DE102010041448B4

DE102010041448B4 - Automatische Erstellung eines selektiven MR-Bildes aus zu unterschiedlichen Echozeiten aufgenommenen MR-Bildern

Info

Publication number: DE102010041448B4
Application number: DE201010041448
Authority: DE
Inventors: David Grodzki
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2010-09-27
Filing date: 2010-09-27
Publication date: 2013-01-17
Anticipated expiration: 2030-09-28
Also published as: US20120076383A1; US8873820B2; DE102010041448A1

Abstract

Verfahren zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes aus einem nach Anregungspulsen zu einer ersten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden ersten MR-Bild und einem nach denselben Anregungspulsen zu einer zweiten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden zweiten MR-Bild, umfassend die Schritte: – für jeden Bildpunkt der MR-Bilder Berechnen von Zeitkonstanten, welche einem in dem jeweiligen Bildpunkt der MR-Bilder abgebildeten Gewebe entsprechen, in Abhängigkeit der Intensitätswerte der entsprechenden Bildpunkte des ersten und des zweiten MR-Bildes, – Vergleichen der berechneten Zeitkonstanten mit mindestens einem Schwellwert, – in Abhängigkeit vom Ergebnis des Vergleichs der berechneten Zeitkonstante der Bildpunkte Zuordnen eines Gewichtungsfaktors zu dem jeweiligen Bildpunkt, – Erstellen des selektiven MR-Bildes durch Verarbeiten der Intensitätswerte der Bildpunkte des ersten und/oder des zweiten MR-Bildes mit den zugehörigen Gewichtungsfaktoren, wobei die dem ersten und zweiten MR-Bild entsprechenden Rohdaten mit einem Verfahren ausgelesen wurden, welches die folgenden Schritte umfasst: a) Schalten von mindestens zwei Phasenkodiergradienten...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes, sowie eine entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage, ein entsprechendes Computerprogrammprodukt und einen entsprechenden elektronisch lesbaren Datenträger.
In der medizinischen Diagnose findet die Bildgebung mittels magnetischer Kernresonanz, d. h. die Magnetresonanztomographie oder kurz MR-Tomographie, ein immer breiteres Anwendungsfeld.
Die Magnetresonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird hierzu das Untersuchungsobjekt in einem MR-Gerät in einem vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld (Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr) positioniert, so dass sich dessen Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische Gradientenfelder überlagert.
Zum Auslösen von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen gemessen und als Rohdaten im sogenannten k-Raum gespeichert auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert werden. Dabei ermöglicht die MR-Bildgebung Bildkontraste, die aus der Kombination mehrerer Parameter resultieren. Wichtige MR-Parameter sind z. B. die Dichte der angeregten Kernspins, vor allem Wasserstoffprotonen, die Relaxationszeiten für Magnetisierungen (T1, T2, T2*) der untersuchten Gewebe, der Magnetisierungstransfer und diverse weitere Kontrastmechanismen.
Durch ein Erfassen von MR-Daten mit sehr kurzen Echozeiten TE (z. B. TE < 500 μs), wobei die Echozeit die zwischen der Anregung der Kernspins und der Messung der so ausgelösten Kernspinresonanz ist, bieten sich in der Magnetresonanztomographie neue Anwendungsgebiete. Dadurch ist es möglich, Stoffe oder Gewebe darzustellen, welche mittels herkömmlicher Sequenzen, wie z. B. einer (T)SE-Sequenz (”(Turbo) Spin Echo”) oder einer GRE-Sequenz (”Gradient Echo”), nicht dargestellt werden können, da ihre T2-Zeit, die Relaxation der Quermagnetisierung dieses Stoffs oder Gewebes, deutlich kürzer als die Echozeit ist und somit ein entsprechendes Signal von diesen Stoffen oder Geweben zum Aufnahmezeitpunkt bereits zerfallen ist. Mit Echozeiten, welche im Bereich der entsprechenden Zerfallszeit liegen, ist es beispielsweise möglich, Knochen, Zähne oder Eis in einem MR-Bild darzustellen, obwohl die T2-Zeit dieser Objekte in einem Bereich von 30–80 μs liegt.
