DE102006011253B4

DE102006011253B4 - Magnet-Resonanz-Bildgebung mit verbessertem Kontrast zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz sowie CSF auf Basis einer Gradientenechosequenz

Info

Publication number: DE102006011253B4
Application number: DE102006011253A
Authority: DE
Inventors: Gunnar Dr. Krüger
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2006-03-10
Filing date: 2006-03-10
Publication date: 2009-04-02
Anticipated expiration: 2026-03-11
Also published as: US20070238973A1; CN101034153B; DE102006011253A1; US8165657B2; CN101034153A

Abstract

Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Kernspins anzeigenden Hochfrequenz-Signalen, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:
a) Präparieren der Magnetisierung der Spins mittels eines Inversionspulses,
b) Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen ersten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang einer ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und wobei diese erste zweidimensionale Schicht parallel zu einer durch zwei orthogonal zueinander stehende Koordinatenachsen x, y aufgespannten Ebene liegt,
c) Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen zweiten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang der in Schritt b) gegebenen ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und
d) Wiederholen der Schritte a) bis c) für weitere zweidimensionale Schichten, welche parallel zu der ersten zweidimensionalen Schicht entlang einer dritten zu den ersten beiden Koordinatenachsen x und y orthogonal stehenden Koordinatenachse z verschoben sind,
dadurch...

