DE102015107347A1

DE102015107347A1 - Ein magnetresonanztomographie-verfahren mit asymmetrischer radialer akquisition von k-raum-daten

Info

Publication number: DE102015107347A1
Application number: DE102015107347.1A
Authority: DE
Inventors: Oliver Bieri; Grzegorz Bauman
Original assignee: Universitaetsspital Basel USB
Current assignee: Universitaetsspital Basel USB
Priority date: 2015-05-11
Filing date: 2015-05-11
Publication date: 2016-11-17
Also published as: US10209331B2; US20160334488A1

Abstract

Ein Magnetresonanztomographie-(MRT)-Verfahren wird zur Verfügung gestellt, in welchem eine Probe (5) einer Gradientenecho-Bildgebungssequenz mit einer Vielzahl von grundlegenden Sequenzelementen (12) unterzogen wird, von welchen jedes davon einen Radiofrequenz-(RF)-Puls, mindestens ein frequenzkodierendes Gradientenmoment kx zur Erzeugung eines Magnetresonanz-(MR)-Signals, mindestens ein erstes phasenkodierendes Gradientenmoment ky zur Phasenkodierung des MR-Signals und eine Datenakquisitionsperiode während der k-Raum-Daten erfasst werden, welche das MR-Signal reflektieren, aufweist. Das frequenzkodierende Gradientenmoment kx und das erste phasenkodierende Gradientenmoment ky werden derart während der Datenakquisitionsperiode von jedem grundlegenden Sequenzelement (12) angelegt, dass die k-Raum-Daten in einer radialen Richtung und asymmetrisch bezüglich dem Zentrum des k-Raums in der Richtung von der Peripherie in Richtung des Zentrums des k-Raums hin erfasst werden.

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Magnetresonanztomographie-(MRT)-Verfahren, in welchem eine Probe einer Gradientenecho-Bildgebungssequenz mit asymmetrischer radialer Akquisition von k-Raum-Daten unterzogen wird. Die vorliegende Erfindung betrifft ebenfalls ein MRT-System, welches dazu ausgebildet ist, solch ein MRT-Verfahren durchzuführen, wie auch ein Computerprogramm zur Steuerung eines MRT-Systems, wobei das Computerprogramm ausführbare Instruktionen aufweist, um solch ein MRT-Verfahren durchzuführen.
STAND DER TECHNIK
Magnetresonanztomographie (MRT) ist eine bekannte medizinische Bildgebungstechnik, welche eine sehr detaillierte Visualisierung von internen Strukturen vom menschlichen (und tierischen) Körper erlaubt.
Mit Gradientenecho-Sequenzen, welche in der MRT weitverbreitet sind, werden die Kernspins einer Probe mittels eines Radiofrequenz-(RF)-Pulses um weniger als 90° angeregt. Magnetgradientenfelder werden dann dazu verwendet, die transversale Magnetisierung der angeregten Kernspins zu dephasieren und zu refokussieren.
Eine Gradientenecho-Sequenz, welche oftmals für die Zwecke einer schnellen Bildgebung verwendet wird, ist balancierte Steady-State Free Precission (balancierte SSFP). Mit der balancierten SSFP, welche auch unter dem Akronym TrueFISP (für „true fast imaging with steady-state precession”) bekannt ist, ist es der Magnetisierung erlaubt, eine konstante Phase innerhalb jedes Repetitionszeit-(TR)-Intervalls zu akkumulieren, indem die transversale Magnetisierung zwischen nachfolgenden RF-Pulsen, d. h. innerhalb jedem TR, vollständig rephasiert wird. Demzufolge zeigt die balancierte SSFP eine gemischte T2/T1-Gewichtung, was ein helles Flüssigkeitssignal und im Vergleich zu inkohärenten SSFP-Pulssequenzen, wie beispielsweise das spoiled-Gradientenecho (SPGR), ein insgesamt verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis (SRV) bietet. Die balancierte SSFP-Bildgebung wurde in den vergangenen zwei Jahrzehnten zunehmend beliebter in Anwendungen, wo eine schnelle Daten-Akquisition benötigt wird, z. B. für die Herzbildgebung, native Magnetresonanzangiographie, oder thorakale Bildgebung, bleibt aber sogar für die aktuellen MRT-Systeme des Standes der Technik herausfordernd, da für konstante Phasenverläufe alle Gradientenmomente innerhalb jedem TR perfekt balanciert sein müssen. Folglich ist die balancierte SSFP-Bildgebung anfällig für jegliche Quellen von Imperfektionen, wie beispielsweise Wirbelströme, welche das perfekt balancierte Gradientenschema stören.
Balancierte SSFP-Bildgebung zeigt gleichermassen eine ausgeprägte Empfindlichkeit gegenüber Off-Resonanzen, was zu einer periodischen Modulation des Steady-States mit Signalregionen von hoher Intensität, oftmals als „Durchlassbereich”-Regionen und sogenannte „Sperrbereiche” oder „Bandartefakte” bezeichnet, wo das Signal nahe auf Null geht, führt. Somit wird die Bildgebung von Gewebe mit grossen Suszeptibilitätsvariationen (z. B. Lungenparenchym, Knochengewebe, Knorpelgewebe) zu einer Herausforderung und benötigt einen angemessenen Feldabgleich, um eine ausgezeichnete Hauptmagnetfeld-Homogenität zu erreichen. Alternativ können Bandartefakte durch Verkürzung des TRs wirksam abgeschwächt werden, was erst mit der Einführung von sehr schnellen, starken und präzisen Gradienten-Systemen möglich wurde. Kürzlich wurde gezeigt, dass das TR von kartesischer balancierter SSFP-Bildgebung nahe an etwa 1 ms auf einem typischen Ganzkörper-MRT-System geschoben werden kann, was artefaktfreie Brustkorb-Bildgebung bei 1.5 T verfügbar macht (Bieri O. Ultra-fast steady state free precession and its application to in vivo (1) H morphological and functional lung imaging at 1.5 Tesla. Magn Reson Med. 2013 Jun 28. doi: 10.1002/mrm.24858). Eine der wesentlichen Einschränkungen von gegenwärtigen kartesischen Abtastungsschemas ist allerdings ihre inhärente Empfindlichkeit gegenüber Bewegung, was zu verschobenen Kopien („Ghosting-Artefakte”) des Objekts entlang der Phasenkodierrichtung führt.
