 251-263.
[2] W.R. Nitz, „Magnetresonanztomographie, Sequenzakronyme und weitere Kürzel in der MR-Bildgebung", Radiologe 43 (2003), pp 745 – 765.
[3] W. Denolin, T. Metens, „On the Calculation and Interpretation of Signal Intensity in Echo-Shifted Sequences", Magn. Reson. Med. 51 (2004), pp 123 – 134.

Diese Fundstellen sind im Beschreibungstext durch Angabe der vorstehenden Referenznummern in eckigen Klammern [] bezeichnet.

Technischer Hintergrund

Bei den gebräuchlichen MR-Bildgebungsverfahren wird das zu untersuchende Objekt in einem homogenen, stationären Magnetfeld B₀ angeordnet, das auch als "Hauptfeld" bezeichnet wird und dessen Richtung als z-Richtung bezeichnet wird. Die Spins der in der Bildgebung verwendeten Atomkerne (in der Regel sind dies die Protonen des Wasserstoffs), besitzen eine zum Hauptfeld parallele "longitudinale" Komponente und eine hierzu senkrechte "transversale" Komponente. Letztere präzediert um die z-Achse mit der Larmorfrequenz f = γ * B, wobei γ das von der Spinsorte abhängige gyromagnetische Verhältnis ist und B die lokale Magnetfeldstärke bezeichnet (das Symbol * steht hier und im Folgenden für Multiplikation). Zur Festlegung der x- und y-Achsen wird im Weiteren von der üblichen Konvention eines mit der Larmorfrequenz f₀ = γ * B₀ um die z-Achse rotierenden Koordinatensystems ausgegangen. Somit erscheinen Spins, welche genau die Feldstärke B₀ erfahren, in diesem Bezugssystem als stationär.

Im Gleichgewicht kommt es durch die Wechselwirkung mit B₀ zu einer energetisch bevorzugten Nettoausrichtung der Spins parallel zu B₀. Dies entspricht einer Nettomagnetisierung mit einem Betrag M₀ in z-Richtung. Durch Anregung interessierender Spins mittels geeigneter Radiofrequenz- bzw. RF-Impulse, deren Frequenz mit der Larmorfrequenz der anzuregenden Spins übereinstimmen muss, lässt sich diese Nettomagnetisierung um beliebige "Flipwinkel" α um eine Achse kippen, die orthogonal zu B₀ in der xy-Ebene verläuft. Hierbei ergeben sich aus der Gleichgewichtsmagnetisierung M₀ eine transversale Komponente M_xy = M₀*sin(α) und eine longitudinale Komponente M_z = M₀*cos(α). Die ebenfalls frei wählbare Kipprichtung, also die Winkelorientierung der Kippachse innerhalb der xy-Ebene, wird als "Phase" des RF-Impulses bezeichnet. Wie die einzelnen Spins, präzediert auch die durch das Kippen erzeugte Trans versalkomponente M_xy der Nettomagnetisierung mit der Larmorfrequenz, was sich durch geeignete Hochfrequenzspulen bzw. Antennen als Mess-Signal erfassen lässt.

Wechselseitige Störungen durch benachbarte Spins bewirken eine Dephasierung der transversalen Magnetisierung M_xy und in der Konsequenz eine zeitlich exponentielle Abnahme des Mess-Signals (T2-Relaxation). Die zugehörige Zeitkonstante wird als "Spin-Spin-Relaxationszeit" T2 bezeichnet. Je nach Art der durchgeführten Messung können Feldinhomogenitäten den zeitlichen Abfall des Mess-Signals noch beschleunigen, was dann durch eine effektive Zeitkonstante T2* < T2 beschrieben wird.

Zeitgleich mit der Abnahme der transversalen Magnetisierung M_xy kommt es zu einer Erholung der longitudinalen Gleichgewichtsmagnetisierung (T1-Relaxation). Die Zeitkonstante dieses exponentiell verlaufenden Prozesses wird als "Spin-Gitter-Relaxationszeit" T1 bezeichnet, wobei stets T1 > T2 gilt.

Um die für die Bildgebung notwendige Anregung selektiver Schichten (2D-Bildgebung) bzw. Schichtblöcke (3D) zu erreichen, als auch zum Zwecke der eigentlichen Ortscodierung während der Signalerfassung, werden dem B₀-Feld vorübergehend definierte Magnetfeldgradienten in ausgewählten Raumrichtungen aufgeprägt. Mit deren Hilfe ist es möglich, die Larmorfrequenz entlang einer frei wählbaren Raumrichtung linear zu verändern.

Ein während eines RF-Impulses aktiver "Schichtselektionsgradient" beschränkt somit die Wirksamkeit der Anregung auf diejenige Schicht senkrecht zur Gradientenrichtung, in der die lokale Larmorfrequenz in den Frequenzbereich des RF-Impulses fällt.

Wird während der nachfolgenden Signalerfassung ein "Auslesegradient" parallel zur angeregten Schicht aktiviert, so vari iert in dieser Richtung die Larmorfrequenz der angeregten Spins. Durch eine nachfolgende Frequenzanalyse (Fouriertransformation) des so erfassten Signals lässt sich in der besagten Richtung die zugehörige Ortsinformation berechnen.

Nach dem gleichen Grundprinzip erfolgt die Ortscodierung senkrecht zur Ausleserichtung durch sogenannte "Phasencodiergradienten". Diese werden im Zeitintervall zwischen RF-Impuls und Signalerfassung aktiviert, wobei dieser Vorgang so oft in geeignet variierter Gradientenstärke wiederholt wird, bis genügend Information zum Rückrechnen der Ortsinformation auch in dieser Richtung gesammelt wurde. Bei der 3D-Bildgebung wird dieses Verfahren zusätzlich auch in Richtung des Schichtselektionsgradienten angewandt.

Die Signalerfassung erfolgt innerhalb eines oder mehrerer geeignet gewählter Zeitfenster ("Ausleseintervall") nach dem RF-Anregungsimpuls. Als zu erfassendes Mess-Signal wird üblicherweise ein sogenanntes "Echo" der nach der RF-Anregung relaxierenden transversalen Magnetisierung herangezogen. Solche Echos können bekanntlich generiert werden entweder durch jeweils einen refokussierenden 180°-RF-Impuls zwischen Anregung und Ausleseintervall ("Spinecho") oder durch Richtungsumkehr eines vor dem Ausleseintervall beginnenden Auslesegradienten ("Gradientenecho"). Die Zeitfunktion eines solchen Echosignals hat eine Hüllkurve mit einem Maximum zu einem Zeitpunkt, wo der Auslesegradient balanciert ist und keine Phasencodiergradienten wirksam sind, also in der Mitte des k-Raums für die Fouriertransformation.

Durch repetitive Anwendung von elementaren Mess-"Blöcken", jeweils bestehend aus mindestens einem RF-Impuls, Ortscodiergradienten und mindestens einem Ausleseintervall, erhält man letztlich einen Datensatz, aus dem sich eine Bilddarstellung berechnen lässt, welche sich aus kleinen Volumenelementen, sogenannten "Voxeln", zusammensetzt, deren Größe die Auflösung festlegt.

