DE102010041212B4

DE102010041212B4 - Kompensation von Echozeit-unabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommenen MR-Bilddaten

Info

Publication number: DE102010041212B4
Application number: DE102010041212A
Authority: DE
Inventors: Patrick Gross; Antje Kickhefel; Jörg Roland
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 2010-09-22
Filing date: 2010-09-22
Publication date: 2012-07-26
Anticipated expiration: 2030-09-23
Also published as: US8754645B2; DE102010041212A1; US20120068703A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur ortsaufgelösten Bestimmung mindestens eines MR-Parameters, der ein bei einer MR-Messung von einem Bereich eines Untersuchungsobjekts detektiertes MR-Signal beeinflusst. Bei dem Verfahren werden erste komplexe Bilddaten und zweite komplexe Bilddaten bereitgestellt. Die ersten komplexen Bilddaten wurden mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer ersten Echozeit (TE1) aufgenommen, wobei die ersten Bilddaten (510) mindestens einen ersten Bilddatensatz (511), der mit einer ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde und einen zweiten Bilddatensatz (512), der mit einer zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen. Die zweiten komplexen Bilddaten wurden mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer zweiten Echozeit (TE2) aufgenommen, wobei die zweiten Bilddaten (520) mindestens einen ersten Bilddatensatz (521), der mit der ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde und einen zweiten Bilddatensatz (522), der mit der zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen. Die verschiedenen Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) weisen sich bezüglich des abgebildeten Volumenelements des Untersuchungsobjekts (11) entsprechende komplexe Bildpunkte (515, 516, 525, 526) auf. Der MR-Parameter wird für zumindest einen Teil dieser Bildpunkte bestimmt durch Bestimmen eines Bildpunkt-Vektors jeweils für die erste und die zweite Echozeit und Kombinieren der Bildpunkt-Vektoren derart, dass Echozeit-unabhängige Phasen- oder Magnitudenanteile in den aufgenommenen Bilddaten zumindest teilweise kompensiert werden.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Kompensation von Echozeit-unabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommenen MR-Bilddaten. Weiterhin betrifft die Erfindung eine Magnetresonanzanlage zur Durchführung des Verfahrens.
Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist ein bildgebendes Verfahren, das die Aufnahme zweidimensionaler oder dreidimensionaler Bilddatensätze ermöglicht, die Strukturen im Inneren einer Untersuchungsperson, insbesondere auch Weichteilgewebe, mit hoher Auflösung abbilden können. Bei der MRT werden Protonen im Untersuchungsobjekt in einem Hauptmagnetfeld (B₀) ausgerichtet, so dass sich eine makroskopische Magnetisierung einstellt, die anschließend durch das Einstrahlen von HF(Hochfrequenz)-Pulsen angeregt wird. Der Zerfall der angeregten Magnetisierung wird anschließend mittels einer oder mehrerer Induktionsspulen detektiert, wobei eine Ortskodierung des aufgenommenen Signals durch das Schalten von Schichtselektions-, Phasenkodier- und Frequenzkodiergradienten vor bzw. während der Aufnahme erzielt wird. Die Aufnahme der Zerfallssignale erfolgt dabei regelmäßig mit einer Quadraturdetektion, so dass sowohl die Phase als auch die Amplitude des Signals detektiert wird. Die im Ortsfrequenzraum (k-Raum) detektierten Signale lassen sich dementsprechend als komplexe Zahlen darstellen und mittels einer Fourier-Transformation in den Bildraum transformieren, in welchem nun Phasen und Magnituden ortsaufgelöst bestimmt werden können.
Bei vielen Bildgebungsverfahren wird lediglich die Magnitude der komplexen Bilddaten zur Erstellung eines Intensitätsbilds verwendet. Dabei werden die Phaseninformationen verworfen.
Weiterhin ist eine Kombination der Magnitudendaten, die mit verschiedenen Spulen aufgenommen wurden, bezüglich des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses (SNR) nicht optimal.
Beispielsweise werden bei der konventionellen T2*-(beobachtete Spin-Spin-Relaxationszeit) oder R2*-(1/T2*)Bildgebung die Magnituden von drei oder weiteren Bildern betrachtet, die bei verschiedenen Echozeiten (TEs) von einer einzelnen Protonenspezies (beispielsweise durch Verwenden einer Fettunterdrückung) aufgenommen wurden. Durch das Anpassen einer Zerfallsfunktion an die Magnituden in den Bilddaten kann anschließend die T2*-Zeit ortsaufgelöst ermittelt werden. Dieser Ansatz ist jedoch sehr zeitaufwändig und entsprechend anfällig für Bewegungsartefakte.
Andere Bildgebungsverfahren verwenden die aufgezeichneten Phaseninformationen. Beispielsweise führen die Unterschiede der magnetischen Suszeptibilität verschiedener Gewebe zu Phasendifferenzen. Bei der suszeptibilitätsgewichteten Bildgebung (SWI) wird dabei aus den aufgenommenen Magnituden- und Phaseninformationen ein erweitertes Kontrastsignalbild erzeugt, das insbesondere einen vom Sauerstoffgehalt des Bluts abhängigen Kontrast aufweist. Weitere Beispiele umfassen allgemein die Phasenkontrast-Bildgebung sowie die Protonenresonanzfrequenz(PRF)-Verschiebungs-Thermometrie (Proton Resonance Frequency Shift Thermometry). Bei dieser wird eine Verschiebung der Phase in aufgenommenen Phasenbildern detektiert, die durch eine Verschiebung der Protonen-Resonanzfrequenz aufgrund einer Temperaturänderung verursacht wird. Im Allgemeinen beruht eine Verschiebung der Phase auf einer Verschiebung der Resonanzfrequenz der angeregten Protonen.
Neben diesen Phasenverschiebungen mit Informationsgehalt gibt es jedoch eine Reihe von Effekten, die unerwünschte Phasenverschiebungen verursachen und dadurch nützliche Informationen verschleiern können. Zu diesen zählen unter anderem eine Inhomogenität des statischen B₀-Felds, die Suszeptibilität von Gegenständen und Materialien innerhalb oder in Nähe des Patienten, Phasenverschiebungen der eingestrahlten HF-Pulse und Fehler in der Zeitabfolge der Aufnahmesequenz. Auch können in der Empfangskette bzw. im Empfangskanal der jeweiligen Spule Phasenverschiebungen auftreten, die für verschiedene Aufnahme- bzw. Empfängerspulen unterschiedlich ausfallen können.
Diese Phasenverschiebungen machen es schwierig, bei verschiedenen Echozeiten aufgenommene Bilddaten miteinander zu vergleichen und zu kombinieren. Insbesondere die Kombination von mit verschiedenen Aufnahme- bzw. Empfängerspulen aufgenommenen MR-Daten unter Erhalt der Phaseninformation gestaltet sich schwierig, da jeder Empfangskanal eine andere Phasenverschiebung aufweist. Auch können Objekte innerhalb des Untersuchungsobjekts, wie beispielsweise Luftblasen, Implantate, Nadeln oder Ähnliches, zu Suszeptibilitätsartefakten und somit auch zu Phasenverschiebungen führen.
Jedoch ist es wünschenswert, MR-Parameter, wie beispielsweise die T2*-Relaxationszeit oder die Resonanzfrequenzverschiebung ω möglichst genau und effektiv zu bestimmen. Bei der Bestimmung sollten für verschiedene Echozeiten oder mit verschiedenen Empfängerspulen aufgenommene Magnetresonanz (MR) daten möglichst so kombiniert werden, dass das Signal-zu-Rausch-verhältnis verbessert wird und dass nützliche Phaseninformationen erhalten bleiben. Um kürzere Scandauern zu ermöglichen, sollte das Verfahren auch imstande sein, eine derartige Kombination für beschleunigte Aufnahmeverfahren und Multiechobildgebungssequenzen zu ermöglichen. Darüber hinaus sollten die Daten auf eine wohldefinierte Art kombiniert werden, um über die so erhaltenen Daten sinnvolle Aussagen, beispielsweise über Fehler oder Rauschen treffen zu können.
Ein aus dem Stand der Technik bekanntes Verfahren zur R2*-Bildgebung ist k-TE GRAPPA, das in „k-TE Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquistion (GRAPPA) für Accelerated Multiple Gradient-Recalled Echo (MGRE)R₂* Mapping in the Abdomen”, von Xiaoming Yin et al., Magnetic Resonance in Medicine 61: 507–516 (2009) im Detail beschrieben ist. Das Verfahren verwendet ein partielles paralleles Bildgebungsverfahren (GRAPPA) in Kombination mit einem View-Sharing-Verfahren, bei dem fehlende k-Raum-Zeilen in einem unvollständig abgetasteten k-Raum auf der Basis von mit benachbarten Spulen und temporär benachbarten Sequenzen aufgenommenen k-Raum-Zeilen rekonstruiert werden. Das Ergebnis des Verfahrens ist eine Serie von Bildern verschiedener Echozeiten (TE) wobei aufgrund des Rekonstruktionsprozesses das Bildrauschen in den Bilddaten räumlich variiert. Wie die aufgenommenen Bilddaten SNR-optimal kombiniert werden können ist in dieser Veröffentlichung nicht offenbart.
Bei einer Kombination von Bilddaten unter Berücksichtigung der Phase werden bei herkömmlichen Verfahren die Phasen benachbarter Bildpunkte verglichen, um eine Gesamtphasenabschätzung vorzunehmen. Bildpunkte mit großen Phasenvariationen, wie beispielsweise in Bereichen mit geringem SNR oder entlang von Gewebegrenzen, können dabei das Phasenkorrekturverfahren stören. Weiterhin sind beispielsweise aus der US 7,227,359 B2 Verfahren bekannt, die auf Phasengradienten in den Bilddaten basieren, und die unter Verwendung eines Saatbildpunkts eine Bereichsausweitung (Region Growing) zur Bestimmung der Phasen durchführen.