Eine mögliche Strategie zur Abschwächung der Bewegungsempfindlichkeit ist die Verwendung von nicht-kartesischen Kodierschemas, so wie die Akquisition von k-Raum-Daten in radialen Richtungen (Crémillieux Y, Briguet A, Deguin A. Projection-reconstruction methods: fast imaging sequences and data processing. Magn Reson Med 1994; 32: 23–32, Rasche V, de Boer RW, Holz D, Proksa R. Continuous radial data acquisition for dynamic MRI. Magn Reson Med. 1995 Nov; 34(5): 754–61). Mit radialer Akquisition werden die Daten entlang einer Mehrzahl von rotierenden radialen Speichen im k-Raum erfasst. Hier wird das k-Raum-Zentrum bei jedem TR erfasst, und überlappende radiale Speichen haben einen starken Bewegungsausgleichseffekt. Die verbleibende Signalenergie, welche durch die Bewegung des Patienten erzeugt wird, verbreitet sich in Form von Artefaktstreifen, welche von der bewegungsbetroffenen Region ausstrahlen, über das Bild, was üblicherweise nur einen schwachen Effekt auf die Bildqualität hat. Zusätzlich ist die radiale Bildgebung aufgrund der häufigen Abtastung des k-Raum-Zentrums auch für zeitaufgelöste Rekonstruktionen (Barger AV, Block WF, Toropov Y, Grist TM, Mistretta CA. Time-resolved contrast-enhanced imaging with isotropic resolution and broad coverage using an undersampled 3D projection trajectory. Magn Reson Med 2002; 48: 297–305, Winkelmann S, Schaeffter T, Koehler T, Eggers H, Doessel O. An optimal radial profile order based on the Golden Ratio for time-resolved MRI. IEEE Trans Med Imaging. 2007 Jan; 26(1): 68–76, Bauman G, Johnson KM, Bell LC, Velikina JV, Samsonov AA, Nagle SK, Fain SB. Three-dimensional pulmonary perfusion MRI with radial ultrashort echo time and spatial-temporal constrained reconstruction. Magn Reson Med. 2015 Feb; 73(2): 555–64) sehr geeignet.
Ähnlich wie bei der kartesischen MRT wird die Abtastdichte von einem vollständig abgetasteten radialen Datensatz durch die Nyquist-Grenze bestimmt, und eine Unterabtastung wird somit zu Artefaktstreifen im Bild führen. Allerdings ist radiale Bildgebung aufgrund von räumlichen Inkohärenzen der unterabgetasteten Artefakte für die Anwendung des hoch entwickelten Rekonstruktionsansatzes wie Compressed Sensing (Candes EJ. Compressive sampling. Madrid, Spain: Intl Congress of Mathematicians; 2006, Lustig M, Donoho D, Pauly JM. Sparse MRI: the application of compressed sensing for rapid MR imaging. Magn Reson Med 2007; 58: 1182–1195) gut geeignet. Dennoch haben radiale Trajektorien infolge einer weniger effizienten k-Raum-Abdeckung höhere Anforderungen an die Abtastung als kartesische Verfahren. Dies wird insbesondere für die dreidimensionale (3D) Bildgebung kritisch, wo die radiale Bildgebung zu verlängerten Akquisitionszeiten führt. Hier stellt die Verwendung eines 3D Stack-of-Stars Abtastschemas eine interessante Alternative dar (Peters DC, Korosec FR, Grist TM, Block WF, Holden JE, Vigen KK, Mistretta CA. Undersampled projection reconstruction applied to MR angiography. Magn Reson Med. 2000 Jan; 43(1): 91–101, Wu Y, Korosec FR, Mistretta CA, and Wieben O. CE-MRA of the lower extremities using HYPR stack-of-stars. J Magn Reson Imaging 2009; 29: 917–923). Dieser Ansatz kombiniert zweidimensionale (2D) radiale Abtastung in der Ebene und kartesische Kodierung entlang der dritten Dimension, was zeiteffizienter ist als eine vollständige 3D radiale Abdeckung, d. h. die Akquisition eines 3D-Sterns von Daten, welche durch radiale Speichen im k-Raum gebildet werden.
Obwohl die radiale Daten-Akquisition konzeptionell seit den frühesten Zeiten der MRT bekannt ist, ist ihre Anwendung in der klinischen Umgebung aufgrund von technischen Herausforderungen immer noch beschränkt. Eine wesentliche Ursache stellt die richtige Datenrekonstruktion in Gegenwart von auch nur kleinen Abweichungen der nominellen k-Raum-Trajektorie, z. B. verursacht durch Gradientensystem-Imperfektionen wie Wirbelströme oder Erwärmungseffekte und interne Synchronisationsfehler, dar. Im Allgemeinen führt jegliche Abweichung zwischen der nominellen und tatsächlichen k-Raum-Trajektorie zu Dateninkonsistenzen, d. h. senkrechter und paralleler Offset des zentralen k-Raum-Punktes bezüglich des k-Raum-Zentrums, was sich im Bild als erhöhtes diffuses Hintergrundrauschen („Smear”-Artefakte oder „Halo-Effekt”) bemerkbar macht. Dieser Effekt wird insbesondere für Halb-Echo von innen nach aussen gerichteten Akquisitionsschemas, wie beispielsweise ultrakurze Echo-Zeiten (UTE) SPGR Sequenzen (Johnson KM, Fain SB, Schiebler ML, Nagle S. Optimized 3D ultrashort echo time pulmonary MRI. Magn Reson Med 2013; 70: 1241–1250, Togao O, Tsuji R, Ohno Y, Dimitrov I, Takahashi M. Ultrashort echo time (UTE) MRI of the lung: assessment of tissue density in the lung parenchyma. Magn Reson Med 2010; 64: 1491–1498) prominent, wo Datenabtastung direkt im k-Raum-Zentrum beginnt, so dass die Daten in radialen Richtungen vom Zentrum aus in Richtung der Peripherie des k-Raums akquiriert werden. Für UTE-Sequenzen betrifft der wesentliche methodische Vorteil der Halb-Echo Akquisitionsschemas die erhebliche Verkürzung der Echo-Zeit (TE), wohingegen es für balancierte SSFP ein verkürztes TR und somit eine Reduktion der Bandartefakte anbieten würde. Leider ist die von innen nach aussen gerichtete halb-radiale Abtastung in Kombination mit balancierter SSFP-Bildgebung insbesondere von den vorgängig erwähnten MRT-System-Imperfektionen betroffen.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Magnetresonanztomographie-(MRT)-Verfahren anzugeben, welches eine robuste radiale Akquisition von k-Raum-Daten erlaubt, ohne anfällig für Imperfektionen des MRT-Systems zu sein.
Diese Aufgabe wird durch ein MRT-Verfahren, wie es in Anspruch 1 beansprucht wird, gelöst. Weitere Ausführungsformen des Verfahrens sind in den abhängigen Ansprüchen 2 bis 10 angegeben. Ein MRT-System und ein Computerprogramm, welche beide dazu ausgebildet sind, solch ein Verfahren durchzuführen, werden in den Ansprüchen 11 bzw. 12 beansprucht.
Die vorliegende Erfindung stellt ein MRT-Verfahren zur Verfügung, in welchem eine Probe einer Gradientenecho-Bildgebungssequenz mit einer Vielzahl von grundlegenden Sequenzelementen unterzogen wird, von welchen jedes aufweist
einen Radiofrequenz-(RF)-Puls und mindestens ein frequenzkodierendes Gradientenmoment k_x zur Erzeugung eines Magnetresonanz-(MR)-Signals;
mindestens ein erstes phasenkodierendes Gradientenmoment k_y zur Phasenkodierung des MR-Signals; und
eine Datenakquisitionsperiode, während welcher k-Raum-Daten erfasst werden, welche das MR-Signal reflektieren.