Die gesamte Serie der für eine Bilddarstellung implementierten Blöcke sei hier als "Sequenz" bezeichnet. Konventionsgemäß wird die Zeitdauer zwischen zwei Anregungsimpulsen als "Repetitionszeit" TR bezeichnet. Das Zeitintervall zwischen RF-Anregungsimpuls und der Signalerfassung (genauer gesagt der Mitte des Ausleseintervalls, wo gewöhnlich das Maximum des Mess-Signals erscheint) nennt man "Echozeit" TE.

Falls die über eine Blockdauer aufintegrierte Gradientenaktivität von Null hinreichend verschieden ist, kommt es aufgrund dieser künstlich herbeigeführten Feldinhomogenität zu einer völligen Dephasierung der Spins innerhalb jedes einzelnen Voxels. In einem solchen Fall spricht man von "hinreichender Intravoxel-Dephasierung", und die hierzu führende Gradienteneinwirkung bezeichnet man als "Crushergradient".

Problemstellung

Zu den Eigenschaften eines Objektes, die sich durch Magnetresonanz analysieren lassen und hier als "Objektparameter" bezeichnet werden, gehören neben der Spindichte SD, also der Dichte der durch die RF-Impulse beeinflussbaren Spins, auch die verschiedenen Relaxations-Zeitkonstanten der Spinmagnetisierung, die Spin-Gitter-Relaxationszeit T1 und die Spin-Spin-Relaxationszeit T2. Durch gezielte Auswahl der Sequenzparameter, also der Art der MR-Sequenz, des Flipwinkels sowie der Amplituden- und Zeitbeziehungen von RF- und Gradientenimpulsen innerhalb der Blöcke der Sequenz, lässt sich erreichen, dass die Stärke der erzeugten MR-Signale bzw. Echos in besonderem Maße von jeweils bestimmten, ausgewählten Parametern (T1, T2, SD, ...) des Objektes abhängt. Durch eine solche "Wichtung" lässt sich ein Bild erzeugen, in welchem Volumenelemente, die sich in den betreffenden Objektparametern voneinander unterscheiden, zueinander deutlich kontrastieren.

Eine generelle Problematik der MR-Bildgebung besteht darin, dass bezüglich der zeitlich-räumlichen Auflösung und der Bildqualität, typischerweise ausgedrückt durch das "Signal-zu-Rausch-Verhältnis" S/N, ein Kompromiss eingegangen werden muss. Im Wesentlichen gilt hier, unabhängig von der Art der Sequenz, folgender Zusammenhang: S/N ∝ √T * V. Gl.1

V steht hier für das darzustellende Voxelvolumen und T für die Gesamtzeit, während der in der Sequenz von diesem Voxel ein Mess-Signal aufgenommen wurde.

Für die gegenseitige Abgrenzbarkeit von Volumenbereichen, die sich in Objektparametern voneinander unterscheiden, ist eher das "Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis" K/N entscheidend, welches sich im Wesentlichen als Differenz der S/N-Quotienten der jeweiligen Volumenbereiche ergibt.

Besonders dann, wenn Messzeiten stark begrenzt sind, werden schnelle Sequenzen mit intrinsisch hohen Signalen und Kontrasten benötigt, um gute Auflösungen zu ermöglichen. Im Gegensatz zur Familie der Spinechosequenzen und den davon abgeleiteten Varianten lassen sich mit Gradientenechosequenzen besonders kurze Abstände zwischen Anregungsimpulsen erreichen, weshalb sie hauptsächlich in der schnellen Bildgebung eingesetzt werden. Für die Gattung der schnellen Gradientenechosequenzen wird nachstehend die Abkürzung FFE ("Fast Field Echo") verwendet.

Stand der Technik

Gemeinsames Merkmal praktisch aller FFE-Sequenzen ist, dass sie aus einfachen Blöcken der konstanten zeitlichen Dauer TR ("Repetitionszeit") aufgebaut sind, welche jeweils genau einen RF-Impuls mit konstantem Flipwinkel α enthalten. Die bekannten FFE-Sequenzen unterscheiden sich darin, ob mit Crushergradient gearbeitet wird oder nicht, sowie darin, ob und wie die Phasen φ_k der RF-Impulse von Anregung zu Anregung entsprechend der allgemeinen Vorschrift φk – φk-1 = φ + k*Φ Gl.2variieren, wobei k den Laufindex bezeichnet (d.h. die lau fende Nummer des Blockes innerhalb der Sequenz) und die Werte φ und Φ vom Sequenztyp abhängen und fest eingestellt werden. In [1] wurde gezeigt, dass sich für von Gl. 2 abweichende Schemata kein Gleichgewicht einstellt, welches für artefaktfreie Bilder benötigt wird.

Die folgende Tabelle 1 gibt einen Überblick über die drei Hauptvarianten der Gradientenechosequenzen und ihr Signalverhalten, wobei im Folgenden vorwiegend Anwendungen betrachtet werden, bei denen die Repetitionszeit TR kleiner als die natürlichen Relaxationszeiten T1 und T2 ist: Tabelle 1

Bei kürzeren TR und besonders für TR < T2 ist zum Zeitpunkt der Anregung noch residuelle transversale Magnetisierung von früheren Anregungsimpulsen vorhanden. Da es bei einer jeden Anregung zu einer Durchmischung dieser Anteile kommt, hängt das Signalverhalten in der Regel in komplizierter Weise von T1 und T2 ab.

Ohne Intravoxel-Dephasierung, d.h. ohne Crushergradienten, muss der Wert Φ zur Vermeidung von Artefakten auf Null gesetzt werden [1]. Diese Sequenzen (B-FFE, als "TrueFISP" in [2] beschrieben) zeigen, insbesondere für TR < T1,T2 und größere Flipwinkel α (ca. 60° – 70°), einen ausgeprägten T2/T1-Kontrast. Da transversale Komponenten der Magnetisierung nicht verloren gehen, sondern wiederverwendet werden, liefern diese Sequenzen ein starkes Signal, welches auch für sehr kleine TR nicht abnimmt. Feldinhomogenitäten können sich nachteilig auswirken und machen sich unter ungünstigen Bedingungen als Signalauslöschungen ("Banding-Artefakte") bemerkbar.

Zur Vermeidung der Banding-Artefakte lassen sich Crushergradienten einsetzen, was allerdings auf Kosten einer etwas reduzierten Signalstärke geht. Für kurze TR und große α ergibt sich auch hier ein T2/T1-Mischkontrast, falls der Wert φ auf Null gesetzt wird (N-FFE-Sequenz, als FISP-Sequenz z.B. in [2] beschrieben).

Häufig ist es wünschenswert, anstelle des T2/T1-Mischkontrastes eine reine T1-Wichtung zu erzielen. Zu diesem Zweck müssen residuelle transversale Magnetisierungsanteile (welche die T2-Abhängigkeit enthalten) auch für kurze TR vor der RF-Anregung weitgehend eliminiert werden. Hierfür muss der Wert Φ in einer geeigneten Weise gewählt werden, um Korrelationen aufeinanderfolgender Anregungsphasen möglichst effektiv zu unterdrücken. Diese Technik der pseudozufälligen Variation der Anregungsphasen – immer mit Crushergradienten – wird als "RF-Spoiling" bezeichnet (T1-FFE-Sequenz). In [1] wurde als idealer Wert für Φ ein Phasenwinkel von etwa 117° gefunden, der in der Praxis auch verwendet wird. Andere gebräuchliche Werte sind z.B. 50° oder 150°. Tatsächlich gibt es eine größere Menge solcher Idealwerte für Φ, wobei alle diese Werte vernachlässigbar wenig von den anderen Sequenzparametern (wie z.B. Flipwinkel, Repetitionszeit TR, Echozeit TE, Codiergradienten, usw.) und Objektparametern (wie z.B. T1, T2, Spindichte SD) abhängen. Da bei einer T1-FFE-Sequenz im angestrebten Idealfall nur noch longitudinale Magnetisierung von den RF-Impulsen angesprochen wird, nimmt die Signalstärke signifikant mit TR ab.