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnet-Resonanz-Tomographie – MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Kernspintomographiegerät sowie ein Verfahren zum Betreiben eines solchen, bei welchem auf Basis einer Gradientenechosequenz ein hoher Kontrast bei der Bildgebung erreicht werden kann.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Die in den Atomen in dem Objekt befindlichen Kernspins, welche vorher zufällig orientiert waren, richten sich dadurch aus.
Hochfrequenzwellen können nun diese „geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in alle Richtungen aufgenommen werden können. Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik zeichnet sich in erster Linie als nicht-invasive Untersuchungsmethode durch ein vielseitiges Kontrastvermögen aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die MRT zu einem der Röntgen-Computertomographie (CT) vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenechosequenzen, die bei Messzeiten in der Größenordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
Die ständige technische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten und die Einführung schneller Bildgebungssequenzen eröffnete der MRT immer mehr Einsatzgebiete in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur Unterstützung der minimalinvasiven Chirurgie, funktionelle Bildgebung in der Neurologie und Perfusionsmessung in der Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele. Trotz der technischen Fortschritte beim Bau von MRT-Geräten, bleiben Bildkontrast und Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) eines MRT-Bildes limitierende Faktoren für viele Anwendungen der MRT in der medizinischen Diagnostik.
Insbesondere bei Bildaufnahmen vom Kopf besteht die Zielsetzung, eine gute Segmentierung, d. h. einen guten Kontrast zwischen grauer Hirnsubstanz, weißer Hirnsubstanz und cerebrospinaler Flüssigkeit (CSF) zu gewährleisten. Eine Möglichkeit hierzu besteht in einem (semi-)automatisierten Verfahren zur Segmentierung anhand von T₁-gewichteten MPRAGE-Daten. Daher sollen zunächst im folgenden die MPRAGE-Sequenz sowie die zugehörigen Grundlagen beschrieben werden.
Die Aufnahme der Daten in der MRT geschieht im sogenannten k-Raum (Synonym: Freugenz-Raum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fouriertransformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, geschieht mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Hierfür werden magnetische Zusatzfelder G_x, G_y und G_z _, deren Feldstärke linear von der jeweiligen Ortskoordinate x, y und z abhängt, dem homogenen Grundmagnetfeld überlagert. Ohne Beschränkung der Allgemeinheit wird im weiteren Verlauf ein kartesischer k-Raum angenommen, der schicht- bzw. zeilenweise abgetastet wird.
In der MRT-Bildgebung werden die Gradientenfelder auf unterschiedliche Arten genutzt. Bei der selektiven Schichtanregung wird während des HF-Pulses dem homogenen Grundfeld ein Gradientenfeld entlang einer der Koordinatenachsen (üblicherweise die z-Achse) überlagert. Durch Auswahl eines bestimmten Frequenzspektrums des HF-Pulses werden nur Kerne innerhalb einer bestimmten Schicht senkrecht zu der z-Achse angeregt. Bei der Frequenzkodierung wird dem Grundmagnetfeld während der Akquisition des HF-Signals ein Gradientenfeld (üblicherweise entlang der x-Achse) überlagert. Das Auslesen des HF-Signals erfolgt hierbei in N-äquidistanten Zeitschritten Δt. Bei der Phasenkodierung schließlich wird vor der Akquisition des HF-Signals dem Grundmagnetfeld ein Gradientenfeld (üblicherweise entlang der y-Achse) überlagert für eine bestimmte Zeit t_y mit einer konstanten Gradientenstärke. Das Auslesen erfolgt hierbei durch N-maliges Wiederholen der Sequenz, wobei die Gradientenstärke in äquidistanten Schritten erhöht wird.