Bei Bilddaten, die mit einer Multiechobildgebungssequenz, beispielsweise mit einer Single-Shot- oder segmentierten EPI(Echo Planar Imaging)-Sequenz aufgenommen wurden, wird den Daten in der Regel eine „charakteristische” Echozeit (TE) zugeordnet. Diese charakteristische TE ist typischerweise die TE, mit der zentrale k-Raum-Linien abgetastet wurden. Jedoch werden bei derartigen Sequenzen verschiedene räumliche Frequenzen (k-Raum-Zeilen) unter Verwendung verschiedener TEs abgetastet, so dass diese in den rekonstruierten Bilddaten jeweils einen Fehler in Abhängigkeit von der jeweiligen TE beitragen. Die Fehler in der Phase hängen demnach von der Aufnahmesequenz ab und weisen darüber hinaus eine räumliche Abhängigkeit auf, so dass sie nur schwer vorhersagbar sind.
Somit ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, zumindest einige der vorab genannten Nachteile zu verringern und ein verbessertes Verfahren zur Kompensation von Echozeitunabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommenen MR-Bilddaten bereitzustellen. Weiterhin soll eine einfache und genaue Bestimmung eines MR-Parameters auf Basis mehrerer, auch mit verschiedenen Aufnahmespulen aufgenommener Bilddatensätze ermöglicht werden.
Diese Aufgabe wird mit Hilfe der Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Kompensation von Echozeit-unabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommen MR-Bilddaten bereitgestellt. Das Verfahren umfasst das Bereitstellen von ersten komplexen Bilddaten, die mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer ersten Echozeit aufgenommen wurden, wobei die ersten Bilddaten mindestens einen ersten Bilddatensatz, der mit einer ersten Aufnahmespule aufgenommen wurde und einen zweiten Bilddatensatz, der mit einer zweiten Aufnahmespule aufgenommen wurde, umfassen, sowie das Bereitstellen von zweiten komplexen Bilddaten, die mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer zweiten Echozeit aufgenommen wurden, wobei die zweiten Bilddaten mindestens einen ersten Bilddatensatz, der mit der ersten Aufnahmespule aufgenommen wurde und einen zweiten Bilddatensatz, der mit der zweiten Aufnahmespule aufgenommen wurde, umfassen. Die verschiedenen Bilddatensätze weisen komplexe Bildpunkte auf, die sich bezüglich des abgebildeten Volumenelements des Untersuchungsobjekts entsprechen. Für einen Teil oder alle Bildpunkte gibt es beispielsweise für jeden Bildpunkt im ersten Bilddatensatz einen entsprechenden Bildpunkt im zweiten Bilddatensatz, wobei beide dasselbe Volumenelement des Untersuchungsobjekts abbilden, jedoch mit verschiedenen Spulen aufgenommen wurden.
Das Verfahren umfasst das Bestimmen eines ersten Bildpunkt-Vektors für die erste Echozeit aus den ersten Bilddaten und eines zweiten Bildpunkt-Vektors für die zweite Echozeit aus den zweiten Bilddaten für jeden der Bildpunkte, wobei ein Bildpunkt-Vektor die sich entsprechenden Bildpunkte der mindestens zwei Bilddatensätze der jeweiligen Bilddaten umfasst.
Gemäß dem Aspekt umfasst das Verfahren für einen Bildpunkt das Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten zweiten Bildpunkt-Vektors und des ersten Bildpunkt-Vektors des entsprechenden Bildpunktes. Das Verfahren umfasst weiterhin das Bestimmen eines Skalarpoduktes des komplex konjugierten ersten Bildpunkt-Vektors und des zweiten Bildpunkt-Vektors und das Dividieren der beiden Skalarprodukte um kompensierte MR-Daten zu erhalten.
Gemäß einem weiteren Aspekt umfasst das Verfahren das Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten zweiten Bildpunkt-Vektors und des zweiten Bildpunkt-Vektors des entsprechenden Bildpunkts. Weiterhin umfasst das Verfahren gemäß dem weiteren Aspekt für den Bildpunkt das Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten ersten Bildpunkt-Vektors und des ersten Bildpunkt-Vektors und das Dividieren der beiden Skalarprodukte um kompensierte MR-Bilddaten zu erhalten.
Weiter kann das Bestimmen des mindestens eines MR-Parameters, der ein bei einer MR-Messung von einem Bereich eines Untersuchungsobjektes detektiertes MR-Signal beeinflusst, für zumindest einen Teil der Bildpunkte aus den kompensierten MR-Bilddaten erfolgen.
Es ist selbstverständlich ebenfalls möglich, Echozeit-unabhängige Phasen- und Magnitudenanteile zu kompensieren, d. h. zumindest teilweise zu entfernen. Durch die bildpunktweise Bestimmung der MR-Parameter kann eine ortsaufgelöste Parameterkarte erhalten werden. Da bei der Bestimmung Bilddatensätze verwendet werden, die mit derselben Aufnahmespule bei verschiedenen Echozeiten (TE) aufgenommen wurden, lassen sich die TE-unabhängigen Phasen- bzw. Magnitudenanteile, die bspw. durch den jeweiligen Empfangskanal hervorgerufen werden, auf einfache Weise entfernen. Durch die Verwendung der Vektoren für verschiedene TE, die jeweils mit verschiedenen Spulen aufgenommene Bildpunkte umfassen, zur Bestimmung des Parameters für einen Bildpunk kann eine geeignete Kombination der aufgenommenen Bilddatensätze erzielt werden, was zu einer Verbesserung der Genauigkeit bei der Parameterbestimmung führt.
Bei einer Ausführungsform erfolgt das Bestimmen des mindestens einen MR-Parameters durch eine analytische Berechnung. Der MR-Parameter kann bestimmt werden mittels einer expliziten analytischen Funktion, die beispielsweise abhängig ist von der Differenz der ersten und zweiten Echozeit und dem ersten und dem zweiten Bildpunkt-Vektor für den jeweiligen Bildpunkt. Damit wird eine einfache und nachvollziehbare Bestimmung des MR-Parameters unter Verwendung der mehreren Bilddatensätze möglich.
Vorzugsweise umfasst der mindestens eine MR-Parameter eine Resonanzfrequenzverschiebung (ω) und/oder eine T2*-Relaxationszeit. Gerade bei diesen Parametern führt die Entfernung der TE-unabhängigen Phasen- bzw. Magnitudenanteile bei der Bestimmung zu einer Erhöhung der Genauigkeit.
Das Bestimmen der Resonanzfrequenzverschiebung ω für einen Bildpunkt kann beispielsweise das Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten zweiten Bildpunkt-Vektors und des ersten Bildpunkt-Vektors des entsprechenden Bildpunktes umfassen. Der zweite Bildpunkt-Vektor kann vor dem Bestimmen des Skalarprodukts transponiert werden. Da die Bildpunkte in den Vektoren komplex sind kann somit auf einfache Weise eine Kombination der verschiedenen Bilddatensätze unter Erhalt der TE-abhängigen Phasenanteile erfolgen.
Das Bestimmen der Resonanzfrequenzverschiebung für einen Bildpunkt kann des Weiteren das Bestimmen eines Skalarprodukts des ersten komplex konjugierten (und transponierten) Bildpunkt-Vektors und des zweiten Bildpunkt-Vektors, und ein Dividieren der beiden Skalarprodukte umfassen. Z. B. erfolgt das Bestimmen der Resonanzfrequenzverschiebung ω für einen Bildpunkt gemäß der Gleichung
wobei d ₁ und d ₂ den Bildpunkt-Vektor für die erste bzw. zweite Echozeit, τ₁ und τ₂ die erste bzw. zweite Echozeit, 1n den natürlichen Logarithmus, und ✝ einen komplex konjugierten, transponierten Vektor bezeichnen. Es wird somit ermöglicht, den MR-Parameter durch analytische Berechnung für jeden Bildpunkt unter Kombination der verschiedenen Bilddatensätze und Kompensation unerwünschter Phasenanteile zu bestimmen
Das Bestimmen der T2*-Relaxationszeit für einen Bildpunkt kann beispielsweise das Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten (und ggf. transponierten) zweiten Bildpunkt-Vektors und des zweiten Bildpunkt-Vektors des entsprechenden Bildpunktes umfassen. Weiterhin kann ein Skalarprodukt des komplex konjugierten (und ggf. transponierten) ersten Bildpunkt-Vektors und des ersten Bildpunkt-Vektors bestimmt werden, und eine Division der zwei Skalarprodukte erfolgen. Beispielsweise kann die T2*-Relaxationszeit für einen Bildpunkt gemäß der Gleichung
bestimmt werden. Auch hier ist eine Verbesserung der Genauigkeit bei der T2*-Bestimmung möglich, da bei genanntem Vorgehen ein geeignetes Kombinieren der Daten aus den verschiedenen Bilddatensätzen sowie die Kompensation der beispielsweise durch die individuellen Spulensensitivitäten verursachten Magnitudenanteile erfolgen können.
Sei einer Ausführungsform werden weitere Bilddaten für verschiedene Echozeiten bereitgestellt, die jeweils mit den mindestens zwei Aufnahmespulen aufgenommene Bilddatensätze umfassen. Aus mehreren Paaren von Bilddaten mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten kann dann jeweils der MR-Parameter (jeweils ortsaufgelöst) bestimmt werden. Dabei werden mehrere ortsaufgelöste Parameterkarten des MR-Parameters erhalten. Das Verfahren kann des Weiteren das Kombinieren der Parameterkarten für den MR-Parameter, die aus den mehreren Paaren von Bilddaten bestimmt wurden, umfassen.
Da mehrere Paare von Bilddaten bei der Bestimmung herangezogen werden, lässt sich die Genauigkeit der Parameterbestimmung weiter erhöhen.