Das frequenzkodierende Gradientenmoment k_x und das erste phasenkodierende Gradientenmoment k_y werden derart während der Datenakquisitionsperiode von jedem grundlegenden Sequenzelement angelegt, dass die k-Raum-Daten in radialer Richtung und asymmetrisch bezüglich dem Zentrum des k-Raums akquiriert werden. Die k-Raum-Daten werden in der Richtung von der Peripherie zum Zentrum des k-Raums hin akquiriert.
Durch radiale Akquisition der k-Raum-Daten von der Peripherie zum Zentrum des k-Raums hin, d. h. durch Anlegen eines von aussen nach innen gerichteten asymmetrischen radialen Akquisitionsschemas, wird die Genauigkeit der Trajektorie in der Region des k-Raum-Zentrums deutlich verbessert, was zu einer allgemein verbesserten Signal-Homogenität im endgültigen Bild führt. Im Bildraum werden Artefakte aufgrund von Kalibrierungsfehler der Datenakquisitionstrajektorien von niedrigeren räumlichen Bildfrequenzen zu höheren räumlichen Bildfrequenzen verschoben, so dass sie deutlich weniger prominent im erhaltenen Bild erscheinen. Hintergrundrauschen in Form von „Smear”-Artefakten oder von „Halo-Effekten” sind deutlich weniger ausgeprägt mit einer von aussen nach innen gerichteten Datenakquisitionstrajektorie im Vergleich zu einer konventionellen von innen nach aussen gerichteten Trajektorie.
Die Probe ist üblicherweise ein lebendiger oder toter menschlicher Körper, natürlich kann aber auch ein lebendiger oder toter tierischer Körper oder irgendeine andere Art von Probe als Probe genommen werden. Aufgrund der üblichen Bewegungsempfindlichkeit der Gradientenecho-Bildgebungssequenz ist eine stabile Befestigung der Probe während der Datenakquisition bevorzugt. Das Verfahren wird vorzugsweise für thorakale, insbesondere pulmonale Anwendungen verwendet. Es kann allerdings auch für die kardiale, Muskelskelett-, Knochen-, Knorpelgewebe-, Brustkorb- oder Hirn-Bildgebung verwendet werden.
Der Begriff k-Raum ist in der MRT weitverbreitet und dem Fachmann gut bekannt und definiert den räumlichen Frequenzbereich der gemessenen Bilddaten im Gegensatz zum Bildraum, welcher mit dem k-Raum mittels einer (inversen) Fourier-Transformation in Beziehung steht. Eine Akquisition von k-Raum-Daten in der Richtung der Peripherie des k-Raums zum Zentrum des k-Raums hin bedeutet, dass MR-Signale, welche zu hohen Raumfrequenzen des rekonstruierten Bildes beitragen, vor MR-Signalen, welche zu niedrigen Raumfrequenzen beitragen, erfasst werden.
In der Gradientenecho-Sequenz werden das frequenzkodierende Gradientenmoment k_x und das erste phasenkodierende Gradientenmoment k_y üblicherweise jeweils im Laufe eines jeden grundlegenden Sequenzelementes umgedreht, so dass die transversale Magnetisierung zuerst dephasiert und dann rephasiert wird, um ein MR-Echo bei einer Echo-Zeit TE zu bilden. Die Gradientenecho-Sequenz kann eine spoiled-Gradientenecho-Sequenz (SPGR) oder, was bevorzugt ist, eine Steady-State Free Precission (SSFP) Sequenz, insbesondere eine balancierte SSFP Sequenz, sein.
Das Messprinzip von SPGR-Sequenzen, welche je nach Hersteller des MRT-Systems auch unter den Ausdrücken FLASH oder T₁-FFE bekannt sind, ist üblicherweise durch das Anlegen einer Serie von aufeinanderfolgenden Radiofrequenz-(RF)-Pulsen charakterisiert, mit einem Repetitionszeit-Intervall TR zwischen jeweils zwei aufeinanderfolgenden RF-Pulsen, welches kürzer als oder in derselben Grössenordnung wie die transversale Relaxationszeit T₂ der zu messenden Probe ist. Jeder dieser RF-Pulse gehört zu einem grundlegenden Sequenzelement. Um die Signale von vorhergehenden RF-Anregungen zu unterdrücken, wird ein dephasierendes Gradientenmoment üblicherweise in Frequenzkodier- (auch Readout genannt), Phasenkodier- und/oder Schichtselektionsrichtung vor jedem RF-Puls angelegt. RF-Spoiling kann zusätzlich angewendet werden, um MR-Signale von vorhergehenden Anregungen zu unterdrücken. Phasenkodierende Gradientenmomente k_y, welche normalerweise in den grundlegenden Sequenzelementen der SPGR-Sequenz angelegt werden, um eine komplette räumliche Rekonstruktion des Bildes zu ermöglichen, werden üblicherweise vor der nächsten RF-Anregung im nachfolgenden grundlegenden Sequenzelement umgedreht.
Eine grosse Anzahl von balancierten und unbalancierten SSFP-Bildgebungstechniken wurde bisher beschrieben (z. B. siehe Bernstein MA, King KF, Zhou XJ. Handbook of MRI Pulse Sequences: Elsevier Academic Press; 2004), welche in dem vorgeschlagenen Verfahren verwendet werden können. SSFP-Bildgebungstechniken basieren im Allgemeinen auf einer Gradientenecho-MRT-Sequenz, welche eine Repetitionszeit TR zwischen aufeinanderfolgenden RF-Pulsen hat, welche typischerweise viel kürzer als die transversale Relaxationszeit T₂ der Probe ist. Ein gemeinsames Merkmal der SSFP-Sequenzen ist deren gemischter T₂/T₁-Bildgebungskontrast, was eine natürliche Konsequenz der Kurzpuls-Repetitionszeit (TR) ist.
In balancierten SSFP-Sequenzen werden die Kernspins, welche das Auftreten von transversaler Magnetisierung verursachen, mittels reversierten Gradienten, welche entlang allen räumlichen Richtungen angelegt werden, innerhalb von jedem grundlegenden Sequenzelement oder, in anderen Worten, innerhalb jedes TR-Intervalls, komplett rephasiert. Somit wird in balancierten SSFP-Sequenzen der Beitrag der verbleibenden transversalen Magnetisierung von vorhergehenden RF-Anregungen an das MR-Signal maximiert.
Die Verwendung einer balancierten SSFP-Sequenz als die Gradientenecho-Sequenz ist besonders vorteilhaft, weil die Signalintensität des erfassten MR-Signals mit balancierter SSFP gegen das Ende der Akquisitionsperiode in jedem grundlegenden Sequenzelement immer noch hoch ist. Bei der Datenakquisition in der Region des k-Raum-Zentrums mittels des angegebenen Verfahrens verringert sich die Signalintensität während der Akquisitionsperiode somit nicht. Im Gegensatz dazu verringert sich bei den meisten anderen Gradientenecho-Sequenzen die Signal-Intensität des MR-Signals deutlich gegen Ende der Akquisitionsperiode.