Nach dem Stand der Technik sind bereits Sequenzen bekannt, welche eine sehr kurze Echozeit ermöglichen. Ein Beispiel ist die radiale UTE-Sequenz (”Ultrashort Echo Time”), wie sie z. B. in dem Artikel von Sonia Nielles-Vallespin et al., „3D radial projection technique with ultrashort echo times for sodium MRI: Clinical applications in human brain and skeletal muscle”, Magn. Res. Med. 2007; 57; S. 74–81, beschrieben wird. Bei diesem Sequenz-Typ werden nach einer Wartezeit T delay nach einer nicht- oder schichtselektiven Anregung die Gradienten hochgefahren und zeitgleich mit der Datenakquisition begonnen. Die derart abgetastete k-Raum-Trajektorie nach einer Anregung verläuft radial vom k-Raumzentrum nach außen. Daher müssen vor der Rekonstruktion der Bilddaten aus den im k-Raum aufgenommenen Rohdaten mittels Fourier-Transformation diese Rohdaten, z. B. durch Regridding, zunächst auf ein kartesisches k-Raum-Gitter umgerechnet werden.
In dem Artikel „Magnetic Resonance Imaging of Short T2 Components in Tissue” von Gatehouse et al., Clin. Radiol. 58 (2003), S. 1–19, wird die Verwendung der UTE-Technik in Verbindung mit Unterdrückung unerwünschter Signale zur Gewinnung von T2-gewichteten Bildern mit kurzem T2 beschrieben.
Ein weiterer Ansatz, um kurze Echozeiten zu ermöglichen, ist es, den k-Raum punktartig abzutasten, indem der freie Induktionszerfall (FID („Free Induction Decay”)) erfasst wird. Ein solches Verfahren wird auch als Einzelpunkt-Bildgebung bezeichnet, da pro HF-Anregung im Wesentlichen nur ein Rohdatenpunkt im K-Raum erfasst wird. Ein Beispiel für ein solches Verfahren zur Einzelpunkt-Bildgebung ist das RASP-Verfahren (”Rapid Signal Point (RASP) Imaging”, O. Held, M. Deimling, Abstracts of the 3rd SMR annual meeting, Seite 684, 1995). Gemäß dem RASP-Verfahren wird zu einem festen Zeitpunkt nach der HF-Anregung zur ”Echozeit” TE ein Rohdatenpunkt im k-Raum ausgelesen, dessen Phase von Gradienten kodiert wurde. Die Gradienten werden mittels der Magnetresonanzanlage für jeden Rohdatenpunkt bzw. Messpunkt geändert und somit der k-Raum Punkt für Punkt abgetastet, wie es in 1a und 1b dargestellt ist.
Es gibt viele Anwendungen der Magnetresonanztomographie, in welchen es gewünscht ist, verschiedene Gewebearten zu unterscheiden.
Beispielsweise bei Gewebearten mit unterschiedlicher chemischer Verschiebung resultiert ein unterschiedliches Magnetfeld am Kern, was zu unterschiedlichen Resonanzfrequenzen führt. Dies führt bei der Signalaufnahme zu unterschiedlichen Phasenwinkeln der beiden Komponenten. Die prominentesten Vertreter von zwei verschiedenen Gewebearten im Magnetresonsanzsignal sind Fett und Wasser, wobei jedoch auch andere Anwendungen möglich sind. Die Resonanzfrequenzen von Fett und Wasser unterscheiden sich um ca. 3,3 ppm (Parts per Million). Eine Methode zur Trennung der Signale von zwei unterschiedlichen Gewebearten, wie z. B. Fett und Wasser ist, die Ausnutzung der Phaseninformation aufgenommener MR-Signale.