Es können Paare von Bilddaten verwendet werden, die jeweils die im Wesentlichen gleiche Differenz der zugehörigen Echozeiten aufweisen. Es können auch Paare für verschiedene Echozeitdifferenzen für die Parameterbestimmung verwendet werden, da die resultierende Parameterkarte von der Echozeitdifferenz unabhängig ist, so dass auch in einem solchen Fall die verschiedenen Parameterkarten kombinierbar sind.
Die Bilddaten mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten können mit einer Serie von Echos aufgenommen worden sein, und ein Paar von Bilddaten kann dann jeweils gebildet werden aus Bilddaten, die beide bei einem geraden oder beide bei einem ungeraden Echo in der Serie von Echos aufgenommen wurden. Beispielsweise wird der k-Raum mit mehreren Echozügen abgetastet, wobei mit jedem Echozug eine k-Raum-Linie für verschiedene TEs aufgenommen wird. Dies kann z. B. mit einer MGRE-Sequenz (multiple gradient-recalled echo – Sequenz) erfolgen. Aus den daraus für verschiedene TE rekonstruierten Bilddaten können dann beispielsweise die beim 1. und 3. und 2. und 4. Echo aufgenommenen Bilddaten zu Paaren zusammengefasst werden. Die Kombination von geraden und ungeraden Echos ermöglicht eine verbesserte Kompensation von Phaseneffekten, die z. B. aufgrund von zeitlichen Ablauffehlern beim Abtasten des k-Raums auftreten können und die verschieden sind für gerade und ungerade Echos.
Das Verfahren kann weiterhin das Durchführen einer Fehlerabschätzung für die Bilddatensätze der bereitgestellten Bilddaten und das Durchführen einer Fehlerabschätzung für die bestimmten Parameterkarten auf Grundlage der Fehlerabschätzung für die Bilddatensätze, aus denen die jeweilige Parameterkarte bestimmt wurde, umfassen. Die Fehlerabschätzung kann durch das Bestimmen von Varianzen oder einer Kovarianz-Matrix erfolgen. Bei einer Kombination der verschiedenen Parameterkarten zu einer kombinierten Parameterkarte kann weiterhin die Durchführung einer Fehlerabschätzung für diese erfolgen. Damit kann der Fehler des letztendlich ortsaufgelöst bestimmten MR-Parameters geschätzt werden.
Das Kombinieren der Parameterkarten des MR-Parameters, die aus den mehreren Paaren von Bilddaten bestimmt wurden, kann unter Berücksichtigung der Fehlerabschätzung für die jeweilige Parameterkarte erfolgen. Es kann z. B. eine Gewichtung auf Grundlage einer Kovarianz-Matrix derart erfolgen, dass Gebiete der Parameterkarte, die mit einer größeren Ungenauigkeit oder Varianz behaftet sind, bei der Kombination geringer gewichtet werden als Gebiete, die eine geringere Varianz aufweisen. Damit kann der Fehler in der kombinierten Parameterkarte minimiert werden.
Weiterhin kann das Verfahren das Durchführen einer Fehlerabschätzung für die Bilddatensätze der bereitgestellten Bilddaten umfassen. Das Bilden der Paare von Bilddaten kann dann derart erfolgen, dass für ein Paar von Bilddaten in den beiden Bilddatensätzen derselben Aufnahmespule die Bereiche, an denen die Fehlerabschätzung einen höheren Fehler andeutet, an verschiedenen räumlichen Positionen der beiden Bilddatensätze angeordnet sind. Dadurch kann vermieden werden, dass sich Bereiche mit höheren Fehlern bei der Kombination der Bilddaten überlagern. Somit kann die Genauigkeit der MR-Parameterbestimmung verbessert werden. Die Fehlerabschätzung kann z. B. durch die Bestimmung von Kovarianz-Matrizen oder g(Geometrie)-Faktoren für die Bilddatensätze erfolgen.
Die Bilddatensätze der ersten bzw. zweiten Bilddaten wurden vorzugsweise jeweils parallel mit den verschiedenen Aufnahmespulen aufgenommen.
Beispielsweise können die bereitgestellten Bilddaten mit einem partiellen parallelen Aufnahmeverfahren (ppa – partial parallel acquisition) aufgenommen und rekonstruiert worden sein. Derartige Bildgebungsverfahren sind beispielsweise GRAPPA, SMASH oder SENSE. Auch bei einer derartigen Bildrekonstruktion ist eine Fehlerabschätzung, bspw. durch Bestimmung einer Kovarianzmatrix, für die Bilddaten möglich.
Die Bilddaten können mit einem Multi-Echo-Bildgebungsverfahren, insbesondere einem MGRE-Bildgebungsverfahren, aufgenommen worden sein, wobei die Bilddaten jeweils einem Echo in einer Serie von Echos, die mit dem Multi-Echo-Bildgebungsverfahren aufgenommen wurden, entsprechen.
Bei Verwendung eines ppa-Aufnahmeverfahrens mit einer MGRE-Sequenz können verschiedene räumliche Verteilungen der Fehler in den Bilddatensätzen, die mit derselben Aufnahmespule für verschiedene TE aufgenommen wurden, dadurch erzielt werden, dass für verschiedene Echozeiten unterschiedliche k-Raum-Linien ausgelassen werden. Somit lassen sich Varianzen in der resultierenden kombinierten Parameterkarte verringern.
Insbesondere kann das aus „k-TE Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquistion (GRAPPA) für Accelerated Multiple Gradient-Recalled Echo (MGRE)R₂* Mapping in the Abdomen”, Xiaoming Yin et al., Magnetic Resonance in Medicine 61507-516 (2009) bekannte k-TE-GRAPPA Verfahren zur Aufnahme und Rekonstruktion der Bilddaten eingesetzt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch selbst das Aufnehmen der Bilddaten umfassen, wobei die Aufnahme der Bilddaten vorzugsweise derart erfolgt, dass die mit einer Aufnahmespule für verschiedene Echozeiten aufgenommenen Bilddaten Bereiche höherer g-Faktoren an verschiedenen räumlichen Positionen aufweisen.
Bei einer Ausführungsform umfasst das verfahren weiterhin das Konvertieren zumindest eines Teils der ersten und/oder zweiten Bilddaten mit zugehöriger erster bzw. zweiter Echozeit zu einer anderen vorbestimmten Echozeit unter Verwendung des mindestens einen bestimmten MR-Parameters. Zum Beispiel kann eine Anpassung der Phase in den Bilddaten auf Grundlage der bestimmten Resonanzfrequenzverschiebung ω und eine Anpassung der Magnituden in den Bilddaten auf Grundlage der bestimmten T2*-Relaxationszeit erfolgen. Mit Kenntnis dieser Parameter lässt sich die Entwicklung der Phase bzw. Magnitude mit der Echozeit auf einfache weise schätzen. Die sich ergebende Phase bzw. Magnitude hängt weiterhin von der Differenz der ersten bzw. zweiten Echozeit und der vorbestimmten Echozeit ab. Derart konvertierte bzw. extrapolierte Bilder können anschließend sinnvoll kombiniert werden, was eine wesentliche Verbesserung gegenüber einer Kombination der ursprünglichen Bilddaten und dem zuweisen einer äquivalenten Echozeit darstellt.
Bei einer Ausführungsform kann das Verfahren des Weiteren das Bereitstellen von dritten oder weiteren Bilddaten für eine dritte bzw. weitere verschiedene Echozeiten umfassen, wobei für die weiteren bereitgestellten Bilddaten entsprechende Bildpunkt-Vektoren für die jeweilige Echozeit bestimmt werden. Der mindestens eine MR-Parameter kann dann auf Grundlage der Bildpunkt-Vektoren für mindestens die erste, zweite und dritte Echozeit durch eine analytische Berechnung bestimmt werden. Es können somit mehr Bilddaten als die genannten ersten und zweiten in die unmittelbare Berechnung des MR-Parameters einfließen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Magnetresonanzanlage zur Kompensation von Echozeit-unabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommen MR-Bilddaten gemäß Anspruch 20 bereit gestellt.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Magnetresonanzanlage zur Kompensation von Echozeit-unabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommen MR-Bilddaten gemäß Anspruch 22 bereit gestellt.
Mit diesen erfindungsgemäßen MR-Anlagen können ähnliche wie die vorab genannten Vorteile erzielt werden. Bei einer Ausführungsform sind die Magnetresonanzanlagen zur Durchführung eines der vorab beschriebenen Verfahren ausgestaltet.
Die Erfindung betrifft weiterhin einen elektronisch lesbaren Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einem Rechnersystem, das beispielsweise mit einer Magnetresonanzanlage funktionsfähig verbunden ist, eines der vorab beschriebenen Verfahren durchführen. Es wird darüber hinaus ein Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm bereitgestellt, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem eines der vorab beschriebenen Verfahren ausführt.
Selbstverständlich können die Merkmale der vorab beschriebenen Ausführungsformen und Aspekte der Erfindung miteinander kombiniert werden. Insbesondere können die Merkmale nicht nur in den beschriebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder für sich genommen verwendet werden, ohne das Gebiet der Erfindung zu verlassen.
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsformen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert. In den Figuren bezeichnen gleiche Bezugszeichen gleiche oder ähnliche Elemente.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer vorbekannten Magnetresonanzanlage.
2 ist ein Flussdiagramm, das ein Verfahren zur ortsaufgelösten Bestimmung eines MR-Parameters gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung veranschaulicht.
3 zeigt ein Flussdiagramm, das eine Ausführungsform des Schritts 250 des Verfahrens der 2 veranschaulicht.
4 zeigt ein Flussdiagramm mit weiteren Verfahrensschritten, die bei dem Verfahren der 2 durchgeführt werden können.
5 veranschaulicht schematisch das Bestimmen des MR-Parameters aus Bilddaten für verschiedene Echozeiten TE.