In der Veröffentlichung "On the Calculation and Interpretation of Signal Intensity in Echo-Shifted Sequences" von Vincent Denolin und Thierry Metens, Magn. Res. Med. 2004, 51, 123-134 ist eine analytische Behandlung schneller Gradientenechosequenzen beschrieben, bei denen durch geeignete Gradientenschaltungen die Echoformation um einige TR (Repetitionszeit) verlängert werden kann. Es wird ausschließlich der Fall ϕ = 0 betrachtet, d.h. kein RF-Spoiling.

Gegenstand der US 6 628 116 B1 ist die Ausgestaltung sogenannter Präparationspulse (spektrale bzw. räumliche Sättigungsregionen), welche der eigentlichen Messung vorgeschaltet werden. Dies wird durch nicht balancierte Gradienten und linear ansteigende Phasen der Vorpulse erreicht.

Klaus Scheffler, Oliver Heid und Jürgen Hennig beschreiben in ihrer Veröffentlichung "Magnetization Preparation During the Steady State: Fat-Saturated 3D True FISP", Mag. Res. Med. 2001, 45, 1075-1080 den Einbau zusätzlicher spektraler Anregungspulse in eine herkömmliche 3D-TrueFISP-Sequenz derart, dass sich eine effektive Fettsättigung bei ansonsten weitgehend unveränderten Kontrasten ergibt.

Aufgabe der Erfindung und Lösung

Die vorliegende Erfindung beruht auf der Überlegung, dass es Kontrastkriterien geben kann, die durch die bekannten Varianten schneller MR-Bildgebungssequenzen nicht optimal erfüllbar sind. Basierend auf dieser Überlegung besteht die Aufgabe der Erfindung darin, eine MR-Bildgebungssequenz anzubieten, die speziell anpassbar ist an ausgewählte Parameter der Magnetresonanzeigenschaft des abzubildenden Objektvolumens, um den Kontrast zwischen Volumenbereichen, die sich in diesen Parametern voneinander unterscheiden, zu optimieren. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Patentanspruch 1 aufgeführten Verfahrensmerkmale gelöst.

Demnach wird die Erfindung realisiert in einem Verfahren zur Gewinnung von Magnetresonanz-Messdaten für die Wiedergabe eines Bildes eines Volumens eines Objektes, das einem konstanten magnetischen Hauptfeld B₀ in einer longitudinalen Richtung ausgesetzt ist, unter Darstellung des Kontrastes zwischen Volumenelementen (Voxel) der Bilddarstellung, die sich voneinander unterscheiden in den Parametervektoren P_i der Magnetresonanzeigenschaft der jeweils innewohnenden Substanz i. Das abzubildende Objektvolumen wird einer Sequenz aus repetierenden Blöcken von Einwirkungen ausgesetzt, jeweils enthaltend einen RF-Impuls mit einem Flipwinkel α < 90°, um eine messbare transversale Magnetisierung zu erzeugen, und Magnetfeldgradienten, um in jedem Block N ≥ 1 ortscodierte Mess-Signale der transversalen Magnetisierung für die Bildrekonstruktion zu erhalten und eine hinreichende Intravoxel-Dephasierung der transversalen Magnetisierung vor dem Erscheinen des nächstfolgenden RF-Impulses zu erreichen. Die Phase φ(k) des RF-Impulses wird von Block zu Block geändert gemäß der Vorschrift φk – φk-1 = φ + k*Φ,worin k der Laufindex der Blöcke innerhalb der Sequenz ist und φ ein beliebig gewählter Phasenwinkel ist. Die Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass für den Sequenzparameter Φ ein Wert Φ_c gewählt wird, bei welchem die Menge {S_ij} der Differenzwerte

gemäß einem gewählten Kriterium K({S_ij}) optimiert ist, wobei n mit 1 ≤ n ≤ N der Laufindex der innerhalb jeweils eines Blockes erfaßten Mess-Signale ist, S_n(Φ, Q, P_i) bzw. S_n(Φ, Q, P_j) der Betrag der transversalen Magnetisierung der die Substanz i bzw. j enthaltenden Voxel im Zustand dynamischen Gleichgewichtes zum Zeitpunkt des Maximums des n-ten Mess-Signals ist, Q für die Werte der restlichen Sequenzparameter steht, und {S_ij} alle gewünschten Paare von Substanzen i und j einschließt.

Die vorstehend verwendeten Begriffe wie "Voxel" und "Maximum des Mess-Signals" sind hier und im Folgenden entsprechend den allgemein üblichen Konventionen zu verstehen. Hierzu gehört implizit das Verständnis, dass die Volumenelemente im Mess-Signal aufgrund der Ortscodierung nicht identisch mit den Voxeln der Bilddarstellung sind, sondern mit diesen über die sogenannte "point spread function" zusammenhängen. Als Basis für die Beurteilung des Bildkontrastes gelten konventionsgemäß "ideale" Voxel, in denen die jeweilige Substanz rein enthalten ist (in der Realität ebenfalls vorkommende Partialvolumeneffekte, d.h. Substanzgemenge in einzelnen Voxeln, können in der Beurteilung unberücksichtigt bleiben, da sie für die optimale Einstellung der Sequenzparameter ohne Relevanz sind). Das erwähnte Maximum des Mess-Signals bezieht sich gemäß dem üblichen Sprachgebrauch auf die Mitte des k-Raums (also, wie bereits weiter oben erwähnt, auf den Zeitpunkt, wenn der Auslesegradient balanciert ist und keine Phasencodiergradienten wirksam sind). Es gehört ebenfalls zur allgemeinen Konvention, den Betrag der transversalen Magnetisierung zu diesem Zeitpunkt als kontrastbestimmenden Wert anzusehen.