Weiterhin gibt es die Möglichkeit, verschiedene Gewebearten aufgrund ihrer verschiedenen Zeitkonstanten, z. B. T2 oder T2*, zu unterscheiden. Dazu ist es bekannt, zwei MR-Bilder derart aufzunehmen, dass das erste MR-Bild Rohdaten entspricht, welche zu einer ersten Echozeit TE1 nach dem mindestens einen Anregungspuls der Bildgebungssequenz aufgenommen wurden, und dass das zweite MR-Bild Rohdaten entspricht, welche zu einer zweiten Echozeit TE2, mit TE1 ≠ TE2, z. B. TE1 < TE2, nach demselben Anregungspuls bzw. denselben Anregungspulsen der Bildgebungssequenz aufgenommen wurden. Jedes der MR-Bilder enthält Signale von Geweben mit einer Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung (T2), für die gilt: T2(Gewebe) ≥ TEi (i = 1 oder 2).
Somit erhält man zwei MR-Bilder, wobei das MR-Bild, das Rohdaten entspricht, welche zu der Echozeit TE1 aufgenommen wurden (bei TE1 < TE2), mehr Signale von Geweben enthalten kann als das MR-Bild, das Rohdaten entspricht, welche zu der Echozeit TE2 aufgenommen wurden (, da TE1 < TE2 ≤ T2(Gewebe)). Beispielsweise durch pixelweise Subtraktion der beiden MR-Bilder voneinander kann man die Gewebe, welche nur in dem MR-Bild mit der kleineren Echozeit enthalten sind, getrennt darstellen oder ausblenden, und so die Gewebearten selektiv anzeigen, wie es beispielsweise auch in der US 2005/0110489 A1 beschrieben ist.
Dabei ist allerdings darauf zu achten, dass die beiden MR-Bilder durch die unterschiedlichen Echozeiten, in Abhängigkeit von den T2-Werten der dargestellten Gewebe, unterschiedliche Intensitäten (Signalstärken) aufweisen. Daher ist es vor einer Subtraktion der MR-Bilder voneinander nötig, diese Intensitätsunterschiede, z. B. durch Gewichtungsfaktoren, auszugleichen, um die Signale der nicht gewünschten Gewebe tatsächlich auszulöschen zu können.
Weiterhin können Rauschen, Regularization und Multivoxel-Ansätze das Ergebnis bei T2-Analysen beeinflussen und müssen daher ggf. berücksichtigt werden, wie es z. B. in dem Artikel „Quantitative T2 Analysis: The Effects of Noise, Regularization, and Multivoxel Approaches” von Bjarnason et al., Magn. Reson. Med. 63, 2010, S. 212–217, beschrieben wird.
In dem Artikel „Ultrashort T2* relaxometry for quantitation of highly concentrated superparamagnetic iron oxide (SPIO) nanoparticle labeled cells” von Liu et al., Magn. Reson. Med. 61, 2009, S. 761–766, wird ein Verfahren beschrieben, bei dem das relativ lange T2 von SPIO-markierten Zellen genutzt wird, um ultrakurze T2*-Zerfallsraten in Geweben, welche die SPIO-markierten Zellen enthalten, zu messen. Dazu wird eine Reihe von Spin-Echo-Bildern zu verschiedenen Echozeiten akquiriert, derart dass der T2*-Zerfall abgetastet wird. Aus den erhaltenen Bildern wurden pixel-by-pixel T2*-Karten (T2* maps) sowie eine reguläre T2*-Karte („regular T2* map”) und eine SSE ultrakurz T2*-Karte („SSE ultrashort T2* map”) erstellt.