6 veranschaulicht schematisch das Bilden von Bildpunktvektoren für jeden Bildpunkt und das anschließende Kombinieren der Vektoren.
7A und 7B veranschaulichen die räumliche Lage von Bereichen mit hohen Varianzen in Bilddatensätzen für verschiedene Echozeiten und in daraus bestimmten Parameterkarten.
Mit der vorliegenden Erfindung soll es ermöglicht werden, einen MR-Parameter unmittelbar aus einer Vielzahl von Bilddatensätzen mit möglichst geringem Fehler zu bestimmen. Insbesondere sollen die Resonanzfrequenzverschiebung ω, also eine Änderung der Präzessionsfrequenz der Protonen beispielsweise aufgrund der chemischen Umgebung (chemical shift) oder der lokalen Temperatur, sowie die T2*-Relaxationszeit bestimmt werden. Bei herkömmlichen Verfahren werden dafür die Phasen und Magnituden in den Bilddaten analysiert, die jedoch aufgrund verschiedener Effekte wesentliche Veränderungen erfahren. Phasenverschiebungen können sich aus Inhomogenitäten des B0-Feldes oder aus der Empfängerkette (receive chain) ergeben, wobei diese ebenfalls die Magnituden beeinflussen, Insbesondere die verschiedenen Spulensensitivitäten können zu wesentlichen Änderungen der aufgezeichneten Magnituden führen. Herkömmlich werden aufwendige Verfahren zur Rekonstruktion der Phase oder zur Entfernung unerwünschter Signalanteile eingesetzt. werden mehrere Spulen zur Aufnahme der MR-Signale eingesetzt, erfolgt eine Kombination der aufgenommenen Daten meist nur durch Addition der Magnituden unter Verlust der Phaseninformationen. Die Auswertung der Daten ist somit mit hohem Aufwand verbunden und führt oft zu Ergebnissen mit verbesserungswürdiger Genauigkeit. Bei der vorliegenden Erfindung wird der MR-Parameter direkt aus den mit verschiedenen Spulen bei verschiedenen TE aufgenommenen Bilddatensätzen bestimmt, wobei unerwünschte Phasen- und Magnitudenanteile kompensiert werden, so dass die Genauigkeit der Parameterbestimmung wesentlich verbessert werden kann.
Insofern sich die nachfolgende Beschreibung auf bestimmte MR-Bildgebungssequenzen bezieht, sollte klar sein, dass auch andere als die genannten Sequenzen eingesetzt werden können, sofern die Aufnahme von MR-Daten für verschiedene Echozeiten ermöglicht wird. Beispielsweise können die nachfolgend genannten Multiechobildgebungssequenzen auch durch andere Spin- oder Gradientenechosequenzen ersetzt werden, mit denen Bilddaten für verschiedene TEs aufgenommen werden können.
1 zeigt schematisch eine vorbekannte Magnetresonanzanlage. Die MR-Anlage weist einen Magneten 10 zur Erzeugung eines Polarisationsfelds B₀ auf. Ein Untersuchungsobjekt, hier eine Untersuchungsperson 11, kann auf einem Liegetisch 13 in den Magneten 10 geschoben werden, wie es schematisch durch den Pfeil dargestellt ist. Die MR-Anlage weist weiterhin ein Gradientensystem 14 zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten auf, die für die Bildgebung und Ortskodierung verwendet werden. Zur Anregung der sich im Hauptmagnetfeld ergebenden Polarisation ist eine Hochfrequenzspulenanordnung 15 vorgesehen, die ein Hochfrequenzfeld in die untersuchte Person 11 einstrahlt, um die Magnetisierung aus der Gleichgewichtslage auszulenken. Zur Steuerung der Magnetfeldgradienten ist eine Gradienteneinheit 17 vorgesehen, und zur Steuerung der eingestrahlten HF-Pulse ist eine HF-Einheit 16 vorgesehen.
Die Aufnahme von Magnetresonanzsignalen aus dem Untersuchungsbereich 12 kann mittels der Hochfrequenzspulenanordnung 15 erfolgen. Insbesondere bei der Durchführung eines beschleunigten Aufnahmeverfahrens, wie beispielsweise GRAPPA, SENSE oder SMASH, kann die Magnetresonanzanlage auch lokale Empfängerspulen oder Komponentenspulen aufweisen, wobei 1 beispielhaft zwei lokale Empfängerspulen 22 und 23 zeigt. Diese können Teil eines größeren Spulenarrays sein (z. B. Phased-Array-Spulen), der weitere Empfängerspulen umfasst. Aufgrund der räumlich unabhängigen Anordnung der Spulen und der somit unterschiedlichen Sensitivitätsprofile werden zusätzliche räumliche Informationen erhalten. Durch eine geeignete Kombination der von den Spulen simultan aufgenommenen Magnetresonanzdaten lässt sich im Wesentlichen eine zusätzliche Ortskodierung erreichen, so dass der k-Raum nicht vollständig abgetastet werden muss und eine Beschleunigung der Aufnahme erzielt werden kann. Die Empfangsspulen eines solchen Spulenarrays können jeweils eigene Empfangseinheiten (hier die Empfangseinheiten 24 bzw. 25) aufweisen, so dass parallel für jede Empfangsspule ein Rohdatensatz mit MR-Daten aufgenommen werden kann. Dadurch bleibt das jeweilige Spulenrauschen unkorreliert, so dass ein besseres SNR erzielt werden kann.
ppa-Aufnahmeverfahren wie GRAPPA, SMASH oder SENSE, zu deren Durchführung die dargestellte Magnetresonanzanlage konfiguriert sein kann, sind dem Fachmann bekannt, so dass weitere Details dieser Verfahren hier nicht näher beschrieben sind. Die der Aufnahme von MR-Daten dienenden Komponenten der Magnetresonanzanlage, wie beispielsweise die Einheiten 14–17 und 22–25, werden nachfolgend als Aufnahmeeinheit 26 bezeichnet.
Die Magnetresonanzanlage wird zentral von der Steuereinheit 18 gesteuert. Rechnereinheit 18 steuert das Einstrahlen von HF-Pulsen und das Aufnehmen resultierender MR-Signale. Eine Rekonstruktion von Bilddaten aus den MR-Rohdaten und eine weitergehende Verarbeitung dieser erfolgt in Rechnereinheit 19. Über eine Eingabeeinheit 20 kann eine Bedienperson ein Frequenzprotokoll auswählen und Bildgebungsparameter eingeben und abändern, die auf einer Anzeige 21 angezeigt werden.
Die allgemeine Funktionsweise einer MR-Anlage ist dem Fachmann bekannt, so dass auf eine detailliertere Beschreibung der allgemeinen Komponenten verzichtet wird.
Steuereinheit 18 ist eingerichtet, um die Durchführung einer Echobildgebungssequenz, wie beispielsweise einer Turbospinecho oder MGRE-Sequenz zu steuern. Die Echosequenz kann Teil einer EPI-Sequenz sein, bei der innerhalb einer Repetitionszeit alle k-Raum-Linien abgetastet werden, d. h. bei der nach einer Anregung ein vollständiger Bilddatensatz aufgenommen wird. Bei einer EPI (echo planar imaging) Sequenz wird vor jedem Echo die Phasenkodierung geändert, so dass mit einem Echozug der ganze k-Raum abtastbar ist. Auch können segmented-EPI-Sequenzen eingesetzt werden, mit welchen ein Teil des k-Raumes mit einem Echozug abgetastet wird. Eine EPI-Sequenz kann Gradientenecho oder Spinecho-basiert sein, den resultierenden Bilddaten wird in der Regel eine äquivalente Echozeit zugeordnet. Besonders vorteilhaft ist die Durchführung einer Multiecho-Sequenz wie z. B. MGRE, mit der durch wiederholtes Schalten von Gradienten eine Sequenz von Gradientenechos erzeugt wird. Mit einem Echozug kann jeweils eine k-Raum-Linie abgetastet werden, wobei jedes Echo einer anderen Echozeit entspricht. Aus den Echozügen für die abzutastenden k-Raum-Linien kann anschließend für jede Echozeit TE ein vollständiger Bilddatensatz rekonstruiert werden. Jeder Bilddatensatz entspricht dabei also einem Echo in der Echosequenz.
Die genannten Verfahren können im Rahmen einer beschleunigten Bildgebung eingesetzt werden, insbesondere eines partiellen parallelen Bildgebungsverfahrens (ppa – partial parallel acquisition) wie SENSE, GRAPPA oder SMASH. Dabei ist Steuereinheit 18 konfiguriert, durch Auslassen von k-Raum-Zeilen nur eine unvollständige Abtastung des k-Raumes vorzunehmen, wobei jedoch die Aufnahme von MR-Signalen gleichzeitig mit den Empfangsspulen 22 und 23, sowie ggf. weiteren Spulen erfolgt. Eine Rekonstruktion der fehlenden Daten kann dann je nach Verfahren im k-Raum oder im Bildraum erfolgen. Die rekonstruierten Datenpunkte weisen dabei regelmäßig höhere Varianzen sowie Korrelationen zu anderen Datenpunkten auf. Der Umgang mit diesen ist nachfolgend genauer beschrieben.
Steuereinheit 18 kann ebenfalls eingerichtet sein, um das in „k-TE Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquistion (GRAPPA) for Accelerated Multiple Gradient-Recalled Echo (MGRE)R₂* Mapping in the Abdomen”, von Xiaoming Yin et al., Magnetic Resonance in Medicine 61507-516 (2009) beschriebene k-TE-GRAPPA-Verfahren durchzuführen. k-TE-GRAPPA verwendet eine MGRE-Aufnahmesequenz, bei der periphere Bereiche des k-Raums nur unvollständig abgetastet werden. Ausgelassene k-Raum-Zeilen werden nicht nur unter Verwendung von benachbarten k-Raum-Zeilen, die mit benachbarten Spulen des Spulenarrays aufgenommen wurden, sondern auch unter Verwendung von k-Raum-Zeilen für benachbarte Echozeiten rekonstruiert, was zu einer Reduktion von Artefakten führt. Das Ergebnis sind vollständige Bilddatensätze für die verschiedenen Echozeiten und für die verschiedenen verwendeten Spulen.