Die Erfindung nutzt die bisher für T1-FFE-Sequenzen angewendete Vorschrift nur insoweit, als die Phasenänderungen der RF-Impulse nach der obigen allgemeinen Gl.2 vorgenommen werden. Beim Stand der Technik waren alle Anstrengungen darauf gerichtet, die Größe Φ möglichst genau auf einen der "Idealwerte" einzustellen, bei denen residuelle M_xy-Restmagnetisie rungsanteile möglichst effektiv zerstört werden, so dass S(Φ, Q, P) im wesentlichen mit einem Idealwert S_ideal(Q, P) übereinstimmt, bei welchem sich eine reine T1-Wichtung ergibt. Hierin bestand bisher ja auch das einzige Motiv der pseudozufälligen RF-Phasenverschiebung von Block zu Block gemäß Gl.2. Von diesem eingefahrenen Weg wird mit der vorliegenden Erfindung abgewichen, indem die Größe Φ bewusst auf einen anderen als einen der Idealwerte eingestellt wird, und zwar zielgerichtet auf die Optimierung von Kontrasten zwischen jeweils ausgesuchten Objekteigenschaften, also auf die Optimierung von Differenzwerten. Eine solche "Differenzoptimierung" unterscheidet sich grundsätzlich von einer "Wichtung" im herkömmlichen Sinne. Dementsprechend lassen sich mit einer erfindungsgemäßen Φ-Bemessung andere Kontraste erzielen, als sie sich als Folge einer reinen T1-Wichtung zeigen. Das Kriterium K({S_ij}), welches sich auf Differenzwerte zwischen Signalstärken bezieht, und somit die Art des Kontrastes, kann willkürlich gewählt werden, je nachdem welcher Kontrast für die Bilddarstellung gewünscht wird.

Angesichts des beschriebenen Standes der Technik ist es eine überraschende Erkenntnis, dass eine gezielte Kontrastoptimierung erreicht werden kann durch Nicht-Einhaltung des Idealwertes von Φ. Hier wird im Wesentlichen der Umstand ausgenutzt, dass der Verlauf der Funktion S(Φ, Q, P) von den Objektparametern P abhängt.

Wenn in jedem Block der Sequenz nur ein Mess-Signal erfasst wird (also N = 1), kann für Φ ein Wert Φc gewählt werden, bei welchem die Menge {S_ij} der Differenzen Sij = S1{Φ, Q, Pi) – S1(Φ, Q, Pj) Gl.4nach einem gewünschten Kriterium optimiert wird, wobei auch hier die Mange {S_ij} alle gewünschten Paare von Substanzen i und j einschließt. Der zu wählende Wert Φ_c kann z.B. so eingestellt werden, dass die Differenz zwischen der für eine erste Substanz i geltenden Funktion S₁(Φ, Q, P_i) und der für eine zweite Substanz j geltenden Funktion S₁(Φ, Q, P_j) ein Maximum hat. Als Folge ergibt sich eine Bilddarstellung, in welcher Volumenbereiche, in denen die Substanz i dominiert, optimal gegenüber Volumenbereichen kontrastieren, in denen die Substanz j dominiert. Ein Maximum der Differenzfunktion kann durch Berechnung numerisch simuliert oder analytisch gefunden werden, oder empirisch anhand von Phantom-Objekten, welche die Substanzen i und j enthalten.

Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekennzeichnet. Das erfindungsgemäße Verfahren kann in der Steuereinrichtung eines Magnetresonanz-Tomografen (MRT-Scanner) verkörpert sein, z.B. als Computerprogrammprodukt, wobei die Größe Φ vorzugsweise als einstellbarer Parameter installiert ist.

Das Konzept der Erfindung sowie besondere Anwendungen und Ausführungsformen werden nachstehend anhand von Zeichnungen näher erläutert.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 zeigt die Struktur einer erfindungsgemäßen Steuersequenz für MR-Bildgebung;
2 zeigt den Verlauf der Funktion S(Φ, Q, P)/SD für eine bestimmte Wertekombinationen der Sequenzparameter {Q} und der Objektparameter {P} = {T1, T2};
3 zeigt über einen Bereich des initialen Abfalls ab Φ = 0° die Verläufe der Funktion S(Φ, Q, P_i)/SD für verschiedene Wertekombinationen der Parameter {P} = {T1, T2};
4 zeigt anhand von Bilddarstellungen ein erstes Beispiel für eine erfindungsgemäße Kontrastverbesserung
5 zeigt anhand von Bilddarstellungen mit Kontrastmittel ein zweites Beispiel für eine erfindungsgemäße Kontrastverbesserung;
6 zeigt als Funktion der Kontrastmittel-Konzentration, skaliert durch die entsprechenden T1-Relaxationszeiten, die relative Verbesserung des Kontrasts zwischen KM-haltigem und nativem Gewebe.
Konzept der Erfindung
In 1 ist das Timing im k-ten Block einer typischen MR-Bildgebungssequenz im Sinne der Erfindung dargestellt, welche – abgesehen vom Wert für Φ – einer 3D-Variante einer T1-FFE-Sequenz entspricht. Die einzelnen Zeilen zeigen in vereinfachter Form von oben nach unten den RF-Impuls, die Gradienten in Schichtselektionsrichtung SL, Phasencodierrichtung PH und Ausleserichtung RO, sowie ein Echo SI als Mess-Signal. Im gezeigten Fall ist also die Anzahl N der Mess-Signale pro Block gleich 1, und das Mess-Signal ist ein Gradientenecho, hervorgerufen durch Umkehrung des in Ausleserichtung RO angelegten Gradienten. Bei der gezeigten 3D-Variante wird der Phasencodiergradient in der Schichtselektionsrichtung und in der Phasencodierrichtung von Block zu Block in seiner Amplitude geändert (was durch die eingezeichneten Niveaustufen in der üblichen Weise symbolisiert ist) und jeweils nach der Echodetektion in umgekehrter Richtung wiederholt, um das über den Block aufsummierte Integral dieses Gradienten auf Null zu bringen, wie an sich bekannt und üblich.
Liegen die Crushergradienten wie im gezeigten Fall nach dem Echo-Ausleseintervall, dann ist die transversale Magnetisierung S⁺, die sich im dynamischen Gleichgewicht jeweils direkt nach der RF-Anregung ergibt, die "Basisgröße" für die Signalstärke S. Liegen die Crushergradienten vor dem Ausleseintervall, dann gilt als Basisgröße die transversale Magnetisierung S^– unmittelbar vor der RF-Anregung. Die Signalstärke S des ausgelesenen Echos, ausgedrückt durch den Betrag der transversalen Magnetisierung zum Zeitpunkt des Maximums des Echos, ist wegen Relaxationserscheinungen, die sich im Zeitintervall TE (Echozeit) zwischen Anregung und Echodetektion bemerkbar machen, um ein gewisses Maß kleiner als die erwähnte Basisgröße. Dieses Maß ist substanzspezifisch und hängt natürlich auch von der Echozeit TE ab. Bei schnellen Sequenzen kann die Echozeit TE wegen TR < T1, T2 als kurz angenommen werden, so dass die substanzspezifische Abnahme der transversalen Magnetisierung über die Echozeit TE gering ist. Somit sind auch die sich zwischen verschiedenen Substanzen ergebenden Unterschiede dieser Abnahme so klein, dass sie praktisch vernachlässigt werden können. Man kann also davon ausgehen, dass die Signalstärke im Wesentlichen proportional zur oben genannten Basisgröße ist, also proportional zur transversalen Magnetisierung S⁺ (bzw. S^–) unmittelbar nach (bzw. vor) dem RF-Impuls.
Maßgeblich für die Signalstärke S aus einer Substanz i sind also die Menge der Objektparameter T1_i, T2_i, SD_i, ..., die als "Vektor" P_i zu betrachten ist, ferner der eingestellte Wert Φ_c für den RF-Phasensteuerparameter Φ und, als weitere Sequenzparameter, der Flipwinkel α, die Repetitionszeit TR, sowie die Stärke der Crushergradienten. Diese weiteren Sequenzparameter lassen sich als Komponenten eines Vektors Q betrachten. Die restlichen Gradienten werden zur selektiven Schichtanregung, sowie für die Ortscodierung benötigt. Ihre genaue Form kann je nach Sequenztyp variieren.
Die Abhängigkeit des Betrags S⁺(Φ, Q, P) der über das Voxel gemittelten transversalen Magnetisierungsdichte unmittelbar nach dem RF-Impuls als Funktion des Sequenzparameters Φ ist sehr kompliziert, ihr genauer Verlauf lässt sich sowohl durch numerische Simulationen als auch durch analytische Rechnungen ermitteln. Wenn Q für die anderen Sequenzparameter α und TR steht und P für die maßgeblichen Objektparameter T1, T2, SD steht, dann ist die Funktion S⁺(Φ, Q, P) gemäß nachstehender Gleichung definiert:
wobei: E1 = e–TR/T1,
λ und das dazu konjugiert komplexe λ* definiert sind durch den Kettenbruch
mit
wobei