2a zeigt das Prinzip der MRT-Bildgebung mit der 2D-Fourier-Methode. Hierbei wird mittels selektiver Schichtanregung entlang der z-Achse eine Schicht festgelegt, anschließend wird diese Schicht des k-Raums zeilenweise abgetastet. Die Daten einer einzelnen k-Raumzeile werden beim Auslesen mittels eines Gradienten G_y frequenzkodiert. Das Auslesen einer Zeile erfolgt hierbei in N äquidistanten Zeitschritten. Jede Zeile im k-Raum hat den Abstand Δk_x, der durch einen Phasenkodierschritt erzeugt wird. Die Bildgebungssequenz wird hierbei N-mal für verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten G_x wiederholt. Insgesamt erhält man somit eine Zahlenmatrix mit N×N Datenpunkten, aus welcher mittels 2D-Fourier-Transformation ein MRT im Bildraum konstruiert werden kann. 2b zeigt die 3D-Fourier-Methode. Hierbei wird der Schichtauswahlgradient durch einen zweiten Phasenkodiergradienten ersetzt. Das bedeutet, dass durch den HF-Impuls das gesamte Volumen der Kerne angeregt und die Ortsinformation ausschließlich durch orthogonale Gradienten kodiert wird, nämlich durch zwei Phasen- und einen Frequenzkodiergradienten. Hierbei werden M Schichten senkrecht zur z-Achse aufgenommen, wobei jede Schicht im k-Raum zeilenweise abgetastet wird. Die Kodierung innerhalb einer Schicht des k-Raums erfolgt hierbei durch einen Frequenzkodiergradienten in y-Richtung sowie einen Phasenkodiergradienten in x-Richtung. Insgesamt erhält man somit eine Zahlenmatrix mit M×N×N Datenpunkten.
3 zeigt schematisch das Anregungs- und Gradientenschema der FLASH(Fast Low Angle Shot)-Sequenz. Diese beruht auf dem Prinzip der Gradientenechotechnik. Als Gradientenechosequenzen (GE-Sequenzen) werden Schnellbildsequenzen bezeichnet, die auf dem Prinzip der Kleinwinkelanregung beruhen und bei denen das Echosignal ausschließlich durch Gradientenumkehrung generiert wird. Bei der Kleinwinkelanregung werden Flipwinkel von α < 90° verwendet, wobei nur ein kleiner Bruchteil der Longitudinalmagnetisierung in die Transversalebene gedreht wird. Dadurch muss weniger lange auf die Relaxation der Magnetisierung gewartet werden, was zu erheblichen Zeiteinsparungen führt. Des weiteren wird durch die Umpolung des Schichtauswahl- und des Frequenzkodiergradienten die durch die beiden Gradienten hervorgerufene Dephasierung der Quermagnetisierung kompensiert, sodass ein Gradientenecho entsteht. In 3 ist in der ersten Zeile der HF-Impuls mit einer Kleinwinkelanregung unter einem Winkel α dargestellt sowie nachfolgend auf der Zeitachse das HF-Signal mit dem Gradientenecho. In der zweiten Zeile ist entlang der Zeit der Schichtauswahlgradient G_z aufgetragen. Wie bereits erläutert wird hierbei während des HF-Impulses entlang der z-Achse der Schichtauswahlgradient dem homogenen Magnetfeld überlagert und anschließend zum Zwecke der Dephasierung umgepolt. In der dritten Zeile wird entlang der Zeitachse der Frequenzkodiergradient G_y dargestellt. Für die Frequenzkodierung wird hierbei nach Umpolen des Gradienten während der Aufnahme des HF-Signals dem homogenen Magnetfeld ein Gradientenfeld in y-Richtung überlagert. In Zeile 4 ist entlang der Zeitachse der Phasenkodiergradient G_x dargestellt. Zur Phasenkodierung entlang der x-Achse wird hierbei vor Aufnahme des HF-Signals ein konstanter Gradient für eine definierte Zeit zugeschaltet und die Sequenz wird N_x-mal wiederholt. Durch nach Aufnahme des HF-Signals geschaltete Spoilergradienten in jeder der drei Raumachsen wird nach der Datenakquisition die Quermagnetisierung zerstört. Die in 3 bezeichnete Echozeit TE ist die Zeit vom Einstrahlen des HF-Impulses bis zum Gradientenecho und die Repetitionszeit TR ist die Zeit für einen Sequenzdurchgang.
In 4 ist das Schema der k-Raum-Abtastung einer Gradientenechosequenz dargestellt. Nach dem HF-Impuls befindet sich das Signal im Zentrum des k-Raums (1). Durch den Phasenkodiergradienten und die Dephasierung in Ausleserichtung findet eine Dephasierung des Signals zum Punkt (2) statt. Während des umgekehrt gepolten Auslesegradienten wird eine k-Raum-Zeile abgetastet (3, 4) und das Signal aufgenommen. Am Punkt (3) findet das Gradientenecho statt. Der gesamte Vorgang wird N_x-mal mit verschieden starken Phasenkodiergradienten wiederholt, sodass ein Abbild des gesamten k-Raums erzeugt wird.