Die Bildrekonstruktion wird von Rechnereinheit 19 mittels herkömmlicher, für die jeweilige Aufnahmesequenz geeigneter Rekonstruktionsverfahren durchgeführt. Beispielsweise kann dies eine einfache zweidimensionale Fourier-Transformation, aber auch die Anwendung eines GRAPPA- oder SMASH-Kernels umfassen. Aus den mit Aufnahmeeinheit 25 aufgenommenen komplexen MR-Rohdaten werden bei der Bildrekonstruktion entsprechende komplexe Bilddaten erhalten, die sowohl Magnituden als auch Phaseninformationen enthalten. Eine herkömmliche Auswertung der Bilddaten stellt beispielsweise die Berechnung eines Magnitudenbilds (√(Realteil² + Imaginärteil²)) oder eines Phasenbilds (Arctan(Imaginärteil/Realteil)) dar. Aufgrund der vorab genannten unerwünschten Phasen- und Magnitudenanteile in derartigen Bildern stellen diese jedoch keine gute Basis für weitergehende Analysen dar.
Zur Lösung dieses Problems ist Rechnereinheit 19 ausgestaltet, um auf Grundlage der nach der Rekonstruktion bereitgestellten komplexen Bilddaten einen MR-Parameter so zu bestimmen, dass diese unerwünschten Phasen- bzw. Magnitudenanteile kompensiert werden. Dies ist nachfolgend genauer mit Bezug auf die 2 bis 7 beschrieben.
2 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, das auf der in 1 gezeigten MR-Anlage 100 ausgeführt werden kann. In Schritt 210 werden MR-Daten für verschiedenen Echozeiten TE mit verschiedenen Aufnahmespulen bzw. Empfängerspulen aufgenommen. Steuereinheit 18 kann dafür die Durchführung einer der vorab genannten Aufnahmesequenzen veranlassen. Insbesondere kommen die MGRE-Sequenz, sowie die single shot EPI oder segmented EPI – Sequenzen (für verschiedene äquivalente TE) in Betracht, beispielsweise in Kombination mit einem ppa Aufnahmeverfahren. Wichtig ist nur, dass aus den aufgenommenen MR-Daten Bilddatensätze für verschiedene Spulen und TEs erhalten werden können, ggf. nach entsprechender Ergänzung durch Rekonstruktion.
Das Rekonstruieren von komplexen Bilddaten für jede Echozeit TE erfolgt in Schritt 220 durch Rechnereinheit 19. Die Bilddaten für eine Echozeit enthalten dabei einen Bilddatensatz für jede Empfängerspule. Ein Bilddatensatz kann dabei sowohl eine zweidimensionale als auch eine dreidimensionale Abbildung umfassen, wobei die Bilddatensätze Bildpunkte in Form von Pixeln oder Voxeln aufweisen. Bei partiellen parallelen Aufnahmeverfahren kann die Rekonstruktion zunächst durch Ergänzen der Rohdaten im k-Raum und anschließende Fourier-Transformation, oder durch Entfalten der Bilddatensätze für verschiedene Spulen im Bildraum erfolgen. Komplexer Bilddatensatz bedeutet dabei, dass der Bilddatensatz sowohl Magnituden als auch Phaseninformationen enthält, dass also beispielsweise jedem Bildpunkt des Bilddatensatzes ein komplexer Wert zugewiesen ist. Komplexe Bilddaten 510 für eine Echozeit TE1 mit den Bilddatensätzen 511 (Spule S1), 512 (Spule S2) und 513 (Spule S3) sind beispielhaft in 5 veranschaulicht.
Die derart rekonstruierten, vollständigen Bilddatensätze werden in Schritt 230 zur Bestimmung des MR-Parameters bereitgestellt. Diese erfolgt in den nachfolgenden Schritten 240–290.
Bei dem Verfahren nach der vorliegenden Ausführungsform wird der MR-Parameter mehrmals jeweils aus einem Paar von Bilddaten bestimmt. In Schritt 240 werden Paare von Bilddaten mit verschiedenen zugehörigen TEs so gebildet, dass die ersten und die zweiten Bilddaten eines Paars beide einem geraden oder einem ungeraden Echo bei der vorangegangenen Aufnahme entsprechen. Dies ist beispielhaft in 5 dargestellt, in der z. B. bei Verwendung einer MGRE-Sequenz mit dem ersten Echo Bilddaten 510 bei TE1, mit dem zweiten Echo Bilddaten 520 bei TE2 usw. aufgenommen werden. Wie veranschaulicht werden Paare von Bilddaten gebildet entweder aus ungeraden Echos (Te1 und TE3; TE3 und TE5, ...) oder geraden Echos (TE2 und TE4; ...). Dies ist vorteilhaft, da aufgrund von Fehlern im Zeitablauf der Sequenz Phaseneffekte auftreten können, die verschieden sind für gerade und ungerade Echos. Echos, die entlang der Phasenkodierrichtung im k-Raum von links nach rechts aufgenommen werden, können eine andere zeitliche Verschiebung aufweisen als Echos, die von rechts nach links aufgenommen werden, was zu einer Phasenverschiebung im Bildraum führt. Bei der beschriebenen Paarbildung kann dieser unerwünschte Phasenanteil bei der nachfolgenden Parameterbestimmung kompensiert werden.
Eine solche Paarbildung ist jedoch optional. Grundsätzlich können die Paare aus Bilddaten mit beliebigen zugehörigen TEs gebildet werden. Bei anderen Aufnahmesequenzen, die keine derartigen Phasenanteile hervorrufen, führt dies zu keinen Nachteilen. Auch ist es denkbar, die Paare derart zu bilden, dass die zugehörigen Echozeiten stets im Wesentlichen dieselbe Echozeitdifferenz aufweisen. Die Bestimmung der MR-Parameter basiert dann auf einer äquivalenten Grundlage.
Der MR-Parameter wird in Schritt 250 bildpunktweise (pixelweise oder voxelweise) bestimmt, wobei eine Parameterkarte erhalten wird, die die Werte des MR-Parameters ortsaufgelöst darstellt. Dies erfolgt für jedes Paar von Bilddaten, wie in 5 veranschaulicht. Es werden also mehrere Parameterkarten P1, P2, P3, ... für denselben MR-Parameter erhalten. Die Bestimmung des MR-Parameters für ein Paar von Bilddaten ist im Detail in 3 veranschaulicht. Die Schritte 251–253 können für jedes Paar von Bilddaten bei Schritt 250 durchgeführt werden.
In Schritt 251 wird für jede TE und für jeden Bildpunkt ein Bildpunkt-Vektor wie folgt gebildet. Die Bilddatensätze für die verschiedenen Empfängerspulen bilden dasselbe oder sich zumindest größtenteils überlappende Gesichtsfelder ab. Somit enthalten die verschiedenen Bilddatensätze Bildpunkte, die im Wesentlichen dasselbe Volumenelement des untersuchten Objekts abbilden, sich also diesbezüglich entsprechen. Dies ist in 6 veranschaulicht, in der ein Paar von Bilddaten 510 und 520 für die Echozeiten TE1 und TE2 dargestellt ist, die jeweils mit den Empfangsspulen S1, S2 und S3 aufgenommene Bilddatensätze (511, 512 und 513 bzw. 521, 522 und 523) umfassen. Die Bildpunkte 515, 516 und 517 sowie 525, 526 und 527 bilden dasselbe Volumenelement ab (‚Voxel1’), stellen also sich entsprechende Bildpunkte dar. Für jede TE wird dann ein Bildpunktvektor aus diesen sich entsprechenden Bildpunkten erstellt, der in 6 für mit d ₁(voxel1) und d ₂(voxel2) für TE1 bzw. TE2 bezeichnet ist. Für jeden der Bildpunkte, die gemeinsam in den verschiedenen Bilddatensätzen abgebildet sind, werden somit zwei Vektoren d ₁ und d ₂ bestimmt. Aus diesen wird für den entsprechenden Bildpunkt der MR-Parameter bestimmt (P(Voxel1) in 6). Es sollte klar sein, dass die Elemente der Vektoren komplexe Zahlen darstellen, und dass die Bildpunkte in den Vektoren jeweils in der gleichen Reihenfolge angeordnet sind.
Das Bestimmen des MR-Parameters für jeden dieser Bildpunkte erfolgt in Schritt 252 unter gleichzeitiger Kompensation der TE-unabhängigen Phasen- bzw. Magnitudenanteile. Die Parameterbestimmung ist nachfolgend für zwei spezielle Beispiele konkret beschrieben.