Das Symbol := kennzeichnet eine Definition, wobei das zu definierende auf der Seite des Doppelpunktes steht.

Wie weiter oben erwähnt, kann davon ausgegangen werden, dass die Signalstärke S(Φ, Q, P) in proportionaler Weise der Funktion S⁺(Φ, Q, P) folgt. Ihr Verlauf über der Abszisse Φ ist exemplarisch (für exemplarische Werte der Parametervektoren Q und P) in 2 gezeigt, mit einer auf die Spindichte SD normierten Ordinatenskala. Die Funktion beginnt mit einem absoluten Maximum bei Φ = 0, und nach dem folgenden initialen Abfall erscheinen weitere Maxima, die mehr oder weniger ausgeprägt sind. Gezeigt ist nur der Abszissenbereich bis zum Wert Φ = 180°, wo ein relativ hohes Maximum erscheint. Ab dort setzt sich die Funktion in spiegelbildlicher Weise fort, um sich ab dem Abszissenwert Φ = 360° periodisch zu wiederholen. Die Funktion S(Φ, Q, P_i) ist also durch die Φ-Werte im Intervall 0° ≤ Φ ≤ 180° bereits vollständig definiert und die Funktionswerte außerhalb dieses Intervalls ergeben sich durch triviale Symmetrieoperationen.
Als horizontale Linie ist in 2 die "ideal gespoilte", nicht mehr von T2 abhängende transversale Magnetisierung
eingezeichnet. Diese Funktion ergibt sich auch mit der obigen Gl.5, wenn T2/TR auf Null geht, womit E₂ auf Null geht und demzufolge der Kettenbruch Λ auf Null geht.
Für effektives RF-Spoiling im Sinne der Erzielung eines reinen T1-Kontrastes werden gemäß dem Stand der Technik für Φ solche Werte verwendet, bei denen die Größe S(Φ, Q, P) in guter Näherung, und möglichst unabhängig von den anderen Sequenz- und Objektparametern, mit S_ideal(Q, P) übereinstimmt. Die 2
offenbart deutlich die bereits oben angesprochene Tatsache, dass hier mehrere solche Idealwerte für Φ möglich sind. Wie ebenfalls bereits oben erwähnt, hängen diese Idealwerte nicht merklich von den Objektparametern P ab.
Die der Erfindung zugrundeliegende Idee lässt sich nun an einem speziellen Fall veranschaulichen. Für Φ = 0 würde man eine reine N-FFE-Sequenz erhalten, d.h. eine signalstarke Sequenz mit ausgeprägtem T2/T1-Kontrast. Es wurde gefunden und lässt sich sowohl analytisch als auch durch Simulation allgemein nachweisen, dass die Positionen der Maxima der Funktion nicht von Objektparametern sondern nur von Φ abhängen, wohingegen der Übergang von einem Maximum zu einem niedrigerem Signalniveau (aufgrund der stärker werdenden Wirkung RF-Spoilings) umso schneller vonstatten geht, je größer vor allem die T2-Zeit ist. Genauer gesagt, ist die Breite eines Maximums in führender Ordnung (d.h. bis auf Korrekturterme, in welche auch T1 eingeht) invers proportional zu T2. Dies ist in der 3 veranschaulicht.
Die 3 zeigt in einer gemeinsamen grafischen Darstellung die Kurvenverläufe der Funktion S(Φ, Q, P)/SD für verschiedene Wertekombinationen der Objektparameter T1 und T2. Dargestellt ist nur der Abszissenbereich in der Umgebung des ausgeprägten Maximums bei Φ = 0° bei einem Flipwinkel α = 50°, einer Repetitionszeit TR = 3 ms und Objektparametern gemäß folgender Tabelle: Tabelle 2
Gut zu erkennen ist, dass das Maximum hauptsächlich von T1/T2 (und nicht von TR) abhängt (wie beim N-FFE-Sequenztyp), während das niedrigere T1-FFE Niveau im Wesentlichen durch T1/TR bestimmt ist (als horizontale Linien sind entsprechend Gl. 6 die Werte S_ideal(Q, P) für idealisiertes RF-Spoiling eingezeichnet). Der theoretische Befund, dass die Breite der Maxima in guter Näherung invers proportional zu T2 ist, tritt beim Vergleich der Kurven mit jeweils gleichen T1/T2 deutlich zutage. Analoge Ergebnisse gelten auch für die übrigen Maxima (Φ = 180°, 120°, ...) bei allerdings zunehmend kleineren Signalwerten.
Erfindungsgemäß wird nun Φ auf einen Wert Φ_c eingestellt, bei welchem das Signal der Substanz mit dem kürzeren T2 (z.B. Kurve A) weniger stark abgefallen ist (d.h. noch einen höheren, signalreichen N-FFE Anteil besitzt) als das Signal der Substanz mit dem längeren T2 (z.B. Kurve C). Es zeigt sich, dass in vielen praktisch relevanten Fällen der Kontrast SAC = S(Φc, Q, PA) – S(Φc, Q, Pc) Gl.7aus diesem Grund in einem Bereich maximal wird, welcher zwischen dem Φ-Wert für ein Maximum der Signalstärke und dem nächstbenachbarten Φ-Wert für S_ideal liegt, also weder einer N-FFE-Sequenz noch einer T1-FFE-Sequenz entspricht. Dieses Verfahren kann im Umgebungsbereich jedes Maximums angewandt werden, aber auch im Bereich des initialen Abfalls nahe Φ=0.
Da Substanzen mit kürzeren T2-Zeiten in der Tendenz auch kürzere T1 aufweisen, zeigt die so eingestellte Sequenz nun Charakteristika einer T1-Wichtung, nur jetzt auf einem höheren Signalniveau als bei einer T1-FFE Sequenz. Auf das nutzbare Zusammenspiel dieser Effekte wird weiter unten bei der Beschreibung vorteilhafter Anwendungen noch näher eingegangen.
Aus der vorstehenden Betrachtung kann folgender allgemeiner Schluss gezogen werden: Geht man von dem Wunsch aus, in einer Bilddarstellung eine bestimmte Substanz des abzubildenden Objektvolumens als "Zielsubstanz" gegenüber einer oder mehreren anderen ausgewählten Substanzen zu kontrastieren, dann besteht ein mögliches Vorgehen darin,

i) für jede Substanz i die Funktion S(Φ, Q, P_i) zu ermitteln, die bei den für die betreffende Substanz charakteristischen Werten der Parameter P_i die Signalstärke abhängig von Φ beschreibt,
ii) durch vergleichende Betrachtung der ermittelten Funktionen einen Φ-Wert zu finden und einzustellen, bei welchem sich der gewünschte Kontrast optimal ergibt.