Die vorliegende Erfindung stellt sich die Aufgabe, die Erstellung eines selektiv Gewebearten darstellenden MR-Bildes aus zwei jeweils nach einem Anregungspuls zu verschiedenen Echozeiten aufgenommenen Rohdaten entsprechenden MR-Bildern schneller und zuverlässiger zu gestalten.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur Erstellung eines selektiven MR-Bildes nach Anspruch 1, durch eine Magnetresonanzanlage zur Erstellung eines Bilddatensatzes nach Anspruch 13, durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 14 oder durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 15 gelöst. Die abhängigen Ansprüche beschreiben vorteilhafte und bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes aus einem nach Anregungspulsen zu einer ersten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden ersten MR-Bild und einem nach denselben Anregungspulsen zu einer zweiten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden zweiten MR-Bild folgende Schritte:

– für jeden Bildpunkt der MR-Bilder Berechnen von Zeitkonstanten, welche einem in dem jeweiligen Bildpunkt der MR-Bilder abgebildeten Gewebe entsprechen, in Abhängigkeit der Intensitätswerte der entsprechenden Bildpunkte des ersten und des zweiten MR-Bildes,
– Vergleichen der berechneten Zeitkonstanten mit mindestens einem Schwellwert,
– in Abhängigkeit vom Ergebnis des Vergleichs der berechneten Zeitkonstante der Bildpunkte Zuordnen eines Gewichtungsfaktors zu dem jeweiligen Bildpunkt,
– Erstellen des selektiven MR-Bildes durch Verarbeiten der Intensitätswerte der Bildpunkte des ersten und/oder des zweiten MR-Bildes mit den zugehörigen Gewichtungsfaktoren, wobei die dem ersten und zweiten MR-Bild entsprechenden Rohdaten mit einem Verfahren ausgelesen wurden, welches die folgenden Schritte umfasst:
a) Schalten von mindestens zwei Phasenkodiergradienten (G_x, G_y, G_z) in jeweils einer Raumrichtung mittels einem Gradientensystem der Magnetresonanzanlage,
b) nach Erreichen der vollen Stärke der geschalteten Phasenkodiergradienten Einstrahlen eines nicht-schichtselektiven HF-Anregungspuls mittels einer HF-Sende-Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzanlage,
c) nach einer Zeit TE1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, Aufnehmen von Echosignalen mittels der HF-Sende-Empfangsvorrichtung und Speichern dieser als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie,
d) Wiederholen der Schritte a) bis c) mit verschiedenen Phasenkodiergradienten, bis der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum in einem von der Zeit TE1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen ist, und
e) Auslesen des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt

Auf diese Weise werden automatisch relevante Zeitkonstanten in den beiden MR-Bildern berechnet, und auf deren Grundlage ein selektives MR-Bild erstellt, das nur gewünschte Gewebearten anzeigt.
Durch das Schalten der Phasenkodiergradienten und Abwarten, dass die geschalteten Phasenkodiergradienten ihre volle Stärke erreicht haben, bevor mit dem HF-Senden und der Aufnahme von Echosignalen, also mit der Akquisition von Messdaten, begonnen wird, kann die Echozeit, also die Zeit, die zwischen der Anregung durch einen HF-Anregungspuls und dem Start der Akquisition der Messdaten, verstreicht, im gesamten radial abzutastenden k-Raum z. B. im Vergleich zu einer UTE-Sequenz reduziert werden. Damit können auch Echosignale von Stoffen mit sehr kurzem T2 erfasst werden, und auch die Repetitionszeit, die Zeit zwischen zwei HF-Anregungspulsen, kann entsprechend reduziert werden. Darüber hinaus ist die Messung weniger anfällig auf Störungen, wie z. B. in dem Gradientensystem während der Änderung dessen Bestromung induzierte Wirbelströme, da nicht während dem Hochfahren der Phasenkodiergradienten (engl. „rampen”) gemessen wird. Messdaten können daher genauer aufgenommen werden.
Die mit Bezug auf das Verfahren angegebenen Vorteile und Ausgestaltungen gelten analog für die Magnetresonanzanlage, das Computerprogrammprodukt und den elektronisch lesbaren Datenträger.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Figuren. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:
1 schematisch eine Magnetresonanzanlage,
2 schematisch einen Ablaufplan eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erstellung eines selektiven MR-Bildes,
3 schematisch einen Teil einer Sequenz zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie, mit welcher Rohdaten für ein erstes und ein zweites MR-Bild aufgenommen werden können,
4 Beispiele eines ersten und zweiten MR-Bildes B1 und B2 mit einem zugehörigen selektiven MR-Bild Bs.
In 1 ist eine an sich bekannte Magnetresonanzanlage 5 schematisch dargestellt. Die Magnetresonanzanlage 5 umfasst im Wesentlichen einen Tomograph 3 mit einer Magneteinheit 17, und einem Gradientensystem 16, mit welchen das für die MR-Untersuchung notwendige Magnetfeld inkl. Gradientefeld in einem Messraum 4 erzeugt wird, eine Sende-Empfangsvorrichtung 12 zum Senden von HF-Anregungspulsen und Aufnehmen von Echosignalen, einen Tisch 2, eine Steuereinrichtung 6, mit welcher der Tomograph 3 gesteuert wird und Rohdaten von dem Tomograph 3 erfasst werden, und ein an die Steuereinrichtung 6 angeschlossenes Terminal 7.