5 zeigt das Grundprinzip der MPRAGE(Magnetization Prepared Rapid Gradient Echo)-Sequenz. Diese beruht auf der 3D-Fourier-Methode sowie der Magnetisierungspräparation. Hierbei wird zum Erreichen kurzer Messzeiten und eines guten Gewebekontrasts eine Präparationsphase vor die eigentliche Bildphase geschaltet. Die Präparationsphase bewirkt hierbei eine von den Relaxationszeiten T₁ oder T₂ abhängige Präparierung der Magnetisierung. Diese so präparierte Magnetisierung wird mit Hilfe der Gradientenechosequenz räumlich kodiert und abgetastet. 5 zeigt schematisch den Ablauf der MPRAGE-Sequenz, bei der zunächst eine Magnetisierungspäparation stattfindet, anschließend in der Bildgebungsphase alle Fourierzeilen in x-Richtung unter konstantem Wert k_z entlang der z-Achse gemessen werden. Es folgt eine Erholungsphase für ein besseres SNR bzw. einen besseren Kontrast und anschließend wird die Sequenz für weitere Werte von k_z wiederholt.
Die MPRAGE-Sequenz wird standardmäßig zur Darstellung von T₁-gewichteten Bildern vom Kopf mit gutem Kontrast der grauen und weißen Hirnsubstanz genutzt. Die Bilder werden sowohl für klinische Routineuntersuchungen verwendet, neuerdings aber auch zunehmend für automatische Bestimmung/Segmentierung von Volumina des Gehirns, bestimmter Hirnregionen oder bestimmter Gewebetypen (Morphometrie). Die Anforderung an die Daten ist, dass diese sowohl einen guten Kontrast zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz aufweisen als auch einen guten Kontrast zwischen cerebrospinaler Flüssigkeit (CSF) und grauer Hirnsubstanz liefern.
In US 5 615 676 A ist eine MR-Bildgebungssequenz offenbart, mittels der in einem Sequenzdurchgang mindestens zwei jeweils durch eine Inversion präparierte Gradientenecho-Signale aufgenommen werden, die sich durch ihren Kontrast unterscheiden, wobei dieses Verfahren für verschiedene Schichten wiederholt wird, und wobei sich diese Schichten nur durch den Wert ihres Schichtselektionsgradienten unterscheiden, also parallel zu der zuerst aufgenommenen Schicht liegen.
Aus US 6 340 887 B1 ist ein MRT-Verfahren bekannt, welches eine Bildserie sowohl von Protonendichte-gewichteten Bildern als auch von T2-gewichteten Bildern erzeugt, um durch Kombination beider Serien ein MRT-Angiogramm zu erstellen, in dem das Signal von Blut unterdrückt ist (engl.: Black Blood MR Angiogram).
In US 2005/0033151 A1 ist eine MR-Bildgebung offenbart zur Erzeugung u. a. auch durch Bildnachbearbeitung mehrerer hinsichtlich des Kontrastes jeweils unterschiedlicher MRT-Bilder bei reduzierter Aufnahmedauer (engl.: Scan-Time).
Aus DE 101 55 790 A1 ist ein MR-Bildgebungsverfahren bekannt, in dem der Kontrast durch eine Multikontrastsequenz gewonnener Bilder über eine Benutzerschnittstelle interaktiv optimiert werden.
In „V. Gulani et al., „Towards a single-sequence neurologic magnetic resonance imaging examination: multiple-contrast images from an IR TrueFISP experiment", Invest. Radiol. 39 (2004), S. 767–7740 ist ein MR-Bildgebungsverfahren offenbart, in welchem durch Applikation einer einzigen Bildgebungssequenz quasi-gleichzeitig mehrere sich in ihrem Bildkontrast jeweils unterscheidende MRT-Bilder erzeugt werden können.
Bei (semi)-automatisierten Verfahren zur Segmentierung anhand von T₁-gewichteten MPRAGE-Daten wird üblicherweise die Inversionszeit TI, d. h. die Zeit von Beginn der Sequenz bis zum Erreichen des k-Raum-Zentrums während der Abtastung der Gradientenechosequenz so eingestellt, dass ein Kompromiss zwischen Grau-Weiß-Kontrast und Grau-CSF-Kontrast eingestellt wird. Im Zweifelsfall ist dann eine manuelle Segmentierung bzw. Beschreibung der Kontrastgrenzen erforderlich. Darüber hinaus ist die Konsequenz, dass hier ein Fehler bei der Beschreibung der Kontrastgrenzen toleriert wird. Insbesondere bei höheren Feldstärken ist dies ein Problem, da die B1-Homogenität im Allgemeinen schlechter ist und zudem dielektrische Resonanzeffekte die vollautomatische Segmentierung erschweren.
Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und ein Gerät zur MRT-Bildgebung bereit zu stellen, bei welchem ein guter Kontrast sowohl zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz als auch zwischen grauer Hirnsubstanz und CSF gewährleistet ist.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bil den den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
Gemäß Anspruch 1 der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Kernspins anzeigenden Hochfrequenz-Signalen vorgeschlagen, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:

a) Präparieren der Magnetisierung der Spins mittels eines Inversionspulses,
b) Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen ersten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang einer ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und wobei diese erste zweidimensionale Schicht parallel zu einer durch zwei orthogonal zueinanderstehende Koordinatenachsen x, y aufgespannten Ebene liegt,
c) Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen zweiten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang der in Schritt b) gegebenen ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und
d) Wiederholen der Schritte a) bis c) für weitere zweidimensionale Schichten, welche parallel zu der ersten zweidimensionalen Schicht entlang einer dritten zu den ersten beiden Koordinatenachsen x und y orthogonal stehenden Koordinatenachse z verschoben sind, wobei

₁

₂

Gemäß Anspruch 9 wird weiterhin ein Gerät zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Kernspins anzeigenden Hochfrequenz-Signalen vorgeschlagen mit einer Vorrichtung zum Präparieren der Magnetisierung der Spins mittels eines Inversionspulses, einer Vorrichtung zum Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen ersten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang einer ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und wobei diese erste zweidimensionale Schicht parallel zu einer durch zwei orthogonal zueinander stehende Koordinatenachse x, y aufgespannten Ebene liegt, einer Vorrichtung zum Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen zweiten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang der ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und einer Vorrichtung zum Wiederholen aller Schritte für weitere zweidimensionale Schichten, welche parallel zu der ersten zweidimensionalen Schicht entlang einer dritten zu den ersten beiden Koordinatenachsen x und y orthogonal stehenden Koordinatenachse z verschoben sind.
Vorteilhafterweise wird die Lage der zweidimensionalen Schichten entlang der z-Koordinatenachse durch Phasenkodierung festgelegt.
Des weiteren werden vorteilhafterweise die Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht in Richtung der x-Koordinatenachse durch Phasenkodierung festgelegt.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung werden die Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht in Richtung der y-Koordinatenachse durch Frequenzkodierung festgelegt.
Nach dem Inversionspuls kann eine Wartezeit vorgesehen sein.
Vorteilhafterweise umfasst die Aufnahme des ersten und zweiten Bildkontrasts jeweils die folgenden Schritte:

I) Anregen der Spins durch Einstrahlen eines HF-Pulses,
II) Aufnehmen von Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht durch Auslesen aller Werte entlang der y-Koordinatenachse für einen festen Wert der x-Koordinatenachse und
III) Wiederholen der Schritte I) und II) für verschiedene Werte entlang der x-Koordinatenachse.