Nach diesem Konzept lassen sich verschiedene Kontrastkriterien auswählen und optimal erfüllen, was den Weg für verschiedene vorteilhafte Anwendungen und Ausführungsformen der Erfindung öffnet, wie nachstehend beschrieben.
Ausführungsformen und Anwendungen
Die weiter oben angesprochene Voraussetzung, dass Substanzen mit kürzeren T2-Zeiten in der Tendenz auch kürzere T1-Zeiten aufweisen, ist unter anderem bei biologischen Geweben erfüllt. Somit hat das erfindungsgemäße Verfahren einen besonderen Nutzen für die MR-Bildgebung an biologischen Objekten, ohne jedoch auf dieses Einsatzgebiet beschränkt zu sein.
In bevorzugter Ausführungsform der Erfindung wird Φ_c im Bereich des initialen Abfalls gewählt, weil sich hier die stärksten Effekte erwarten lassen. Für dementsprechend kleine Φ-Werte und für die Bedingung T1 » T2 (die für viele biologische Gewebe erfüllt ist) lässt sich die obige Gl.5, welcher die Funktion S(Φ, Q, P) proportional folgt, durch Näherungen vereinfachen, und hieraus wiederum lässt sich für den einzustellenden Φ-Wert eine einfache Faustformel ableiten:
wobei für ein vorgegebenes T2_x die Funktion S bei Φ = Φ_c, bezogen auf das Maximum bei Φ = 0, am steilsten abfällt. Zur Kontrastierung zweier Substanzen A und B sollte T2_x daher zwischen T2_A und T2_B gewählt werden, vorzugsweise in der Mitte oder annähernd in der Mitte zwischen diesen beiden Werten.
Der Faktor f_α hängt nur vom Flipwinkel α ab, gemäß einer durch die nachstehende Wertetabelle definierten Funktion: Tabelle 3
Eine vorteilhafte Anwendung der Erfindung zielt darauf ab, in einer MR-Bilddarstellung Volumenbereiche zu unterdrücken, die vornehmlich von einer Substanz langer T2-Zeit ausgefüllt sind. Solche Substanzen sind in biologischen Objekten z.B. freie Flüssigkeiten (Liquor), die erheblich größere T2-Zeiten (ca. 1000 ms) als die restlichen natürlich vorkommenden Weichteilgewebe (ca. 50 bis 150 ms) haben. Die vorstehend beschriebene Kontrastverstärkung lässt sich daher zur Unterdrückung freier Flüssigkeiten einsetzen. Man kann hierzu für Φ_c die Faustformel nach Gl.8 anwenden, wobei man für T2_x einen Wert ansetzt, der weit unter der Spin-Spin-Relaxationszeit der zu unterdrückenden Substanz liegt.
Die 4 veranschaulicht die mit der Erfindung erzielbare Liquor-Unterdrückung exemplarisch an einer axialen Schädelaufnahme eines gesunden Probanden. Das linke Bild in 4 zeigt die Aufnahme unter Verwendung einer herkömmlichen N-FFE-Sequenz mit TR = 5,19 ms und α = 50°, wobei Φ = 0 ist. Im Vergleich hierzu zeigt das mittlere Bild in 4 die Aufnahme unter Verwendung einer erfindungsgemäßen Sequenz, bei welcher Φ = Φ_c = 1,5° gewählt wurde (also ein als "optimal" gefundener Wert im Bereich des initalen Abfalls der Funktion S(Φ)), mit ansonsten den gleichen Sequenzparametern wie bei der linken Darstellung.
Andererseits kann die Erfindung auch genutzt werden, um Substanzen langer T2-Zeit (z.B. den Liquor) gegenüber anderen Substanzen hervorzuheben. Dies gelingt z.B. durch Erzeugung des Differenzbildes aus einer herkömmlichen N-FFE-Aufnahme mit Φ = 0 und einer erfindungsgemäßen Aufnahme mit Φ = Φ_c. Das rechte Bild in 4 zeigt ein solches Differenzbild, wie es aus dem linken und dem mittleren Bild erhalten werden kann und welches im Wesentlichen nur den Liquor zur Darstellung bringt.
Eine weitere nützliche Anwendung der Erfindung sind MR-Bilddarstellungen von biologischen Objekten mit Kontrastmittel-Applikation. Die venöse Applikation paramagnetischer Kontrastmittel, wie z.B. Gd-DTPA, und deren nachfolgende Aufnahme im Gewebe bewirkt eine Verkürzung der Relaxationszeiten T1 und T2 im Vergleich zu ihren Nativwerten T1₀ und T2₀. Die Stärke dieses im Wesentlichen linear verlaufenden Effekts hängt von der lokalen Kontrastmittelkonzentration C ab: 1/T1 = r1 * C + 1/T10 Gl.9 1/T2 = r2 * C + 1/T20 Gl.10
Die Relaxivitäten r1 und r2 hängen von der Art des Kontrastmittels (KM) und des aufnehmenden Gewebes ab. In den meisten Fällen ist r2 nur geringfügig größer als r1.
In der Bildgebung wird derzeit vorwiegend der Effekt der T1-Verkürzung genutzt. Hierbei macht man sich zunutze, dass in T1-gewichteten Aufnahmen Gewebe mit kürzeren T1-Zeiten signalstärker zur Darstellung kommen als solche mit langen T1-Zeiten. Da Tumore aufgrund ihrer erhöhten Vaskularisierung i.a. sowohl vermehrt als auch schneller Kontrastmittel aufnehmen, lassen sie sich somit besser detektieren als auch charakterisieren.
Wenn das zeitliche Aufnahmefenster physiologisch begrenzt ist, z.B. in der abdominellen Bildgebung oder aufgrund einer schnellen KM-Abnahme (Auswascheffekt), oder wenn die Aufnahmetechnik dies erfordert, etwa für die dynamische Darstellung der KM-Aufnahme, werden i.a. schnelle Gradientenechosequenzen vom Typ der T1-FFE eingesetzt. Bei besonders hohen Anforderungen an die räumliche Auflösung sind 3D-Sequenzen aufgrund ihrer besseren Schichtauflösung im Vorteil. Da 3D-Sequenzen sehr kurze Repetitionszeiten (TR) erfordern, ist bei diesen T1-FFE Varianten die erreichbare zeitlich/räumliche Auflösung besonders limitiert.
Die erfindungsgemäße Technik einer gezielten Einstellung des Φ-Wertes kann hier vorteilhaft eingesetzt werden. Mit zunehmender Kontrastmittelkonzentration nähert sich das Verhältnis der Relaxationszeiten – T2/T1 – dem inversen Verhältnis der Relaxivitäten – r1/r2 – an, welches i.a. nur etwas kleiner als Eins ist. Somit kommen Kontrastmittel aufnehmende Gewebe auch in T2/T1-gewichteten N-FFE-Sequenzen signalstark zur Darstellung, wobei der Absolutwert für kleine TR sogar deutlich über dem mit T1-FFE-Sequenzen erreichbaren liegt. Da es aber auch Gewebe mit großen nativen (d.h. ohne KM) T2/T1-Werten gibt (v.a. freie Flüssigkeiten und Fett), sind die erzielbaren Kontraste häufig nicht ausreichend.