Die Steuereinrichtung 6 umfasst ihrerseits eine Ansteuereinheit 11, und eine Auswertevorrichtung 13. Während der Erstellung eines Bilddatensatzes werden Echosignale mittels des Tomographen 3 von der Sende-/Empfangsvorrichtung 12 erfasst, wobei der Tomograph 3 und der Tisch 2 von der Ansteuereinheit 11 derart angesteuert werden, dass MR-Daten in einem Abbildungsgebiet, welches sich im Körperinneren eines auf dem Tisch 2 liegenden Patienten P befindet, erfasst werden.
Die Auswertevorrichtung 13 erfasst die aufgenommenen Echosignale als Rohdaten und speichert und verarbeitet diese. Beispielsweise verarbeitet die Auswertevorrichtung 13 die ausgelesenen Rohdaten durch Rekonstruktion derart, dass sie auf einer Darstellungseinrichtung 8, z. B. auf einem Bildschirm 8, des Terminals 7 grafisch dargestellt werden können, wobei insbesondere auch mehrere MR-Bilder miteinander verarbeitet werden können, und dass erfindungsgemäß erstellte Bilder angezeigt werden. Neben der grafischen Darstellung der aus den Rohdaten rekonstruierten Bilddaten kann mit dem Terminal 7, welches neben dem Bildschirm 8 eine Eingabevorrichtung wie z. B. eine Tastatur 9 und/oder eine Computermaus 10 umfasst, von einem Anwender z. B. ein zu vermessender dreidimensionaler Volumenabschnitt als Abbildungsgebiet vorgegeben werden und weitere Parameter zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens bestimmt werden.
Über das Terminal 7 kann auch die Software für die Steuereinrichtung 6 in die Steuereinrichtung 6 geladen werden. Diese Software der Steuereinrichtung 6 kann dabei auch eines der erfindungsgemäßen Verfahren umfassen. Es ist dabei auch möglich, dass eines der erfindungsgemäßen Verfahren in einer Software enthalten ist, welche in dem Terminal 7 abläuft. Unabhängig davon, in welcher Software das erfindungsgemäße Verfahren enthalten ist, kann die Software auf einem elektronisch lesbaren Datenträger, wie z. B. einer DVD 14, gespeichert sein, so dass diese Software dann von dem Terminal 7 von der DVD 14 gelesen und entweder in die Steuereinrichtung 6 oder in eine Recheneinheit des Terminals 7 selbst kopiert werden kann.
2 zeigt schematisch ein Ablaufdiagramm des Verfahrens zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes. Dabei werden ein erstes MR-Bild B1, das zu einer ersten Echozeit TE1 nach Anregungspulsen aufgenommenen Rohdaten RD1 entspricht, und ein zweites MR-Bild B2, das zu einer zweiten Echozeit TE2 nach denselben Anregungspulsen aufgenommenen Rohdaten RD2 entspricht, zum Verarbeiten in einer Auswertevorrichtung, z. B. einer Auswertevorrichtung einer Magnetresonanzanlage, insbesondere der Auswertevorrichtung der Magnetresonanzanlage, mit welcher das erste und das zweite MR-Bild B1 und B2 erzeugt wurden, geladen.
In einem ersten Schritt 101 wird für jeden Bildpunkt der MR-Bilder B1 und B2 eine Zeitkonstante berechnet, welche einem in dem jeweiligen Bildpunkt der MR-Bilder B1 und B2 abgebildeten Gewebe entspricht. Durch die Aufnahme der beiden MR-Bilder B1 und B2 auf die angegebene Weise, zu zwei verschiedenen Echozeiten TE1 und TE2 nach jeweils einem selben Anregungspuls der Aufnahmesequenz der MR-Bilder B1 und B2, ist in entsprechenden Bildpunkten des jeweils ersten und zweiten MR-Bildes dasselbe Abbildungsgebiet abgebildet, jedoch wie oben beschrieben durch die verschiedenen Echozeiten mit unterschiedlicher Intensität.