In einem ersten Beispiel soll die Resonanzfrequenzverschiebung ω bestimmt werden, die sich z. B. aus Suszeptibilitätsunterschieden von Gewebearten oder Kontrastmitteln, aus einem Fluss von Protonen, aus einer chemischen Verschiebung oder temperaturbedingten Änderungen der Protonenresonanzfrequenz ergeben kann. Letzteres kann bei einer temperaturabhängigen chemischen Verschiebung auftreten. Für jeden Bildpunkt lässt sich folgende Beziehung für die Bildpunkt-Vektoren d ₁ und d ₂ aufstellen:
Dabei bezeichnen τ₁ und τ₂ die erste bzw. zweite Echozeit, in den natürlichen Logarithmus, und ✝ einen komplex konjugierten, transponierten Vektor. Für Vektoren der Länge eins (d. h. Skalare) lässt sich diese Beziehung bei polarer Schreibweise der komplexen Bildpunktwerte ohne weiteres nachvollziehen. Aus dieser Beziehung kann nun ω analytisch bestimmt werden:
Mit dieser Formel lässt sich der MR-Parameter ω für jeden Bildpunkt einzeln aus den Bildpunktvektoren bestimmen. Durch das Bilden des Skalarprodukts mit dem komplex konjugierten Vektor für verschiedene TE werden die TE-unabhängigen Phasenanteile entfernt, da diese in beiden Vektoren gleichermaßen vorhanden sind. Es verbleiben lediglich die erwünschten und für die Bestimmung von ω benötigten, TE-abhängigen Phasenanteile. Durch die Division der Skalarprodukte werden darüber hinaus die Amplituden vollständig kompensiert, also auch die TE-unabhängigen. Somit werden bei der Bestimmung von ω die wesentlichen störenden Einflüsse automatisch kompensiert. Darüber hinaus beruht die Bestimmung von ω auf 2*M Bilddatensätzen, wobei M die Anzahl der Empfängerspulen zur Aufnahme von Bilddaten ist. Da diese im Allgemeinen unkorreliertes Rauschen aufweisen, kann das Signal zu Rausch Verhältnis (SNR) und damit die Genauigkeit der Parameterbestimmung verbessert werden. Auf ppa-Verfahren mit Korrelationen und höheren Varianzen wird später eingegangen.
Das zweite Beispiel betrifft die Bestimmung der T2*-Relaxationszeit. Die T2*-Relaxationszeit ist eine Zeitkonstante des exponentiellen Zerfalls der transversalen Komponente der angeregten Magnetisierung, wobei der Zerfall maßgeblich auf Spin-Spin Relaxationsprozessen beruht (reine T2-Relaxation).
Die T2*-Relaxation ist gegenüber der T2 Relaxation beschleunigt, beispielsweise durch Magnetfeldinhomogenitäten, Suszeptibilitätsunterschiede verschiedener Gewebearten oder ähnliches. Während der Zerfall der Magnetisierung durch Magnetfeldinhomogenitäten bei Echo-Sequenzen durch das Rephasieren der Magnetisierung kompensiert wird, führen die Suszeptibilitätsunterschiede auch bei Gradientenechosequenzen zu einer Abschwächung des MR-Signals, wobei dieser beschleunigte Signalzerfall ebenfalls als T2*-Relaxation bezeichnet wird.
Für jeden Bildpunkt lässt sich folgende Beziehung für die Bildpunkt-Vektoren d ₁ und d ₂ aufstellen:
Durch die Erweiterung auf Bildpunkt-Vektoren kann bei der Bestimmung des MR-Parameters gleichzeitig eine Kombination der für verschiedene Spulen und TE aufgenommenen Bilddatensätze erfolgen. Aus dieser Beziehung kann T2* analytisch bestimmt werden:
Mit dieser Formel lässt sich der MR-Parameter T2* für jeden Bildpunkt einzeln aus den Bildpunktvektoren d ₁ und d ₂ bestimmen. Die Bestimmung der T2*-Relaxationszeit beruht auf den Magnituden der komplexen Werte in den Bildpunktvektoren für die zwei TEs, wobei durch die Verwendung der Bilddaten für zwei TEs TE-unabhängige Magnitudenanteile kompensiert werden, die beispielsweise durch Spulensensitivitäten oder den jeweiligen Empfangskanal bedingt sind. Mit dem Verfahren kann somit auch T2* basierend auf mehreren Bilddatensätzen analytisch und mit verbesserter Genauigkeit bestimmt werden.
Die Bestimmung weiterer MR-Parameter und die Verwendung anderer Formalismen dafür sind selbstverständlich ebenfalls möglich. Beispielsweise können entsprechende Formeln für Bildpunktvektoren für drei oder mehr verschiedene Echozeiten aufgestellt werden. Durch die gleichzeitige Verwendung von Daten für drei oder mehr Echozeiten der Bestimmung des MR-Paramters kann die Genauigkeit weiter erhöht werden. Neben der genannten analytischen Bestimmung der MR-Parameter ist eine numerische Bestimmung ebenfalls denkbar.
Das bildpunktweise Bestimmen des MR-Parameters wird im Schritt 253 für alle Bildpunkte wiederholt, wobei eine Parameterkarte des MR-Parameters erhalten wird. Selbstverständlich ist es möglich die Bestimmung nur für einen ausgewählten Teil der Bildpunkte durchzuführen, beispielsweise in einer „Region of Interest”, wodurch sich das Verfahren beschleunigen lasst.
Bei dem Verfahren können auch Bilddaten verwendet werden, die mit einem partiellen parallelen (ppa) Aufnahmeverfahren aufgenommen wurden. Da bei diesem Verfahren der k-Raum nur unvollständig abgetastet wird, müssen fehlende k-Raum-Daten entweder im k-Raum selbst oder im Bildraum rekonstruiert werden, was für die entsprechenden Bildpunkte zu einem erhöhten Bildrauschen sowie zu Korrelationen zwischen den Bildpunkten führt. Dies kann bei der Bestimmung von MR-Parametern aus derartigen Daten auf verschiedene Weise berücksichtigt werden. In Schritt 260 erfolgt das Durchführen einer Fehlerabschätzung für die Bilddatensätze durch Bestimmen von Kovarianzmatrizen für die Bilddaten. Die bestimmten Kovarianzmatrizen können auf verschiedene Weise verwendet werden.
zum einen können die Paare von Bilddaten in Schritt 240 so festgelegt werden, dass Bilddaten kombiniert werden, die verschieden geformte Kovarianzmatrizen aufweisen. Damit kann vermieden werden, dass Bereich mit hohen g-Faktoren (Geometrie-Faktoren) überlagert werden und somit zu größeren Fehlern bei der Bestimmung des MR-Parameters im entsprechenden Bereich führen. Dies ist beispielhaft in 7A und 7B veranschaulicht. 7A zeigt Bilddatensätze für verschiedene TE, die mit einer Empfangsspule aufgenommen wurden. Bereiche mit erhöhten g-Faktoren sind als schwarze Ovale dargestellt. Eine unterschiedliche Verteilung dieser Bereiche kann dadurch erzielt werden, dass die Positionen ausgelassener Linien im k-Raum variiert werden. Bei der Bestimmung von Parametern, die in 7B veranschaulicht sind, überlagern sich die Bereiche mit erhöhten g-Faktoren nicht. 7B stellt im Wesentlichen die Bereiche erhöhter Varianzen in den aus den Paaren von Bilddatensätzen bestimmten MR-Parameterkarten dar. Bei einem Vergleich der Parameterkarten fällt auch hier auf, dass es für jeden Bereich eine Parameterkarte gibt, in der die Varianzen nicht erhöht sind. Dies kann wie nachfolgend beschrieben bei der Kombination der verschiedenen bestimmten Parameterkarten ausgenutzt werden.
Die Berechnung der Kovarianzmatrizen für einen rekonstruierten Bilddatensatz kann auf herkömmliche Weise erfolgen und kann unabhängig davon durchgeführt werden, ob GRAPPA, SENSE, SMASH oder eine andere Transformation zum Erzeugen der vollständigen Bilddaten verwendet wurde. Derartige Verfahren können beispielsweise die Konditionierung von Inversen a priori Information usw. verwenden. Bei derartigen Verfahren kann auch bereits eine Kombination von Echos benachbarter TEs erfolgen, wie beispielsweise bei dem vorab genannten k-TE GRAPPA Verfahren. Auch für iterative Verfahren ist es möglich, eine lineare Transformation zwischen den Originaldaten und den rekonstruierten Bilddaten zu bestimmen.
Bei dem vorab genannten Verfahren zur Bestimmung der Kovarianzmatrizen wird davon ausgegangen, dass das Rauschen in den verschiedenen Spulen und TE-Bilddatensätzen nicht korreliert ist und dass die Signale derart skaliert sind, dass alle Bildpunkte bzw. Voxel dasselbe Rauschniveau aufweisen. Das Rauschen zwischen verschiedenen Spulen kann dadurch dekorreliert werden, dass Rauschen von allen Spulen gemessen wird, und dass eine Spulenrauschen-Kovarianzmatrix berechnet wird, die anschließend zur Dekorrelation des Rauschens eingesetzt wird. Dies ist eine herkömmliche Technik, auf die hier nicht weiter eingegangen wird. Außer bei der Verwendung von Aufnahmeverfahren wie beispielsweise k-TE-GRAPPA oder ähnlichen ist das Rauschen in den Bilddatensätzen für verschiedene TEs unkorreliert. Wird ein Verfahren wie k-TE-GRAPPA zur Aufnahme und Rekonstruktion der Bilddatensätze verwendet, so kann die Annahme von unkorreliertem Rauschen zwischen verschiedenen TE-Datensätzen als eine gute Näherung betrachtet werden. Zur Abschätzung und Skalierung räumlicher Rauschverteilungen, welche sich durch Rekonstruktionsmethoden wie GRAPPA, SENSE, SMASH oder ähnlichen ergeben (dem sogenannten „g-Faktor”), gibt es diverse, etablierte Methoden.
Eine Fehlabschätzung bzw. eine Bestimmung des Rauschens für die bestimmten MR-Parameterkarten kann beispielsweise unter Verwendung von Fehlerfortpflanzungsverfahren erfolgen. Eine Näherung des Rauschens kann basierend auf einer Laplace-Näherung bestimmt werden. Diese ist im Detail in „Information Theory, Interference, and Learning Algorithms”, von David J. C. MacKay, Cambridge University Press, Version 6.0/2003, Kap. 27, S. 341ff. beschrieben. Basierend auf diesem Verfahren können Kovarianzmatrizen für die bestimmten MR-Parameterkarten erhalten werden. Die Kovarianzmatrizen für die Parameterkarten werden ebenfalls in Schritt 260 bestimmt.