Es kann eine Gewichtung der longitudinalen Relaxationszeit T₁ erfolgen.
Die Zeit TR zwischen zwei Inversionspulsen kann zwischen 2000 ms und 2600 ms betragen.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch ein Kernspintomographie-Gerät,
2a zeigt schematisch das Prinzip der k-Raum-Abtastung mit der 2D-Fourier-Methode,
2b zeigt schematisch das Prinzip der k-Raum-Abtastung mit der 3D-Fourier-Methode,
3 zeigt das Gradienten- und Impulsschema der FLASH-Sequenz,
4 zeigt schematisch das Prinzip der k-Raum-Abtastung,
5 zeigt schematisch die MRRAGE-Sequenz,
6 zeigt schematisch den Ablauf der Sequenz gemäß der vorliegenden Erfindung und
7 zeigt ein Ausführungsbeispiel der Sequenz gemäß der vorliegenden Erfindung.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnet-Resonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes nach dem Stand der Technik zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich des Objektes, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils des menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von ei ner Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenspulen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereichs des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer vorzugsweisen linearen Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse auf Grund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Auf Grund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert de Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie dem Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehre Bildschirme erfasst.
2 zeigt schematisch den Ablauf der Sequenz gemäß der vorliegenden Erfindung. Die Sequenz beruht hierbei auf der MPRAGE-Sequenz. Bei der MPRAGE-Sequenz wird wie bereits erläutert nach der Akquisition des HF-Signals eine Erholungszeit eingebaut. In dieser Erholungszeit ist nur noch ein minimaler Kontrast von grauer und weißer Hirnsubstanz gegeben, allerdings ist der Kontrast zwischen grauer Hirnsubstanz und CSF während dieser Erholungszeit besonders gut. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird daher während dieser Erholungszeit ein weiterer Datensatz aufgenommen, was eventuell mit höherer Bandbreite geschehen kann, um die Messung während der Erholungszeit abzuschließen. Gleichzeitig kann die standardmäßige Messung zu einem früheren Zeitpunkt statt finden, was eventuell sogar einen besseren Kontrast zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz bewirkt.
Das homogene Grundmagnetfeld wird mittels des Grundfeldmagneten 1 erzeugt. Gemäß der vorliegenden Sequenz wird somit in Schritt S1 durch einen Inversionspuls eine Magnetisierungspräparation durchgeführt. Der Inversionspuls kann hier vorteilhafterweise 180° betragen. In einem nächsten Schritt S2 ist eine Wartezeit eingebaut, um einen besseren Kontrast bzw. ein besseres SNR zu erhalten. Im nächsten Schritt S3 wird mittels der HF-Antenne 4 ein HF-Puls eingestrahlt, Idealerweise mit einem Flipwinkel α von < 90°. Durch Auslesen des HF-Signals in Schritt S4 erfolgt die Bildgebung für den ersten Kontrast, d. h. für den Kontrast zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz. Hierbei werden im k-Raum alle k_y für ein festes k_x ausgelesen. Gemäß Schritt S5 werden die Schritte S3 und S4 für verschiedene Werte von k_x wiederholt. Anschließend wird in Schritt S6 erneut mittels der HF-Antenne 4 ein HF-Puls eingestrahlt ebenfalls mit einem Flipwinkel α von < 90°. Im darauffolgenden Schritt S7 erfolgt die Bildgebung für den zweiten Kontrast, d. h. für den Kontrast zwischen grauer Hirnsubstanz und CSF. Hierfür werden erneut alle k_y für ein jeweils festes k_x ausgelesen. In Schritt S8 werden die Schritte S6 und S7 für verschiedene Werte von k_x wiederholt. In Schritt S9 schließlich werden alle Schritte der Sequenz S1 bis S7 für verschiedene Werte von k_z wiederholt. Die Kodierung entlang der Gradienten G_x, G_y und G_z erfolgt hierbei durch das Gradientenspulensystem 3, welches durch die Sequenzsteuerung 18 gesteuert wird.
7 zeigt ein Ausführungsbeispiel gemäß der Sequenz der vorliegenden Erfindung. Nach rechts ist hierbei jeweils die Zeitachse aufgetragen, in der ersten Zeile wird das Impulsschema dargestellt und in den weiteren drei Zeilen die Gradientenschemata. Zu Beginn der Sequenz erfolgt der Inversionspuls zur Magnetisierungspräparation. Nach der ersten Inversionszeit TI₁ wird mittels der HF-Antenne 4 der HF-Impuls eingestrahlt. Anschließend werden gleichzeitig die Gradientenfelder G_z, G_y und G_x durch die Sequenzsteuerung 18 zugeschaltet. Der Gradient G_z erlaubt hierbei eine Phasenkodie rung in Richtung der z-Koordinatenachse, der Gradient G_x eine Phasenkodierung entlang der x-Koordinatenachse und der Gradient G_y verursacht durch Zuschalten und anschließende Umpolung eine Aufhebung der Dephasierung der Quermagnetisierung, wodurch das Gradientenecho hervorgerufen wird. In der anschließenden Akquisitionsphase wird mittels des Gradienten G_y der k-Raum in Richtung der y-Achse ortskodiert. Der Ablauf der Sequenz vom Einstrahlen des HF-Pulses bis zum Abschluss des Auslesens des ersten Bildkontrastes wird schließlich für verschiedene Werte k_x des Gradienten G_x wiederholt. Nach einer weiteren Zeit TI₂ erfolgt das Einstrahlen des zweiten HF-Pulses mittels der HF-Antenne 4 für den zweiten Bildkontrast. In Entsprechung zur Aufnahme des ersten Bildkontrastes werden Gradienten G_z und G_x zur Phasenkodierung in x- bzw. z-Richtung durch die Sequenzsteuerung 18 zugeschaltet sowie ein Gradient G_y zur Ortskodierung entlang der y-Koordinatenachse. Die Sequenz für den zweiten Bildkontrast wird ebenfalls für verschiedene Werte von k_x wiederholt. Die Zeit TD bezeichnet hierbei die Erholungsphase in der ursprünglichen MPRAGE-Sequenz, welche gemäß der vorliegenden Erfindung nun für die Bildgebung des zweiten Kontrastes genutzt wird. Die Repetitionszeit TR zeigt die Zeit für den Durchlauf einer Sequenz, d. h. die Zeit vom Einstrahlen eines Inversionspulses bis zum Einstrahlen eines nächsten Inversionspulses. Schließlich wird die Sequenz für verschiedene Werte von k_z wiederholt.
Durch die Aufnahme eines weiteren Datensatzes mit anderem Kontrast wird nun eine zuverlässige Abgrenzung von grauer Hirnsubstanz, weißer Hirnsubstanz und CSF ermöglicht. Dies kann wahlweise durch separate Auswertung oder durch berechnete/kombinierte Bilder aus den beiden oder noch mehr Kontrasten realisiert werden durch Verarbeitung der Messdaten im Bildrechner 17.
Vorteilhaft ist hierbei, dass die Verwendung von zwei oder mehr Kontrasten die Genauigkeit von Segmentierungsverfahren erhöht. Dies bedeutet automatisch, dass man einen Schritt nä her zu einer voll-automatisierten Auswertung derartiger Datensätze gelangt, da derzeit immer noch manuelle Einlagen erforderlich sind. Vorteilhaft ist auch, dass in der Regel die Gesamtmesszeit nicht erhöht werden muss. Kombiniert man die verschiedenen Kontraste bereits während der Bildrekonstruktion mit einem geeigneten Algorithmus, so wird der Arbeitsaufwand des Benutzers nicht durch zusätzliche Bilder verändert.