Die Berechnung der Zeitkonstanten erfolgt für jeden Bildpunkt in Abhängigkeit von den Intensitätswerten des jeweiligen entsprechenden Bildpunkts des ersten und des zweiten MR-Bildes B1 und B2.
Eine einfache Weise der Berechnung der Zeitkonstante nutzt die Kenntnis über den der Aufnahme der Rohdaten zugrunde liegenden Zerfall des Signals über der Zeit in Abhängigkeit von der Zeitkonstante T aus, für welchen gilt: S_xy(t) = S_xy0·exp(–t/T) (1); wobei S_xy die Signalintensität des Bildpunktes (x, y) zum Zeitpunkt t, S_xy0 die Signalintensität zum Zeitpunkt t = 0 und die Zeitkonstante T je nach Aufnahme der Rohdaten, z. B. die Konstante des Zerfalls der Quermagnetisierung T = T2 oder die Konstante des effektiven Zerfalls der Quermagnetisierung T = T2* ist. In einem solchen Ausführungsbeispiel ist somit die dem abgebildeten Gewebe entsprechenden Zeitkonstante eine Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung des jeweiligen Gewebes.
Aus den beiden MR-Bildern B1 und B2 sind die Werte von S_xy zu den beiden Zeitpunkten t = TE1 und t = TE2 bekannt.
Somit kann die Zeitkonstante T aus den Intensitätswerten der Bildpunkte des ersten MR-Bildes S_xy(TE1) und den Intensitätswerten der Bildpunkte des zweiten MR-Bildes S_xy(TE2) errechnet werden durch Einsetzten in (1) und Umformen zu: S_xy(TE1)/S_xy(TE2) = exp((TE2 – TE1)/T) (2); <=> T = (TE2 – TE1)/(ln(S_xy(TE1)) – ln(S_xy(TE2))) (3).
Somit erhält man aus den unterschiedlichen Intensitätswerten in den beiden MR-Bildern B1 und B2 für jeden Bildpunkt eine Zeitkonstante, die einem Zerfall einer Magnetisierung des in dem Bildpunkt abgebildeten Gewebes entspricht.
In einem weiteren Schritt 102 wird jede für einen Bildpunkt berechnete Zeitkonstante T mit mindestens einem Schwellwert verglichen.
In einem Ausführungsbeispiel gibt z. B. ein Schwellwert eine obere Grenze an. Bei einem Vergleich des Schwellwertes mit der jeweiligen Zeitkonstante wird hierbei ein negatives Ergebnis zurückgegeben, wenn die berechnete Zeitkonstante diese obere Grenze übersteigt. Im anderen Fall, wenn die berechnete Zeitkonstante diese obere Grenze nicht übersteigt, wird ein positives Ergebnis zurückgegeben. Auf diese Weise kann leicht eine Separation der Zeitkonstanten, welche den Schwellwert übersteigen, und derjenigen, welche den Schwellwert nicht übersteigen, durchgeführt werden. Die obere Schwelle wird dabei derart gewählt, dass diejenigen Zeitkonstanten, welche die Schwelle nicht überschreiten, einem Gewebe entsprechen, welches selektiv dargestellt werden soll.