Vorzugsweise werden die k-Raum-Daten im k-Raum in Form eines Sterns, insbesondere in Form eines gleichmässigen Sterns, durch die Vielzahl von grundlegenden Sequenzelementen akquiriert. Üblicherweise wird eine einzelne radiale Speiche von k-Raum-Daten durch jedes grundlegende Sequenzelement erfasst. Von grundlegendem Sequenzelement zu grundlegendem Sequenzelement, d. h. von TR-Intervall zu TR-Intervall, wird die Winkelrichtung der radialen Speiche vorzugsweise um ein bestimmtes Winkelinkrement um das k-Raum-Zentrum herum gedreht, bis eine Stern-ähnliche k-Raum Abdeckung erhalten wird. Der Stern kann zweidimensional oder dreidimensional sein.
Die Gradientenecho-Bildgebungssequenz kann derart angelegt werden, dass zweidimensionale (2D) k-Raum-Daten akquiriert werden. Die Sequenz kann auch derart angelegt werden, dass dreidimensionale (3D), d. h. volumetrische k-Raum-Daten akquiriert werden. Die Akquisition von zweidimensionalen Mehrschichtbildern ist auch möglich.
Falls 3D k-Raum-Daten erfasst werden, ist der RF-Puls vorzugsweise ein nicht-schichtselektiver RF-Puls und das grundlegende Sequenzelement umfasst zusätzlich mindestens ein zweites phasenkodierendes Gradientenmoment k_z für die Phasenkodierung des MR-Signals in einer Richtung senkrecht zum frequenzkodierenden Gradienten k_x und senkrecht zum ersten phasenkodierenden Gradientenmoment k_y im k-Raum.
Im Falle einer 3D-Datenakquisition werden die k-Raum-Daten vorzugsweise in Form von aufeinanderfolgenden radialen Ebenen durch die Vielzahl von grundlegenden Sequenzelementen akquiriert, was zu einer zylindrischen k-Raum Abdeckung führt. Jede dieser radialen Ebenen ist derart im k-Raum orientiert, dass sich ihre Oberflächennormale parallel zu einer Ebene, welche durch die k_x- und k_y-Achsen aufgespannt wird, erstreckt. Diese mehreren Ebenen erstrecken sich bezüglich der k_x-k_y-Ebene vom k-Raum-Zentrum radial nach aussen und unterscheiden sich in ihren jeweiligen Positionen um ein bestimmtes Winkelinkrement, welches ein konstantes oder veränderliches Inkrement sein kann.
Um abruptes und schnelles Schalten von kodierenden Gradienten, was zu Wirbelströmen führt, zu verhindern, ist es bevorzugt, die aufeinanderfolgenden radialen Ebenen der k-Raum-Daten in alternierenden Richtungen entlang der Richtung des zweiten phasenkodierenden Gradientenmomentes k_z zu akquirieren. Somit wird für die Akquisition der 3D k-Raum-Daten vorzugsweise ein „Zickzack”-Abtastungsmuster entlang der k_z-Richtung in Kombination mit kleinen Winkelinkrementen angewandt.
Vorzugsweise, um ein hohes SRV zu erzielen und Bandartefakte zu reduzieren, ist die Repetitionszeit TR, welche zwei RF-Pulse von zwei aufeinanderfolgenden grundlegenden Sequenzelementen separiert, weniger als 3 ms, vorzugsweise weniger als 2 ms. Aufgrund des von innen nach aussen gerichteten Abtastungsschemas ist das Verhältnis der Echo-Zeit TE, bei welcher die k-Raum-Daten am Zentrum vom k-Raum nach jedem RF-Puls erfasst werden, zur Repetitionszeit TR, d. h. TE/TR, mindestens 0.5.
Zusätzlich wird ein Magnetresonanztomographie-(MRT)-System zur Verfügung gestellt, welches dazu ausgebildet ist, das angegebene MRT-Verfahren durchzuführen. Üblicherweise weist ein solches MRT-System mindestens auf
einen Hauptmagneten zur Erzeugung eines Haupt-, insbesondere statischen Magnetfeldes B₀ an einem Ort einer Probe, welche abgebildet werden soll, damit die Kernspins der Probe mindestens teilweise ausgerichtet werden;
ein Anregungsmodul oder -vorrichtung zum Anlegen einer Sequenz von Radiofrequenz-(RF)-Pulsen an die Probe, um die Kernspins der Probe wiederholend anzuregen;
ein Gradientenmodul oder -system zur Erzeugung von temporären Magnetgradientenfeldern an einem Ort der Probe;
ein Akquisitionsmodul oder -Vorrichtung, insbesondere ein Bildakquisitionsmodul oder -vorrichtung, zur Erfassung der Magnetresonanz-(MR)-Signale, welche von den angeregten Kernspins der Probe erzeugt werden; und
ein Steuermodul, welches dazu ausgebildet ist, das Anregungsmodul, das Gradientenmodul und das Akquisitionsmodul so zu steuern, dass das angegebene MRT-Verfahren durchgeführt wird.
Es ist bevorzugt, dass das Magnetfeld B₀, welches durch den Hauptmagneten erzeugt wird, zumindest im Bereich der Probe im Wesentlichen uniform ist. Die Stärke des Magnetfeldes, welches durch den Hauptmagneten erzeugt wird, ist bevorzugt grösser als 0.5 Tesla, noch bevorzugter grösser als 1 Tesla, sogar noch bevorzugter grösser als 2 Tesla und am meisten bevorzugt grösser als 5 Tesla. Mit einem stärkeren Magnetfeld kann ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis erreicht werden, allerdings werden auch Bild-Artefakte ausgeprägter.
Das MRT-System weist vorzugsweise auch ein Bild-Rekonstruktionsmodul zur Rekonstruktion von Bildern basierend auf den akquirierten k-Raum-Daten auf.
Zudem wird ein Computerprogramm, vorzugsweise auf einer computerlesbaren Speichervorrichtung gespeichert, zur Verfügung gestellt, um ein Magnetresonanztomographie-(MRT)-System wie beschrieben zu steuern. Das Computerprogramm weist mindestens ausführbare Instruktionen auf, um eine Gradientenecho-Bildgebungssequenz derart am MRT-System anzulegen, dass k-Raum-Daten asymmetrisch in einer radialen Richtung von der Peripherie zum Zentrum des k-Raums hin akquiriert werden, d. h. um ein Verfahren wie angegeben durchzuführen.
Wenn es auf einem Prozessor eines MRT-Systems oder auf einem Prozessor, welcher mit einem MRT-System verbunden ist, ausgeführt wird, führt das Computerprogramm somit zentrale Teile des oben beschriebenen Verfahrens durch. Das Computerprogramm wird üblicherweise als ein Code-Element eines Computerprogramms realisiert, welches computerimplementierte Instruktionen aufweist, um einen Prozessor zu veranlassen, ein bestimmtes Verfahren durchzuführen. Es kann in jeglicher geeigneter Form bereitgestellt werden, einschliesslich Quellcode oder Objektcode. Insbesondere kann es auf einem computerlesbaren Medium gespeichert oder in einem Datenfluss eingebettet sein. Der Datenfluss kann durch ein Netzwerk wie das Internet zugänglich sein.