In Schritt 270 kann anschließend das Bestimmen einer kombinierten Parameterkarte aus den einzelnen Parameterkarten für die Paare von Bilddaten unter Berücksichtigung der Fehlerabschätzung, insbesondere der bestimmten Kovarianzmatrizen erfolgen. Die einfachste Art der Kombination der Parameterkarten, die ebenfalls zum Einsatz kommen kann, ist eine Mittelung der verschiedenen Parameterkarten. Jedoch ist es vorteilhaft, zur Minimierung der Varianzen der für jeden Bildpunkt bestimmten MR-Parameter die Kovarianzmatrizen bei der Kombination zu berücksichtigen. Insbesondere können somit Bereiche der Parameterkarten, in denen der MR-Parameter erhöhte Varianzen aufweist, bei der Kombination geringer gewichtet werden als entsprechende Bereiche in anderen Parameterkarten mit niedrigeren Varianzen. Beispielsweise werden bei der Kombination der Parameterkarten die in 7B gezeigten dunklen Bereiche niedriger gewichtet, sodass der Fehler in der kombinierten Parameterkarte minimiert wird, was zu einer weiteren Verbesserung der Genauigkeit der Parameterbestimmung führt.
Weiterhin kann in Schritt 280 eine Fehlerabschätzung für die kombinierte Parameterkarte, beispielsweise durch Bestimmen einer Kovarianzmatrix für diese erfolgen. Mit einer derartigen Fehlerabschätzung können Aussagen über die Konfidenz der Parameterbestimmung getroffen werden.
Die kombinierte Parameterkarte und die Fehlerabschätzung können anschließend für eine weitere Verwendung bereitgestellt werden (Schritt 290). Die bestimmte Parameterkarte kann beispielsweise für eine suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung oder für eine PRF-Verschiebungsthermometrie verwendet werden.
Das vorab mit Bezug auf 2 und 3 beschriebene Verfahren kann weiterhin die im Flussdiagramm der 4 dargestellten Schritte umfassen. In Schritt 401 werden wie vorab beschrieben Parameterkarten für die Resonanzfrequenzverschiebung ω und die Relaxationszeit T2* bestimmt. Mit Kenntnis dieser Parameter ist nun bekannt, wie sich mit fortlaufender Zeit die Phasen und die Magnituden in den Bilddaten entwickeln (proportional zu Exp(iωτ) bzw. Exp(–1/T2*τ)). Mit dieser Kenntnis erfolgt in Schritt 402 das Konvertieren der mit einer Empfangsspule für verschiedene Echozeiten TE aufgenommenen Bilddatensätze zu einer vorbestimmten Echozeit. Die Bilddatensätze werden also im Wesentlichen zu einer gemeinsamen Echozeit extrapoliert.
Dies erfolgt zum einen in Schritt 403 durch Anpassen der Phase unter Verwendung der bestimmten Resonanzfrequenzverschiebung ω und der Differenz der Echozeit TE des jeweiligen Bilddatensatzes zur vorbestimmten Echozeit. Zum anderen erfolgt in Schritt 404 das Anpassen der Magnituden unter Verwendung der bestimmten Relaxationszeit T2* und wiederum der Differenz der jeweiligen Echozeit zur vorbestimmten Echozeit. Jeder Bilddatensatz wird somit phasenverschoben und skaliert. Das Ergebnis sind mehrere äquivalente Bilddatensätze für dieselbe TE.
Diese können somit in Schritt 405 auf einfache Weise komplex kombiniert werden (beispielsweise durch Mittelung), wodurch ein höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis erzielt wird. Somit wird eine gegenüber herkömmlichen Verfahren wesentlich verbesserte Kombination der Bilddaten bereitgestellt, da herkömmliche verfahren lediglich die Magnituden der Bilddaten kombinieren und dem resultierenden Bilddatensatz eine äquivalente Echozeit zuweisen. Auch bleiben bei dem hier beschriebenen Verfahren durch die Kombination der komplexen Bilddatensätze die Phaseninformationen für die vorbestimmte Echozeit erhalten.
Bei der Verwendung von PPA-Aufnahmeverfahren kann auf das vorab beschriebene Verfahren zur Kombination der Bilddaten unter Berücksichtigung von Kovarianzmatrizen zurückgegriffen werden, um auch hier eine Verbesserung des Rauschens in den resultierenden kombinierten Bilddaten zu erzielen.
Zusammenfassend stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren und eine entsprechende Magnetresonanzanlage bereit, mit denen unter Verwendung verschiedener Echozeiten TE- unabhängige Effekte bei der Bestimmung von MR-Parametern entfernt werden können. Des Weiteren werden die Bilddatensätze von verschiedenen Spulen und für verschiedene Echozeiten bei der Parameterbestimmung unmittelbar miteinander kombiniert. Dies stellt eine geeignete und konsistente Kombination von Bilddatensätzen, die für verschiedene Echozeiten aufgenommen wurden, und damit eine wesentliche Verbesserung gegenüber der herkömmlichen Praxis der Zuweisung einer äquivalenten Echozeit dar. Auch können die vorab beschriebenen Verfahren in Kombination mit einer Unterabtastung des k-Raumes (ppa-Verfahren) verwendet werden. Auch lässt sich sowohl für herkömmliche als auch ppa-Aufnahmeverfahren eine Fehlabschätzung für den bestimmten MR-Parameter durchführen. Weiterhin können Bilddatensätze basierend auf den bestimmten Parametern zu einer vorbestimmten Echozeit extrapoliert werden, sodass eine verbesserte Kombination der komplexen Bilddatensätze ermöglicht wird.

Claims

Verfahren zur Kompensation von Echozeit-unabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommenen MR-Bilddaten, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst: – Bereitstellen von ersten komplexen Bilddaten (510), die mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer ersten Echozeit (TE1) aufgenommen wurden, wobei die ersten Bilddaten (510) mindestens einen ersten Bilddatensatz (511), der mit einer ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (512), der mit einer zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen, – Bereitstellen von zweiten komplexen Bilddaten (520), die mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer zweiten Echozeit (TE2) aufgenommen wurden, wobei die zweiten Bilddaten (520) mindestens einen ersten Bilddatensatz (521), der mit der ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (522), der mit der zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen, wobei die verschiedenen Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) bezüglich des abgebildeten Volumenelements des Untersuchungsobjekts (11) entsprechende komplexe Bildpunkte (515, 516, 525, 526) aufweisen, und wobei die Kompensation erfolgt durch – Bestimmen eines ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) für die erste Echozeit (TE1) aus den ersten Bilddaten (510) und eines zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) für die zweite Echozeit (TE2) aus den zweiten Bilddaten (520) für jeden der Bildpunkte, wobei ein Bildpunkt-Vektor die sich entsprechenden Bildpunkte der jeweils mindestens zwei Bilddatensätze (511, 512; 521, 522) der jeweiligen Bilddaten (510; 511) umfasst, – für einen Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) und des ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) des entsprechenden Bildpunktes, – für den Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) und des zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂), und – Dividieren der beiden Skalarprodukte, um kompensierte MR-Bilddaten zu erhalten.
Verfahren zur Kompensation von Echozeit-unabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommenen MR-Bilddaten, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst: – Bereitstellen von ersten komplexen Bilddaten (510), die mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer ersten Echozeit (TE1) aufgenommen wurden, wobei die ersten Bilddaten (510) mindestens einen ersten Bilddatensatz (511), der mit einer ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (512), der mit einer zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen, – Bereitstellen von zweiten komplexen Bilddaten (520), die mit einer Echo-Bildgebungssequenz bei einer zweiten Echozeit (TE2) aufgenommen wurden, wobei die zweiten Bilddaten (520) mindestens einen ersten Bilddatensatz (521), der mit der ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (522), der mit der zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen, wobei die verschiedenen Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) bezüglich des abgebildeten Volumenelements des Untersuchungsobjekts (11) entsprechende komplexe Bildpunkte (515, 516, 525, 526) aufweisen, und wobei die Kompensation erfolgt durch – Bestimmen eines ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) für die erste Echozeit (TE1) aus den ersten Bilddaten (510) und eines zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) für die zweite Echozeit (TE2) aus den zweiten Bilddaten (520) für jeden der Bildpunkte, wobei ein Bildpunkt-Vektor die sich entsprechenden Bildpunkte der jeweils mindestens zwei Bilddatensätze (511, 512; 521, 522) der jeweiligen Bilddaten (510; 511) umfasst, – für einen Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) und des zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) des entsprechenden Bildpunktes, – für den Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) und des ersten Bildpunkt-Vektors (d₁), – Dividieren der beiden Skalarprodukte, um kompensierte MR-Bilddaten zu erhalten.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, weiterhin umfassend: – ortsaufgelöstes Bestimmen mindestens eines MR-Parameters, der ein bei einer MR-Messung von einem Bereich eines Untersuchungsobjekts (11) detektiertes MR-Signal beeinflusst, für zumindest einen Teil der Bildpunkte aus den kompensierten MR-Bilddaten.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei der mindestens eine MR-Parameter eine Resonanzfrequenzverschiebung und/oder eine T2*-Relaxationszeit umfasst.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Bestimmen der Resonanzfrequenzverschiebung ω für einen Bildpunkt gemäß der Gleichung
erfolgt, wobei d₁ und d₂ den Bildpunkt-Vektor für die erste bzw. zweite Echozeit, τ₁ und τ₂ die erste bzw. zweite Echozeit, 1n den natürlichen Logarithmus, und ✝ einen komplex konjugierten, transponierten Vektor bezeichnen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 oder 5, wobei das Bestimmen der Relaxationszeit T2* für einen Bildpunkt gemäß der Gleichung
erfolgt, wobei d₁ und d₂ den Bildpunkt-Vektor für die erste bzw. zweite Echozeit, τ₁ und τ₂ die erste bzw. zweite Echozeit, in den natürlichen Logarithmus, und ✝ einen komplex konjugierten, transponierten Vektor bezeichnen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3–6, wobei das Bestimmen des mindestens einen MR-Parameters durch eine analytische Berechnung erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3–7, wobei weitere Bilddaten für verschiedene Echozeiten (TE3, TE4, TE5) bereitgestellt werden, die jeweils mit den mindestens zwei Aufnahmespulen (22, 23) aufgenommene Bilddatensätze umfassen, und wobei aus mehreren Paaren von Bilddaten mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten jeweils der MR-Parameter bestimmt wird, so dass mehrere ortsaufgelöste Parameterkarten (P1, P2, P3) des MR-Parameters erhalten werden, wobei das Verfahren des Weiteren das Kombinieren der Parameterkarten (P1, P2, P3) für den MR-Parameter, die aus den mehreren Paaren von Bilddaten bestimmt wurden, umfasst.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Bilddaten mit verschiedenen zugehörigen Echozeiten mit einer Serie von Echos aufgenommen wurden, wobei ein Paar von Bilddaten jeweils gebildet wird aus Bilddaten, die beide bei einem geraden oder einem ungeraden Echo in der Serie von Echos aufgenommen wurden.