In einem Ausführungsbeispiel gibt ein Schwellwert z. B. eine untere Grenze an. Bei dem Vergleichen des Schwellwertes mit der jeweiligen Zeitkonstante wird hierbei ein negatives Ergebnis zurückgegeben, wenn die berechnete Zeitkonstante diese untere Grenze unterschreitet. Im anderen Fall, wenn die berechnete Zeitkonstante diese untere Grenze nicht unterschreitet, wird ein positives Ergebnis zurückgegeben. Auf diese Weise kann leicht eine Separation der Zeitkonstanten, welche den Schwellwert unterschreiten, und derjenigen, welche den Schwellwert nicht unterschreiten, durchgeführt werden. Die untere Schwelle wird dabei derart gewählt, dass diejenigen Zeitkonstanten, welche die Schwelle nicht unterschreiten, einem Gewebe entsprechen, welches selektiv dargestellt werden soll.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel kann auch sowohl ein oberer als auch ein unterer Schwellwert als eine obere und untere Grenze angeben werden. Bei dem Vergleichen des Schwellwertes mit der jeweiligen Zeitkonstante wird ein negatives Ergebnis zurückgegeben, wenn die berechnete Zeitkonstante den oberen Schwellwert übersteigt oder den unteren Schwellwert unterschreitet. Ein positives Ergebnis wird zurückgegeben, wenn die jeweilige Zeitkonstante die untere Schwelle übersteigt und die obere Schwelle unterschreitet. Auf diese Weise kann leicht eine Separation der Zeitkonstanten, welche zwischen den beiden Schwellwerten liegen, und derjenigen, welche außerhalb der Grenzen der Schwellwerte liegen, durchgeführt werden. Die Schwellwerte werden dabei derart gewählt, dass diejenigen Zeitkonstanten, welche die Schwelle innerhalb der Grenzen der Schwellwerte liegen, einem Gewebe entsprechen, welches selektiv dargestellt werden soll.
In einem weiteren Schritt 103 wird in Abhängigkeit des Ergebnisses des Vergleichs der berechneten Zeitkonstante der Bildpunkte mit dem Schwellwert bzw. den Schwellwerten je Bildpunkt ein Gewichtungsfaktor zu dem jeweiligen Bildpunkt zugeordnet. Mit Hilfe des Gewichtungsfaktors können die, durch Anwendung eines oben beschriebenen Vergleichs, als zu dem selektiv darzustellenden Gewebe gehörigen Bildpunkte in dem zu erstellenden selektiven MR-Bild stärker betont werden.
Hierzu wird in einem einfachen Ausführungsbeispiel bei einem negativen Ergebnis der Gewichtungsfaktor gleich „Null” gesetzt und bei einem positiven Ergebnis der Gewichtungsfaktor gleich „Eins”. Dadurch werden nur noch die als zu dem selektiv darzustellenden Gewebe gehörigen Bildpunkte angezeigt, während alle anderen Bildpunkte ausgeblendet werden. Es ist jedoch auch denkbar, eine weniger drastische Verteilung der Gewichtungsfaktoren zu wählen, welche die angezeigte Intensität der Bildpunkte mit negativen Ergebnis des Vergleichs relativ zu denjenigen Bildpunkten mit positivem Ergebnis des Vergleichs schwächt. Somit kann eine deutliche Darstellung des selektiv darzustellenden Gewebes erreicht werden, ohne die Umgebung desselben ganz auszublenden, was die Orientierung eines Betrachters erleichtern kann.
In einem letzten Schritt 104 wird ein selektives MR-Bild erstellt, indem die Intensitätswerte der Bildpunkte des ersten und/oder des zweiten MR-Bildes mit den zugehörigen Gewichtungsfaktoren verarbeitet werden.
In einem einfachen Ausführungsbeispiel werden bei der Erstellung des selektiven MR-Bildes einfach die Intensitätswerte der Bildpunkte des ersten MR-Bildes mit den zugehörigen Gewichtungsfaktoren multipliziert. Wie oben bereits ausgeführt, sind in dem ersten MR-Bild wegen der kürzeren Echozeit TE1 (< TE2) Signale von mehr oder mindestens so vielen Gewebearten enthalten wie in dem zweiten MR-Bild. Daher ist es ausreichend, das erste MR-Bild als Grundlage für das selektive MR-Bild heranzuziehen. Es ist jedoch auch denkbar, z. B. um das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR, engl. „signal to noise ratio”) zu verbessern, das erste und das zweite MR-Bild z. B. zu mitteln oder zu addieren, bevor oder nachdem die Gewichtungsfaktoren an die jeweiligen Bildpunkte multipliziert werden. Dies ist jedoch nur dann sinnvoll, wenn Signale von dem selektiv darzustellenden Gewebe sowohl in dem ersten MR-Bild als auch in dem zweiten MR-Bild enthalten sind.