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung werden im Folgenden anhand der Zeichnungen beschrieben, die lediglich zur Erläuterung dienen und nicht einschränkend auszulegen sind. In den Zeichnungen zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines MRT-Systems zur Durchführung des erfindungsgemässen Verfahrens gemäss einer ersten Ausführungsform;
2 eine schematische Darstellung einer 2D von innen nach aussen gerichteten Halb-Echo radialen k-Raum-Datenakquisition gemäss dem Stand der Technik;
3 eine schematische Darstellung einer 2D von aussen nach innen gerichteten Halb-Echo radialen k-Raum-Datenakquisition gemäss einer beispielhaften erfinderischen Ausführungsform;
4 eine schematische Darstellung einer 3D von aussen nach innen gerichteten Halb-Echo radialen k-Raum-Datenakquisition gemäss einer anderen beispielhaften erfinderischen Ausführungsform;
5 ein grundlegendes Sequenzelement der Gradientenecho-Sequenz des erfinderischen MRT-Verfahrens;
6 die Ergebnisse von Phantom-Scans, welche mit 2D radialer Bildgebung in koronaler Ansicht (obere Reihe) und mit 3D Stack-of-Stars Bildgebung (untere Reihe) in koronaler und axialer Ansicht durchgeführt wurden. (a, b) Vollständig symmetrische radiale Abtastung. (c, d) Von innen nach aussen gerichtete Halb-Echo radiale Abtastung. (e, f) TrueStar, d. h. von aussen nach innen gerichtete halb-radiale, Abtastung; und
7 veranschaulichende native Brustkorb-Bilder, welche von einem gesunden Freiwilligen bei angehaltenem Atem bei 1.5 T in koronaler Ansicht (obere Reihe) und mit 3D Stack-of-Stars Bildgebung (untere Reihe) in koronaler und axialer Ansicht erhalten wurden. (a, b) Vollständig symmetrische radiale Abtastung. (c, d) Von innen nach aussen gerichtete Halb-Echo radiale Abtastung. (e, f) TrueSTAR, d. h. von aussen nach innen gerichtete halb-radiale, Abtastung.
BESCHREIBUNG BEVORZUGTER AUSFÜHRUNGSFORMEN
In 1 wird ein beispielhaftes MRT-System gezeigt, welches dazu dient, das erfindungsgemässe Verfahren durchzuführen, in welchem eine Probe 5, beispielsweise ein lebendiger oder toter menschlicher oder tierischer Körper, einer Gradientenecho-Bildgebungssequenz mit asymmetrisch radialer Akquisition von k-Raum-Daten unterzogen wird.
Das MRT-System weist einen Hauptmagneten 1 zur Erzeugung eines Hauptmagnetfeldes B₀ auf. Der Hauptmagnet 1 hat üblicherweise die wesentliche Form eines Hohlzylinders mit einer horizontalen Bohrung. Innerhalb der Bohrung des Hauptmagneten 1 ist ein Magnetfeld vorhanden, welches zumindest in der Region des Isozentrums 6 des Hauptmagneten 1 im Wesentlichen uniform ist. Der Hauptmagnet 1 dient dazu, die Kernspins einer Probe 5, welche in der Bohrung angeordnet ist, zumindest teilweise auszurichten. Natürlich muss der Magnet 1 nicht zwangsläufig zylinderförmig sein, sondern kann zum Beispiel auch eine C-Form haben.
Die Probe 5 ist derart auf einem beweglichen Tisch 4 in der Bohrung des Hauptmagneten 1 angeordnet, dass der Teil der Probe 5, welcher durch das erfinderische Verfahren abgebildet werden soll, in der Region des Isozentrums 6 des Magneten 1 angeordnet ist. Im vorliegenden Beispiel gemäss 1 wird menschliches Lungenparenchym untersucht. Um Bewegungsartefakte zu verhindern, ist die Probe 5, d. h. ein Patient, während der Datenakquisition mittels einer zugehörigen Fixierung (nicht dargestellt) immobilisiert. Um Bewegungsartefakte aufgrund von Zwerchfellbewegungen zu verhindern, wird der Patient instruiert, seinen Atem während der gesamten Bildakquisition anzuhalten.
Der Hauptmagnet 1 hat eine z-Achse 9, welche mit der zentralen Längsachse zusammenfällt, welche durch die zylindrische Form des Magneten 1 definiert wird. Zusammen mit einer x-Achse 7 und einer y-Achse 8, welche sich bezüglich der z-Achse 9 jeweils in zueinander senkrechten Richtungen erstrecken, definiert die z-Achse 9 ein kartesisches Koordinatensystem des MRT-Systems, welches seinen Ursprung im Isozentrum des Magneten 1 hat.
Um ein Magnetfeld zu erzeugen, welches sich in der Richtung der x-Achse 7, der y-Achse 8 und/oder der z-Achse 9 linear verändert, weist das MRT-System ein Gradientensystem 2 mit mehreren Spulen zur Erzeugung dieser veränderlichen Magnetfelder auf. Eine Radiofrequenz-(RF)-Spule 3 ist zur Erzeugung eines Übertragungsfeldes B₁ vorgesehen, um die Kernspins der Probe 5 mittels RF-Pulsen wiederholend anzuregen. Die RF-Spule 3 ist zusätzlich mit einem Empfänger zum Empfangen von MR-Signalen, welche von der RF-Spule gemessen werden, verbunden. Beide, der RF-Sender und der Empfänger werden von einer zentralen Steuereinheit gesteuert.
Der Empfänger, welcher zusammen mit der RF-Spule 3 ein Akquisitionsmodul bildet, ist mit einer Rekonstruktionseinheit verbunden, in welcher die erfassten MR-Signale zu Bildern rekonstruiert werden. Die Bilder werden von der Rekonstruktionseinheit an eine Benutzeroberfläche 10, üblicherweise durch einen handelsüblichen Personal Computer realisiert, gesendet, in welcher die Bilder weiterverarbeitet werden.
Die 2 zeigt ein 2D von innen nach aussen gerichtetes radiales Abstastungsschema gemäss dem Stand der Technik. Mit diesem Abtastungsschema wird Datenakquisition mittels einer handelsüblichen Gradientenecho-Sequenz in Richtung vom Zentrum zur Peripherie des k-Raums hin durchgeführt. Die Gradientenecho-Sequenz weist eine Vielzahl von grundlegenden Sequenzelementen auf, wobei in jeder von diesen eine radiale Speiche a, b, c, d, etc. akquiriert wird. Die radialen Speichen a, b, c, d von aufeinanderfolgenden grundlegenden Sequenzelementen 12 unterscheiden sich durch ein gewisses Winkelinkrement voneinander. Durch die Vielzahl der grundlegenden Sequenzelementen 12 der Gradientenecho-Sequenz wird eine Stern-ähnliche k-Raum Abdeckung für die erfassten Daten erzielt, wie es in 2 gezeigt ist.
Mit solch einem von innen nach aussen gerichteten radialen Akquisitionsschema, wie es in 2 gezeigt ist, wird allerdings ein erhöhtes diffuses Hintergrundrauschen („Smear”-Artefakte oder „Halo-Effekt”) in den endgültigen Bildern beobachtet, verursacht durch Imperfektionen des MRT-Systems, insbesondere wenn eine balancierte SSFP-Bildgebungssequenz angelegt wird.