Wie weiter oben gezeigt wurde, können Flüssigkeiten bereits durch sehr kleine Φ-Werte unterdrückt werden. Die 5 veranschaulicht den Effekt der Kontrastverstärkung am Beispiel einer fokalen Läsion einer an multipler Sklerose erkrankten Patientin. Das linke Bild in 5 zeigt eine axiale Schädelaufnahme unter Verwendung einer herkömmlichen reinen T1-FFE-Sequenz mit Φ = 50°. Das rechte Bild in 5 zeigt die Aufnahme unter Verwendung einer erfindungsgemäßen Sequenz, bei welcher Φ = Φ_c = 3,4° gewählt wurde (also ein als "opti mal" gefundener Wert im Bereich des initalen Abfalls der Funktion S(Φ)), mit gleicher Repetitionszeit TR wie bei der linken Darstellung. Hier ist die Läsion deutlich besser abgrenzbar. Bei einer N-FFE-Sequenz hätte man zwar ebenfalls eine hyperintense Darstellung dieser Läsion erreicht, aber gegenüber dem Liquor (siehe linkes Bild der 4) wäre dieser Signalgewinn nicht abgegrenzt.
Die vorstehend beschriebene Anwendung ist auch ein anschauliches Beispiel für ein Kontrastktriterium, nach welchem zwei Bedingungen erfüllt werden sollen, nämlich erstens guter Kontrast zwischen KM-haltigem Gewebe und nativem Gewebe und zweitens Unterdrückung von Liquor. In der Ausdrucksweise der obigen Gl.3 heißt dies, dass in die Menge {S_ij} die Signaldifferenz S_n(KM)-S_n(nat) zwischen KM-haltigem Gewebe und nativem Gewebe als ein erstes Element eingeht und dass ein zweites Element dieser Menge die Signaldifferenz S_n(KM)-S_n(Liq) zwischen KM-haltigem Gewebe und Liquor ist und dass das Kriterium K({S_ij}} der Optimierung darin besteht, sowohl die erste als auch die zweite Signaldifferenz möglichst groß zu machen.
Die 6 ist ein Schaubild, welches die mit der Erfindung erzielbare Kontrastverbesserung gegenüber einer reinen T1-FFE-Sequenz veranschaulicht. Die Abszissenwerte geben die mit zunehmender KM-Konzentration abnehmende T1-Zeit eines KM-haltigen Gewebes an. Die Ordinate repräsentiert den erzielten Kontrast (Signaldifferenz) des KM-haltigen Gewebes gegenüber dem nativem Gewebe (T1₀ = 1000 ms, T2₀ = 100 ms) normiert auf den mit einer reinen T1-FFE-Sequenz optimal erreichbaren Kontrast gegenüber dem nativen Gewebe. Unter Verwendung von Sequenzparametern TR = 3 ms und α = 50° wurden drei Kurven a, b, c bei unterschiedlichen Φ-Werten aufgenommen. Die Kurve a gilt für einen Wert Φ_c = 0,9°, die Kurve b gilt für die Wahl Φ = 0 (also die reine N-FFE-Sequenz, mit dem Nachteil eines starken Flüssigkeitssignals), und die Kurve c gilt für die Wahl Φ = 1,8°. Man erkennt, dass die Kontrastverbesserung gegenüber der reinen T1-FFE-Sequenz im Falle der Kurve a optimal ist, sie setzt bereits bei marginaler KM-Konzentra tion (lange T1-Zeiten) ein und bleibt für zunehmende Konzentrationen (abnehmende T1-Zeiten) über einen relativ breiten Bereich im wesentlichen konstant. Somit dürfte Φ = 0,9° hier der Wert Φ_c sein, der im Zusammenhang mit den gewählten Werten der anderen Parameter "optimal" im Sinne der Erfindung ist.
Mit dem so erzielbaren Kontrastzugewinn lassen sich im Hinblick auf die erreichbare zeitlich/räumliche Auflösung erhebliche Verbesserungen erwarten (vgl. Gl. 1).
Wie schon weiter oben angedeutet, ist die Erfindung nicht auf Sequenzen beschränkt, in denen der Crushergradient nach dem Ausleseintervall appliziert wird. Eine erfindungsgemäße Wahl des Φ-Wertes mit den Vorteilen einer Kontraststeigerung kann auch in Sequenzen erfolgen, in denen die Auslesung jeweils nach einem Crushergradienten in jedem Block stattfindet. Eine solche Sequenz ist z.B. unter dem Akronym PSIF bekannt und in [2] beschrieben. Das Signal besitzt Eigenschaften eines Spinechos und eignet sich besonders zur Hervorhebung von Substanzen mit langen T2-Zeiten (Flüssigkeiten). PSIF-Sequenzen wurden bisher ohne RF-Spoiling angewandt.
Des Weiteren kann eine erfindungsgemäße Wahl des Φ-Wertes zur Kontraststeigerung auch in Sequenzen erfolgen, in denen die Auslesung jeweils sowohl vor als auch nach einem Crushergradienten in jedem Block stattfindet. Dies ist ein Fall mit N = 2, eine solche Sequenz ist z.B. unter dem Akronym DESS bekannt und in [2] beschrieben. Durch Kombination des FISP- und PSIF-Signals kommen Gewebe mit langen T2-Zeiten besonders hyperintens zur Darstellung. DESS-Sequenzen waren bisher ebenfalls nur ohne RF-Spoiling in Gebrauch und wurden vorwiegend in der orthopädischen Bildgebung eingesetzt.
Schließlich gibt es noch Sequenzvarianten, bei denen die Echozeit TE größer als die Repetitionszeit TR ist. Bei diesen sogenannten "shifted echo" Sequenzen sind die Ausleseintervalle auf beiden Seiten von Crushergradienten umgeben. Bei diesen Sequenzen ist das Signal unmittelbar vor und nach den RF-Impulsen gleich Null. Diese Sequenzen finden besonders in der funktionellen und Perfusionsbildgebung des Gehirns Verwendung, wo es auf die Empfindlichkeit bezüglich des Parameters T2* ankommt. Es waren bisher sowohl Varianten mit als auch ohne RF-Spoiling in Gebrauch. Da die Breitenabhängigkeit der Maxima auch bei diesen Sequenzen vorhanden ist, wird der Parameter Φ auch hier einen kontrastverstärkenden Effekt haben.
Die Erfindung kann durch geeignete Ausbildung einer Steuereinrichtung für ein Magnetresonanzgerät realisiert werden, indem Mittel vorgesehen werden, um eine Bildgebungssequenz gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren zu steuern. Diese Mittel können ganz oder teilweise in einem Softwarepaket implementiert sein, das sich in den Steuercomputer des Magnetresonanzgerätes laden lässt. Die Software kann den RF-Phasensteuerparameter Φ als eine der vom Bedienungspersonal individuell einstellbaren Variablen enthalten. Alternativ können auch ein oder mehrere verschiedene Steuerprogramme mit jeweils fest installiertem Φ-Wert vorgesehen sein, der in der erfindungsgemäßen Weise bemessen ist, also anders als eine herkömmliche, zum "idealen" RF-Spoiling führende Bemessung. Diese Steuerprogramme können hinsichtlich der Φ-Bemessung auf jeweils spezielle Zielsetzungen der Bildgebung zugeschnitten sein, z.B. "Liquor-Unterdrückung" oder "Kontrastmittel-Aufnahme", etc.