Claims

Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Kernspins anzeigenden Hochfrequenz-Signalen, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst: a) Präparieren der Magnetisierung der Spins mittels eines Inversionspulses, b) Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen ersten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang einer ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und wobei diese erste zweidimensionale Schicht parallel zu einer durch zwei orthogonal zueinander stehende Koordinatenachsen x, y aufgespannten Ebene liegt, c) Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen zweiten Bildkontrast, wobei die Messdaten entlang der in Schritt b) gegebenen ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und d) Wiederholen der Schritte a) bis c) für weitere zweidimensionale Schichten, welche parallel zu der ersten zweidimensionalen Schicht entlang einer dritten zu den ersten beiden Koordinatenachsen x und y orthogonal stehenden Koordinatenachse z verschoben sind, dadurch gekennzeichnet, dass die Zeit TI₁ vom Inversionspuls bis zum Einstrahlen des HF-Pulses für den ersten Bildkontrast so gewählt ist, dass für den ersten Bildkontrast der Kontrast zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz besonders hoch ist und/oder dass die Zeit TI₂ vom Inversionspuls bis zum Einstrahlen des HF-Pulses für den zweiten Bildkontrast so gewählt ist, dass für den zweiten Bildkontrast der Kontrast zwischen grauer Hirnsubstanz und cerebrospinaler Flüssigkeit besonders hoch ist.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Lage der zweidimensionalen Schichten entlang der z-Koordinatenachse durch Phasenkodierung festgelegt wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht in Richtung der x-Koordinatenachse durch Phasenkodierung festgelegt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht in Richtung der y-Koordinatenachse durch Frequenzkodierung festgelegt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass nach dem Inversionspuls eine Wartezeit vorgesehen ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Aufnahme des ersten und zweiten Bildkonstrasts jeweils die folgenden Schritte umfasst: I) Anregen der Spins durch Einstrahlen eines HF-Pulses, II) Aufnehmen von Meßdaten entlang der zweidimensionalen Schicht durch Auslesen aller Werte entlang der y-Koordinatenachse für einen festen Wert der x-Koordinatenachse und III) Wiederholen der Schritte I) und II) für verschiedene Werte entlang der x-Koordinatenachse.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass eine Gewichtung der longitudinalen Relaxationszeit T₁ erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Zeit TR zwischen zwei Inversionspulsen zwischen 2000 ms und 2600 ms beträgt.
Gerät zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Kernspins anzeigenden Hochfrequenz-Signalen, mit einer Vorrichtung zum Präparieren der Magnetisierung der Spins mittels eines Inversionspulses, einer Vorrichtung zum Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen ersten Bildkontrast, wobei die Meßdaten entlang einer ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und wobei diese erste zweidimensionale Schicht parallel zu einer durch zwei orthogonal zueinander stehende Koordinatenachsen x, y aufgespannten Ebene liegt, einer Vorrichtung zum Durchführen mehrerer Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals für einen zweiten Bildkontrast, wobei die Meßdaten entlang der ersten zweidimensionalen Schicht aufgenommen werden und einer Vorrichtung zum Wiederholen aller Schritte für weitere zweidimensionale Schichten, welche parallel zu der ersten zweidimensionalen Schicht entlang einer dritten, zu den ersten beiden Koordinatenachsen x und y orthogonal stehenden Koordinatenachse z verschoben sind, dadurch gekennzeichnet, dass die Zeit TI₁ vom Inversionspuls bis zum Einstrahlen des HF-Pulses für den ersten Bildkontrast so gewählt ist, dass für den ersten Bildkontrast der Kontrast zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz besonders hoch ist und/oder dass die Zeit TI₂ vom Inversionspuls bis zum Einstrahlen des HF-Pulses für den zweiten Bildkontrast so gewählt ist, dass für den zweiten Bildkontrast der Kontrast zwischen grauer Hirnsubstanz und cerebrospinaler Flüssigkeit besonders hoch ist.
Gerät nach Anspruch 9, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zur Festlegung der Lage der zweidimensionalen Schichten entlang der z-Koordinatenachse durch Phasenkodierung.
Gerät nach Anspruch 9 oder 10, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zur Festlegung der Lage der Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht in Richtung der x-Koordinatenachse durch Phasenkodierung.
Gerät nach einem der Ansprüche 9 bis 11, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zur Festlegung der Lage der Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht in Richtung der y-Koordinatenachse durch Frequenzkodierung.
Gerät nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass nach dem Inversionspuls eine Wartezeit vorgesehen ist.
Gerät nach einem der Ansprüche 9 bis 13, gekennzeichnet durch die Aufnahme des ersten und zweiten Bildkonstrasts jeweils mit I) einer Vorrichtung zum Anregen der Spins durch Einstrahlen eines HF-Pulses, II) einer Vorrichtung zum Aufnehmen von Messdaten entlang der zweidimensionalen Schicht durch Auslesen aller Werte entlang der y-Koordinatenachse für einen festen Wert der x-Koordinatenachse und III) einer Vorrichtung zum Wiederholen der Schritte I) und II) für verschiedene Werte entlang der x-Koordinatenachse.
Gerät nach einem der Ansprüche 9 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass eine Gewichtung der longitudinalen Relaxationszeit T₁ erfolgt.
Gerät nach einem der Ansprüche 9 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Zeit TR zwischen zwei Inversionspulsen zwischen 2000 ms und 2600 ms beträgt.