In 3 wird ein von aussen nach innen gerichtetes radiales Halb-Echo Abtastungsschema gemäss der Erfindung dargestellt. Im Gegensatz zu dem Abtastungsschema wie es in 2 gezeigt ist, werden k-Raum-Daten in radialen Richtungen von der Peripherie zum Zentrum des k-Raums hin akquiriert. Mit diesem von aussen nach innen gerichteten Abtastungsschema sind Artefakte, welche durch System-Imperfektionen verursacht werden, bei höheren räumlichen Bildfrequenzen k_x und k_y prominenter als bei niedrigeren räumlichen Bildfrequenzen k_x und k_y im Bereich des k-Raum-Zentrums. Somit sind die entsprechenden Artefakte im endgültigen Bild im Auge des Beobachters weniger ausgeprägt. Es werden insbesondere keine „Smear”-Artefakte oder „Halo-Effekt” erhalten.
Das Abtastungsschema, wie es in 3 gezeigt ist, wird vorzugsweise in Kombination mit einer balancierten SSFP-Bildgebungssequenz angelegt. Aufgrund des Stern-ähnlichen Akquisitionsschemas und dem Anlegen einer balancierten SSFP-Bildgebungssequenz, welche auch unter dem Namen TrueFISP bekannt ist, wird das entsprechende Verfahren im Folgenden ebenfalls „TrueSTAR” genannt.
Somit werden mit der TrueStar-Bildgebung die Vorteile von beidem, der kurzen Repetitionszeit TR, was zu reduzierten Bandartefakten führt, und der verbesserten Trajektorie-Genauigkeit im k-Raum-Zentrum kombiniert, was zu einer allgemein verbesserten Signal-Homogenität führt.
Die 4 zeigt ein schematisches von aussen nach innen gerichtetes radiales Halb-Echo Abtastungsschema für eine 3D Akquisition. Die Datenakquisition entspricht einem 3D Stack-of-Stars Abtastungsschema, in welchem radiale Speichen auf verschiedenen k_z-Ebenen, welche sich in Δk_z unterscheiden, bis eine vollständige radiale Ebene A von k-Raum-Daten erhalten wird, erfasst werden. Abgesehen von einem frequenzkodierenden Gradienten k_x und einem ersten phasenkodierenden Gradienten k_y wird ein zweiter phasenkodierender Gradient k_z nach einer nicht-selektiven RF-Anregung in jedem grundlegenden Sequenzelement 12 angelegt, um eine 3D k-Raum Abdeckung zu erreichen. Nachdem eine erste radiale Ebene A erfasst wurde, werden das frequenzkodierende Gradientenmoment k_x und das erste phasenkodierende Gradientenmoment k_y von dem entsprechenden grundlegenden Sequenzelement 12 derart durch die Steuereinheit eingestellt, dass eine radiale Ebene B erfasst wird, welche sich von der ersten radialen Ebene A durch ein gewisses Winkelinkrement in der Richtung um die k_z-Achse herum, d. h. in der Richtung des Pfeils 11 in 4, unterscheidet. Die Rotation der radialen Akquisitionsebene wird durch das Winkelinkrement in der Richtung des Pfeils 11 weitergeführt, um weitere radiale Ebenen C, D, E, etc. zu erfassen. Am Ende wird eine zylindrische 3D Abdeckung vom k-Raum erzielt.
Die Richtung, in welcher die radialen Speichen von jeder radialen Ebene A, B, C, D, E, etc. entlang der k_z-Richtung erfasst werden, ist von jeder radialen Ebene zur nächsten radialen Ebene umgekehrt. Auf diese Weise kann schnelles Schalten der zweiten phasenkodierenden Gradienten k_z vermieden, und das Auftreten von Wirbelströmen innerhalb der Probe 5 kann somit minimiert werden.
Die 5 zeigt ein grundlegendes Sequenzelement 12 der balancierten SSFP-Sequenz, in welchem eine radiale Speiche a, b, c, d vom k-Raum erfasst wird. Die gesamte balancierte SSFP-Sequenz umfasst eine Vielzahl von solchen grundlegenden Sequenzelementen 12. Aufgrund des von aussen nach innen gerichteten Abtastungsschemas fällt die Echo-Zeit TE, bei welcher Daten vom k-Raum-Zentrum erfasst werden, mit dem Ende von einer Periode zusammen, während welcher Datenakquisition (angedeutet mit ADC in 5) auftritt. Die nicht-selektiven RF-Pulse von sukzessiven grundlegenden Sequenzelementen werden derart durch die zentrale Steuereinheit angelegt, dass die Magnetisierung in alternierenden Richtungen angeregt wird, wie es durch die entsprechenden algebraischen Zeichen der Flip-Winkel α in Verbindung mit den RF-Pulsen in 5 angedeutet wird.
Durch den frequenzkodierenden Gradienten G_x und den ersten phasenkodierenden Gradienten G_y wird die Magnetisierung zuerst dephasiert, indem ein frequenzkodierendes Gradientenmoment k_x von A₁ und ein erstes phasenkodierendes Gradientenmoment k_y von B₁ angelegt wird, und dann rephasiert, um mittels eines weiteren frequenzkodierenden Gradientenmomentes k_x von A₂ und eines weiteren ersten phasenkodierenden Gradientenmomentes k_y von B₂ ein Echo bei TE zu bilden. Mittels eines zweiten phasenkodierenden Gradienten G_z wird ein zweites phasenkodierendes Gradientenmoment k_z von +C angelegt, um das MR-Signal in der k_z-Richtung zu phasenkodieren.
In der in 5 gezeigten Sequenz werden Zeitverzögerungen der kodierenden Gradienten G_x, G_y und G_z durch eine winkelabhängige Modifikation der entsprechenden Gradientenmomente korrigiert (Peters DC, Derbyshire JA, McVeigh ER. Centering the projection reconstruction trajectory: reducing gradient delay errors. Magn Reson Med. 2003 Jul; 50(1): 1–6). Zu diesem Zweck wurden korrigierende Gradientenmomente δ_x und δ_y von den dephasierenden Gradienten A₁ bzw. B₁ subtrahiert, und nach dem Readout-Block innerhalb jedem TR zu den balancierenden Gradientenmomenten wieder hinzugefügt.
Um den Übergang in den Steady State zu glätten, werden zusätzlich vorzugsweise 10 Dummy-TRs mit linear ansteigenden Flipwinkeln (von α/10 bis α) für 2D Akquisitionen verwendet (Deshpande VS, Chung YC, Zhang Q, Shea SM, Li D. Reduction of transient signal oscillations in true-FISP using a linear flip angle series magnetization preparation. Magn Reson Med 2003; 49: 151–157), während für 3D Abtastungen eine Folge von 100 Dummy-TRs mit konstantem Flipwinkel verwendet werden kann.