Claims

Verfahren zur Gewinnung von Magnetresonanz-Messdaten für die Wiedergabe eines Bildes eines Volumens eines Objektes, das einem konstanten magnetischen Hauptfeld B₀ in einer longitudinalen Richtung ausgesetzt ist, unter Darstellung des Kontrastes zwischen Volumenelementen (Voxel) der Bilddarstellung, die sich voneinander unterscheiden in den Parametervektoren P_i der Magnetresonanzeigenschaft der jeweils innewohnenden Substanz i, wobei das abzubildende Objektvolumen einer Sequenz aus repetierenden Blöcken von Einwirkungen ausgesetzt wird, jeweils enthaltend einen RF-Impuls mit einem Flipwinkel α < 90°, um eine messbare transversale Magnetisierung zu erzeugen, und Magnetfeldgradienten, um in jedem Block N ≥ 1 ortscodierte Mess-Signale der transversalen Magnetisierung für die Bildrekonstruktion zu erhalten und eine hinreichende Intravoxel-Dephasierung der transversalen Magnetisierung vor dem Erscheinen des nächstfolgenden RF-Impulses zu erreichen, und wobei die Phase φ(k) des RF-Impulses von Block zu Block geändert wird gemäß der Vorschrift φk – φk-1 = φ + k*Φ,worin k der Laufindex der Blöcke innerhalb der Sequenz ist und φ ein beliebig gewählter Phasenwinkel ist, dadurch gekennzeichnet, dass für den Sequenzparameter Φ ein Wert Φ_c gewählt wird, bei welchem die Menge {S_ij} der Differenzwerte
gemäß einem gewählten Kriterium K({S_ij}) optimiert ist, wobei n mit 1 ≤ n ≤ N der Laufindex der innerhalb jeweils eines Blockes erfaßten Mess-Signale ist, S_n(Φ, Q, P_i) bzw. S_n (Φ, Q, P_j) der Betrag der transversalen Magnetisierung der die Substanz i bzw. j enthaltenden Voxel im Zustand dynamischen Gleichgewichtes zum Zeitpunkt des Maximums des n-ten Mess-Signals ist, Q für die Werte der restlichen Sequenzparameter steht, und {S_ij} alle gewünschten Paare von Substanzen i und j einschließt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für Φ ein Wert Φ_c gewählt wird, bei welchem die Differenz S_ij zwischen der für eine erste ausgewählte Substanz i geltenden Funktion S₁ (Φ, Q, P_i) und der für eine zweite ausgewählte Substanz j geltenden Funktion S₁ (Φ, Q, P_j) maximal wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der gewählte Wert Φ_c im Bereich des initialen Abfalls der Funktion S_n(Φ, Q, P_i), ausgehend von einem Maximum bei Φ = 0°, liegt.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass für Φ_c ein Wert
gewählt wird, wobei der Faktor f_α nur vom Flipwinkel α abhängt, gemäß einer durch die nachstehende Wertetabelle definierten Funktion:
und wobei TR die Repetitionszeit der Blöcke der Sequenz ist und T2_x ein Zeitwert ist, der zwischen der Spin-Spin-Relaxationszeit T2_i der Substanz i und der Spin-Spin-Relaxationszeit T2_j der Substanz j liegt.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass T2_x in oder nahe der Mitte zwischen T2_i und T2_j liegt.
Computerprogrammprodukt zur Umsetzung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 5.
Steuereinrichtung für ein Magnetresonanzgerät zur Gewinnung von Magnetresonanz-Messdaten für die Wiedergabe eines Bildes eines Volumens eines Objektes, das einem konstanten magnetischen Hauptfeld B₀ in einer longitudinalen Richtung ausgesetzt ist, unter Darstellung des Kontrastes zwischen Volumenelementen (Voxel) der Bilddarstellung, die sich voneinander unterscheiden in den Parametervektoren P_i der Magnetresonanzeigenschaft der jeweils innewohnenden Substanz i, wobei die Steuereinrichtung Mittel aufweist zur Steuerung einer Sequenz aus repetierenden Blöcken von Einwirkungen auf das Objekt, jeweils enthaltend einen RF-Impuls mit einem Flipwinkel α < 90°, um eine messbare transversale Magnetisierung zu erzeugen, und Magnetfeldgradienten, um in jedem Block N ≥ 1 ortscodierte Mess-Signale der transversalen Magnetisierung für die Bildrekonstruktion zu erhalten und eine hinreichende Intravoxel-Dephasierung der transversalen Magnetisierung vor dem Erscheinen des nächstfolgenden RF-Impulses zu erreichen, und wobei die Phase φ(k) des RF-Impulses von Block zu Block geändert wird gemäß der Vorschrift φk – φk-1 = φ + k*Φ,worin k der Laufindex der Blöcke innerhalb der Sequenz ist und φ ein beliebig gewählter Phasenwinkel ist, gekennzeichnet durch Mittel zur Einstellung des Wertes von Φ auf einen Wert Φ_c, bei welchem die Menge {S_ij} der Differenzwerte
gemäß einem gewählten Kriterium K({S_ij}) optimiert ist, wobei n mit 1 ≤ n ≤ N der Laufindex der innerhalb jeweils eines Blockes erfaßten Mess-Signale ist, S_n(Φ, Q, P_i) bzw. S_n(φ, Q, P_j) der Betrag der transversalen Magnetisierung der die Substanz i bzw. j enthaltenden Voxel im Zustand dynamischen Gleichgewichtes zum Zeitpunkt des Maximums des n-ten Mess-Signals ist, Q für die Werte der restlichen Sequenzparameter steht, und {S_ij} alle gewünschten Paare von Substanzen i und j einschließt.
Steuereinrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass Φ_c ein Wert ist, bei welchem die Differenz S_ij zwischen der für eine erste ausgewählte Substanz i geltenden Funktion S₁ (Φ, Q, P_i) und der für eine zweite ausgewählte Substanz j geltenden Funktion S₁(Φ, Q, P_j) maximal wird.
Steuereinrichtung nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Wert Φ_c im Bereich des initialen Abfalls der Funktion S_n(Φ, Q, P_i), ausgehend von einem Maximum bei Φ = 0°, liegt.
Steuereinrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass
ist, wobei der Faktor f_α nur vom Flipwinkel α abhängt, gemäß einer durch die nachstehende Wertetabelle definierten Funktion:
und wobei TR die Repetitionszeit der Blöcke der Sequenz ist und T2_x ein Zeitwert ist, der zwischen der Spin-Spin-Relaxationszeit T2_i der Substanz i und der Spin-Spin-Relaxationszeit T2_j der Substanz j liegt.
Steuereinrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass T2_x in oder nahe der Mitte zwischen T2_i und T2_j liegt.