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, die weiteren Schritte umfassend: – Durchführen einer Fehlerabschätzung für die Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) der bereitgestellten Bilddaten (510, 520), – Durchführen einer Fehlerabschätzung für die bestimmten Parameterkarten (P1) auf Grundlage der Fehlerabschätzung für die Bilddatensätze (511, 512, 521, 522), aus denen die jeweilige Parameterkarte (P1) bestimmt wurde.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei das Kombinieren der Parameterkarten (P1, P2, P3) des MR-Parameters, die aus den mehreren Paaren von Bilddaten bestimmt wurden, unter Berücksichtigung der Fehlerabschätzung für die jeweilige Parameterkarte erfolgt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche und Anspruch 11, des Weiteren die folgenden Schritte umfassend: – Durchführen einer Fehlerabschätzung für die Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) der bereitgestellten Bilddaten (510, 520), – Bilden der Paare von Bilddaten derart, dass für ein Paar in den Bilddatensätzen (511, 521) derselben Aufnahmespule (22) die Bereiche, an denen die Fehlerabschätzung einen höheren Fehler andeutet, an verschiedenen räumlichen Positionen der Bilddatensätze (511, 521) angeordnet sind.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die bereitgestellten Bilddaten (510, 520) aus Rohdaten rekonstruiert wurden, die mit einem partiellen parallelen Aufnahmeverfahren aufgenommen wurden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bilddaten (510, 520) mit einem Multi-Echo-Bildgebungsverfahren, insbesondere einem MGRE-Bildgebungsverfahren, aufgenommen wurden, wobei die Bilddaten jeweils einem Echo in einer Serie von Echos, die mit dem Multi-Echo-Bildgebungsverfahren aufgenommen wurden, entsprechen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Verfahren des Weiteren das Aufnehmen der Bilddaten (510, 520) umfasst, wobei die Aufnahme der Bilddaten derart erfolgt, dass die mit einer Aufnahmespule für verschiedene Echozeiten aufgenommenen Bilddaten Bereiche höherer g-Faktoren an verschiedenen räumlichen Positionen aufweisen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3–15, wobei das Verfahren des Weiteren den folgenden Schritt umfasst: – Konvertieren zumindest eines Teils der ersten und/oder zweiten Bilddaten mit zugehöriger erster bzw. zweiter Echozeit zu einer anderen vorbestimmten Echozeit unter Verwendung des mindestens einen bestimmten MR-Parameters.
Verfahren nach den Ansprüchen 4 und 16, wobei das Konvertieren durch eine Anpassung der Phase der Bilddaten auf Grundlage der bestimmten Resonanzfrequenzverschiebung, sowie durch eine Anpassung der Magnituden in den Bilddaten auf Grundlage der bestimmten T2*-Relaxationszeit erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3–17, wobei das Verfahren des Weiteren das Bereitstellen von dritten oder weiteren Bilddaten für eine dritte bzw. weitere verschiedene Echozeiten umfasst, wobei für die weiteren bereitgestellten Bilddaten entsprechende Bildpunkt-Vektoren für die jeweilige Echozeit bestimmt werden, wobei der mindestens eine MR-Parameter auf Grundlage der Bildpunkt-Vektoren für mindestens die erste, zweite und dritte Echozeit durch eine analytische Berechnung bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) der ersten bzw. zweiten Bilddaten (510; 520) jeweils parallel mit den verschiedenen Aufnahmespulen (22, 23) aufgenommen wurden.
Magnetresonanzanlage zur Kompensation von Echozeitunabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommenen MR-Bilddaten, wobei die Magnetresonanzanlage (100) aufweist: – eine Aufnahmeeinheit (26), die ausgestaltet ist zur Aufnahme von MR-Signalen mit einer Echo-Bildgebungssequenz, wobei die Aufnahmeeinheit (25) mindestens zwei Aufnahmespulen (22, 23) umfasst, – eine Steuereinheit (18), die ausgestaltet ist, um die Aufnahmeeinheit (25) zur Aufnahme von ersten komplexen Bilddaten (510) mit der Echo-Bildgebungssequenz bei einer ersten Echozeit (TE1) anzusteuern, wobei die ersten Bilddaten (510) mindestens einen ersten Bilddatensatz (511), der mit einer ersten der Aufnahmespulen (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (512), der mit einer zweiten der Aufnahmespulen (23) aufgenommen wurde, umfassen, und zur Aufnahme von zweiten komplexen Bilddaten (520) mit der Echo-Bildgebungssequenz bei einer zweiten Echozeit (TE2) anzusteuern, wobei die zweiten Bilddaten (520) mindestens einen ersten Bilddatensatz (521), der mit der ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (522), der mit der zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen, wobei die verschiedenen Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) sich bezüglich des abgebildeten Volumenelements des Untersuchungsobjekts entsprechende komplexe Bildpunkte (515, 516, 525, 526) aufweisen, – eine Rechnereinheit (19) zur Kompensation von Echozeitunabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen, die zur Durchführung der folgenden Schritte ausgestaltet ist: – Bestimmen eines ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) für die erste Echozeit (TE1) aus den ersten Bilddaten (510) und eines zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) für die zweite Echozeit (TE2) aus den zweiten Bilddaten (520) für jeden der Bildpunkte, wobei ein Bildpunkt-Vektor die sich entsprechenden Bildpunkte der mindestens zwei Bilddatensätze (511, 512; 521, 522) der jeweiligen Bilddaten (510; 511) umfasst, – für einen Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) und des ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) des entsprechenden Bildpunktes, – für den Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des ersten komplex konjugierten Bildpunkt-Vektors (d₁) und des zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂), und – Dividieren der beiden Skalarprodukte um kompensierte MR-Bilddaten zu erhalten.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 20, wobei die Magnetresonanzanlage zur Durchführung eines Verfahrens gemäß einem der Patentansprüche 3–19 ausgestaltet ist.
Magnetresonanzanlage zur Kompensation von Echozeitunabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen in aufgenommen MR-Bilddaten, wobei die Magnetresonanzanlage (100) – eine Aufnahmeeinheit (26), die ausgestaltet ist zur Aufnahme von MR-Signalen mit einer Echo-Bildgebungssequenz, wobei die Aufnahmeeinheit (25) mindestens zwei Aufnahmespulen (22, 23) umfasst, – eine Steuereinheit (18), die ausgestaltet ist, um die Aufnahmeeinheit (25) zur Aufnahme von ersten komplexen Bilddaten (510) mit der Echo-Bildgebungssequenz bei einer ersten Echozeit (TE1) anzusteuern, wobei die ersten Bilddaten (510) mindestens einen ersten Bilddatensatz (511), der mit einer ersten der Aufnahmespulen (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (512), der mit einer zweiten der Aufnahmespulen (23) aufgenommen wurde, umfassen, und zur Aufnahme von zweiten komplexen Bilddaten (520) mit der Echo-Bildgebungssequenz bei einer zweiten Echozeit (TE2) anzusteuern, wobei die zweiten Bilddaten (520) mindestens einen ersten Bilddatensatz (521), der mit der ersten Aufnahmespule (22) aufgenommen wurde, und einen zweiten Bilddatensatz (522), der mit der zweiten Aufnahmespule (23) aufgenommen wurde, umfassen, wobei die verschiedenen Bilddatensätze (511, 512, 521, 522) sich bezüglich des abgebildeten Volumenelements des Untersuchungsobjekts entsprechende komplexe Bildpunkte (515, 516, 525, 526) aufweisen, – eine Rechnereinheit (19) zur Kompensation von Echozeitunabhängigen Phasen- oder Magnitudenanteilen, die zur Durchführung der folgenden Schritte ausgestaltet ist: – Bestimmen eines ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) für die erste Echozeit (TE1) aus den ersten Bilddaten (510) und eines zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) für die zweite Echozeit (TE2) aus den zweiten Bilddaten (520) für jeden der Bildpunkte, wobei ein Bildpunkt-Vektor die sich entsprechenden Bildpunkte der mindestens zwei Bilddatensätze (511, 512; 521, 522) der jeweiligen Bilddaten (510; 511) umfasst, – für einen Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) und des zweiten Bildpunkt-Vektors (d₂) des entsprechenden Bildpunktes, – für den Bildpunkt, Bestimmen eines Skalarprodukts des komplex konjugierten ersten Bildpunkt-Vektors (d₁) und des ersten Bildpunkt-Vektors (d₁), – Dividieren der beiden Skalarprodukte um kompensierte MR-Bilddaten zu erhalten.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 22, wobei die Magnetresonanzanlage zur Durchführung eines Verfahrens gemäß einem der Patentansprüche 3–19 ausgestaltet ist.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einem Rechnersystem ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1–19 durchführen.
Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1–19 ausführt.