EXPERIMENTE
MRT Datenakquisition
Konkrete Experimente wurden auf einem 1.5 T Ganzkörper MR-Scanner (MAGNETOM Avanto, welcher eine Gradientenamplitudenspitze von 40 mT/m und eine maximale Anstiegsrate von 200 T/m/s bietet; Siemens Healthcare, Erlangen, Deutschland) mittels 12-Kanal Thorax- und 24-Kanal Wirbelsäulenspule für Signalempfang und Körperspule für Transmission durchgeführt. Von aussen nach innen gerichtete halb-radiale TrueFISP (TrueSTAR), von innen nach aussen gerichtete halb-radiale TrueFISP und symmetrische radiale TrueFISP Abtastungen wurden in 2D und 3D in einem Phantom und in einem gesunden Freiwilligen durchgeführt. In vivo koronale Brustkorb Scans wurden in expiratorischer, den Atem angehaltener Rückenlage erhalten. Im Allgemeinen wurden die Scans mit vorbestimmten Shim-Einstellungen (d. h. tune up Modus) durchgeführt.
Radiale 2D Scans wurden mit den folgenden Parametern durchgeführt: TE/TR = 0.94/1.62 ms (TrueSTAR – von aussen nach innen gerichtete Abtastung), TE/TR = 0.66/1.62 ms (von innen nach aussen gerichtete Abtastung), TE/TR = 0.93/1.86 ms (symmetrische Abtastung), sinc-förmige RF Pulslänge τ = 300 μs, Field-of-View (FOV) = 400 mm², Auflösung in der Ebene = 3.1 × 3.1 mm², Schichtdicke = 8 m, Flipwinkel α = 30°, Bandbreite = 2056 Hz/Pixel, 250 halb-radiale Speichen (von aussen nach innen gerichtete und von innen nach aussen gerichtete Abtastung), 200 radiale Speichen (symmetrische Abtastung), 64 Bilder, totale Akquisitionszeit pro Bild = 0.4 s, Rekonstruktionsmatrix = 128×128.
Stack-of-Stars radiale 3D Abtastung wurde durchgeführt mit: TE/TR = 0.36/1.21 ms (TrueSTAR – von aussen nach innen gerichtete Abtastung), TE/TR = 0.85/1.21 ms (von innen nach aussen gerichtete Abtastung), TE/TR = 0.85/1.70 ms (symmetrische Abtastung), rechteckiger RF-Puls τ = 100 μs, Flipwinkel α = 20°, Bandbreite = 1700 Hz/Pixel, isotrope Auflösung = 3.1 mm³, 72 schichtkodierende Schritte, 100% Schichtauflösung, 300 halb-radiale Speichen (von aussen nach innen gerichtete und von innen nach aussen gerichtete Abtastung), 220 radiale Speichen (symmetrische Abtastung), TA = 26.7 s, Rekonstruktionsmatrix = 128×128×72. Alle Scans wurden mit zweifacher Readout-Überabtastung durchgeführt. Zusätzlich wurde eine 3D Stack-of-Stars Abtastung mit höherer räumlicher Auflösung von 2.5 mm³ und von innen nach aussen gerichteter Abtastung durchgeführt. Die folgenden Parameter wurden modifiziert: TE/TR = 0.91/1.37 ms (TrueSTAR – von aussen nach innen gerichtete Abtastung), 88 schichtkodierende Schritte, 75% Schichtauflösung, 400 halb-radiale Speichen, TA = 36.3 s, bikubischer Interpolationsfaktor 2, Rekonstruktionsmatrix = 320×320×176.
Bildrekonstruktion und Analyse
Alle Bilder wurden mittels eines Standard-Rasterungsalgorithmus mit einem Kaiser-Bessel-Kernel auf dem MR-Scanner rekonstruiert. Der RamLak Filter wurde als Dichtekompensationsfunktion verwendet. Die mit 2.5 mm³ isotroper Auflösung durchgeführte Abtastung wurde unter Verwendung einer bikubischen Interpolation rekonstruiert.
Resultate
Bilder, welche von Phantom-Abtastungen mittels 2D radialer und 3D Stack-of-Stars TrueSTAR rekonstruiert wurden, wie auch gegenwärtige Abtastungsschemas (d. h. symmetrisch und von innen nach aussen gerichtet) sind in 6 gezeigt. Trotz einer Korrektur der Gradientenzeitverzögerungen sind beide, die mit von innen nach aussen gerichteten Trajektorien erhaltenen 2D und 3D Bilder, deutlich verschwommen und zeigen einen typischen „Halo-Effekt” in der zentralen Bildregion. Dieses Artefakt erscheint als ein Resultat von restlichen Gradienten-Oszillationen und andere kurzlebigen Gradienten-bezogenen System-Imperfektionen, welche unmittelbar nach dem Hochfahren entstehen. Dies ist im Gegensatz zur TrueSTAR-Bildgebung, wo eine ähnliche Bildqualität verglichen mit einer Abtastung mit vollständig symmetrischen Echos erreicht werden kann.
Veranschaulichende in vivo Brustkorb-Bilder von einem gesunden Freiwilligen, welche in einem einzigen Atemzug und für alle drei k-Raum Abtastungsschemas erfasst wurden, sind in 7 gezeigt. Als Ergebnis von starken Störungen im Hauptmagnetfeld ist die symmetrische TrueFISP-Akquisition (7a und 7b) durch erhöhte Bandartefakte (siehe Pfeile in 7b) mangelhaft im Vergleich zu den von innen nach aussen gerichteten TrueFISP- und TrueSTAR-Akquisitionen mit verkürztem TR. Dies wird insbesondere in der koronalen Ansicht in der Wirbelsäulenregion und in der Peripherie des Sichtbereichs wie auch in der axialen Ansicht für den Rippenbogen vom 3D Stack-of-Stars TrueFISP bemerkbar. Obwohl Bandartefakte im von innen nach aussen gerichteten Modus (7c und 7d) reduziert sind, verursachen Kalibrationsfehler der Trajektorien im k-Raum-Zentrum signifikantes Verschmieren, d. h. einen „Halo-Effekt” (siehe Pfeil in 7d), was fälschlicherweise den Eindruck einer erhöhten Signalintensität im Lungengewebe erwecken kann. Dies steht im Gegensatz zur TrueSTAR-Bildgebung (7e und 7f), welche die Vorteile von beidem, dem kurzen TR, was zu reduzierten Bandartefakten führt, und der verbesserten Trajektorien-Genauigkeit im k-Raum-Zentrum, was zu einer allgemein verbesserten Signal-Homogenität führt.
Die Erfindung ist natürlich nicht auf die vorgehend vorgestellten Ausführungsformen und Beispiele beschränkt, und eine Vielzahl von Modifikationen ist möglich. Zum Beispiel können anstelle von balanciertem SSFP andere Gradientenecho-Sequenzen angelegt werden. Die radialen Speichen des Sterns, wie in 3 gezeigt, müssen nicht zwangsweise mit konstanten Winkelinkrementen bezüglich einander angeordnet sein, sondern können zum Beispiel auch gemäss dem goldenen Winkel-Prinzip verteilt sein. Eine Vielzahl von weiteren Modifikationen ist möglich.
Bezugszeichenliste

1: Hauptmagnet
2: Gradienten-System
3: RF-Spule
4: Beweglicher Tisch
5: Probe
6: Isozentrum
7: X-Achse
8: Y-Achse
9: Z-Achse
10: Benutzerschnittstelle
11: Pfeil
12: Grundlegendes Sequenzelement
a, b, c, d: radiale Speichen
A, B, C, D: radiale Ebenen

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

Bieri O. Ultra-fast steady state free precession and its application to in vivo (1) H morphological and functional lung imaging at 1.5 Tesla. Magn Reson Med. 2013 Jun 28. doi: 10.1002/mrm.24858 [0005]
Crémillieux Y, Briguet A, Deguin A. Projection-reconstruction methods: fast imaging sequences and data processing. Magn Reson Med 1994; 32: 23–32 [0006]
Rasche V, de Boer RW, Holz D, Proksa R. Continuous radial data acquisition for dynamic MRI. Magn Reson Med. 1995 Nov; 34(5): 754–61 [0006]
Barger AV, Block WF, Toropov Y, Grist TM, Mistretta CA. Time-resolved contrast-enhanced imaging with isotropic resolution and broad coverage using an undersampled 3D projection trajectory. Magn Reson Med 2002; 48: 297–305 [0006]
Winkelmann S, Schaeffter T, Koehler T, Eggers H, Doessel O. An optimal radial profile order based on the Golden Ratio for time-resolved MRI. IEEE Trans Med Imaging. 2007 Jan; 26(1): 68–76 [0006]
Bauman G, Johnson KM, Bell LC, Velikina JV, Samsonov AA, Nagle SK, Fain SB. Three-dimensional pulmonary perfusion MRI with radial ultrashort echo time and spatial-temporal constrained reconstruction. Magn Reson Med. 2015 Feb; 73(2): 555–64 [0006]
Candes EJ. Compressive sampling. Madrid, Spain: Intl Congress of Mathematicians; 2006 [0007]
Lustig M, Donoho D, Pauly JM. Sparse MRI: the application of compressed sensing for rapid MR imaging. Magn Reson Med 2007; 58: 1182–1195 [0007]
Peters DC, Korosec FR, Grist TM, Block WF, Holden JE, Vigen KK, Mistretta CA. Undersampled projection reconstruction applied to MR angiography. Magn Reson Med. 2000 Jan; 43(1): 91–101 [0007]
Wu Y, Korosec FR, Mistretta CA, and Wieben O. CE-MRA of the lower extremities using HYPR stack-of-stars. J Magn Reson Imaging 2009; 29: 917–923 [0007]
Johnson KM, Fain SB, Schiebler ML, Nagle S. Optimized 3D ultrashort echo time pulmonary MRI. Magn Reson Med 2013; 70: 1241–1250 [0008]
Togao O, Tsuji R, Ohno Y, Dimitrov I, Takahashi M. Ultrashort echo time (UTE) MRI of the lung: assessment of tissue density in the lung parenchyma. Magn Reson Med 2010; 64: 1491–1498 [0008]
Bernstein MA, King KF, Zhou XJ. Handbook of MRI Pulse Sequences: Elsevier Academic Press; 2004 [0018]
Peters DC, Derbyshire JA, McVeigh ER. Centering the projection reconstruction trajectory: reducing gradient delay errors. Magn Reson Med. 2003 Jul; 50(1): 1–6 [0055]
Deshpande VS, Chung YC, Zhang Q, Shea SM, Li D. Reduction of transient signal oscillations in true-FISP using a linear flip angle series magnetization preparation. Magn Reson Med 2003; 49: 151–157 [0056]

Claims

Magnetresonanztomographie-(MRT)-Verfahren, in welchem eine Probe (5) einer Gradientenecho-Bildgebungssequenz mit einer Vielzahl von grundlegenden Sequenzelementen (12) unterzogen wird, von welchen jedes davon aufweist einen Radiofrequenz-(RF)-Puls und mindestens ein frequenzkodierendes Gradientenmoment k_x zur Erzeugung eines Magnetresonanz-(MR)-Signals; mindestens ein erstes phasenkodierendes Gradientenmoment k_y zur Phasenkodierung des MR-Signals; und eine Datenakquisitionsperiode, während welcher k-Raum-Daten erfasst werden, welche das MR-Signal reflektieren; wobei das frequenzkodierende Gradientenmoment k_x und das erste phasenkodierende Gradientenmoment k_y derart während der Datenakquisitionsperiode von jedem grundlegenden Sequenzelement (12) angelegt werden, dass die k-Raum-Daten in einer radialen Richtung und asymmetrisch bezüglich dem Zentrum des k-Raums akquiriert werden, dadurch gekennzeichnet, dass die k-Raum-Daten in der Richtung von der Peripherie zum Zentrum des k-Raums hin akquiriert werden.
MRT-Verfahren gemäss Anspruch 1, wobei die Gradientenecho-Bildgebungssequenz eine balancierte Steady-State Free Precision (SSFP) Sequenz ist.
MRT-Verfahren gemäss Anspruch 1 oder 2, wobei die k-Raum-Daten im k-Raum in der Form eines Sterns, insbesondere in der Form eines gleichmässigen Sterns, durch die Vielzahl der grundlegenden Sequenzelemente (12) erfasst werden.
MRT-Verfahren gemäss einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Gradientenecho-Bildgebungssequenz derart angelegt wird, dass dreidimensionale (3D) k-Raum-Daten erfasst werden.
MRT-Verfahren gemäss Anspruch 4, wobei der RF-Puls ein nicht-schicht spezifischer RF-Puls ist, und wobei das grundlegende Sequenzelement (12) zusätzlich mindestens ein zweites phasenkodierendes Gradientenmoment k_z zur Phasenkodierung des MR-Signals in einer Richtung senkrecht zur Richtung des ersten phasenkodierenden Gradientenmomentes k_y im k-Raum aufweist.
MRT-Verfahren gemäss Anspruch 5, wobei die k-Raum-Daten im k-Raum in der Form von aufeinanderfolgenden radialen Ebenen durch die Vielzahl der grundlegenden Sequenzelemente (12) erfasst werden, was zu einer zylindrischen k-Raum Abdeckung führt.
MRT-Verfahren gemäss Anspruch 6, wobei die aufeinanderfolgenden radialen Ebenen der k-Raum-Daten in alternierenden Richtungen entlang der Richtung des zweiten phasenkodierenden Gradientenmomentes k_z im k-Raum erfasst werden.
MRT-Verfahren gemäss einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die RF-Pulse von jeweils zwei aufeinanderfolgenden grundlegenden Sequenzelementen (12) um eine Repetitionszeit TR von weniger als 3 ms, insbesondere von weniger als 2 ms, voneinander separiert sind.
Magnetresonanztomographie-(MRT)-System, welches dazu ausgebildet ist, ein MRT-Verfahren gemäss einem der vorhergehenden Ansprüche durchzuführen.
Computerprogramm zur Steuerung eines Magnetresonanztomographie-(MRT)-Systems, wobei das Computerprogramm ausführbare Instruktionen aufweist, um ein MRT-Verfahren gemäss einem der Ansprüche 1 bis 8 durchzuführen.