Entsprechend wurden in einem Ausführungsbeispiel die dem ersten MR-Bild entsprechenden Rohdaten zu einer Echozeit TE1 nach den Anregungspulsen aufgenommen, welche nicht länger als eine Zeitkonstante eines selektiv darzustellenden Gewebes ist, die dem zweiten MR-Bild entsprechenden Rohdaten jedoch zu einer Echozeit TE2, welche länger als die Zeitkonstante des selektiv darzustellenden Gewebes ist. In einem anderen Ausführungsbeispiel sind beide MR-Bilder zu Echozeiten TE1 und TE2 aufgenommen, welche nicht länger als eine Zeitkonstante eines selektiv darzustellenden Gewebes sind.
Je nach Aufnahmetechnik der Rohdaten ist hierbei die Zeitkonstante eines selektiv darzustellenden Gewebes z. B. die Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung des Gewebes.
In 3 ist schematisch der Teil einer in einem Ausführungsbeispiel anzuwendenden Sequenz dargestellt, der zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie dient, wobei besonders kurze Echozeiten, zumindest von TE1, erreicht werden können. Dabei werden zu einem Zeitpunkt t_gs mittels eines Gradientensystems einer Magnetresonanzanlage mindestens zwei Phasenkodiergradienten G_x, G_y, G_z geschaltet und erreichen zu einem Zeitpunkt t_g ihre volle Stärke. Zu einem späteren Zeitpunkt t_a > t_g wird mittels einer HF-Sende-/Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzanlage ein nicht-schichtselektiver HF-Anregungspuls 16 eingestrahlt. Nach einer Echozeit TE1 nach dem HF-Anregungspuls 16, die vorteilhaft der hardwaregegebenen minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus einer verwendeten HF-Sende-/Empfangsvorrichtung TE_HW entspricht, wird zum Zeitpunkt t_r1 die Auslesezeitspanne 17.1 zum Auslesen der Echosignale als Rohdaten entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie, welche dem ersten MR-Bild B1 zugrunde liegen, begonnen. Nach einer refokussierenden Maßnahme 19, z. B. einem Invertieren der Gradienten, und nach einer Echozeit TE2 nach dem HF-Anregungspuls 16 wird zum Zeitpunkt t_r2 die Auslesezeitspanne 17.2 zum Auslesen der Echosignale als Rohdaten entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie, welche dem zweiten MR-Bild B2 zugrunde liegen, begonnen.
Wiederholt man den dargestellten Teil der Sequenz mit verschiedenen Phasenkodiergradienten, kann auf schnelle Weise ein großer Teil des k-Raums in einem von der Zeit TE1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen werden. Das k-Raumzentrum kann jedoch auf diese Weise nicht ausgelesen werden, da die Echozeit TE1 nach unten durch die hardwaregegebene Zeit TE_HW begrenzt ist und die Stärke der Phasenkodiergradienten ungleich „Null” ist. Das k-Raumzentrum kann aber zu jedem Zeitpunkt zwischen den abgebildeten Teilen der Sequenz oder zu Beginn oder zum Ende der Sequenz mittels einer beliebigen bekannten Aufnahmetechnik, die den oben dargestellten Echozeiten entsprechende Echozeiten erlaubt, ausgelesen werden.
4 zeigt beispielhaft ein erstes MR-Bild B1, ein zugehöriges zweites MR-Bild B2 und ein erfindungsgemäß erstelltes zugehöriges selektives MR-Bild Bs.
Bei den gezeigten MR-Bildern B1 und B2 handelt es sich um coronale Aufnahmen eines Handgelenks eines Patienten mit einer Auflösung von 150/128 mm, die mit einer Wiederholzeit TR = 10 ms und einer gesamten Aufnahmedauer von 50 s gemessen wurden. Das erste MR-Bild B1 entspricht hierbei zu einer ersten Echozeit TE1 = 50 μs aufgenommenen Rohdaten. Zu der ersten Echozeit TE1 sind die Signale von Knochen und Bändern noch nicht zerfallen, und daher sind diese Gewebe neben Geweben mit längerem T2, wie z. B. Muskelgewebe, deutlich im ersten MR-Bild B1 zu erkennen. Das zweite MR-Bild B2 entspricht zu einer zweiten Echozeit TE2 = 2280 μs aufgenommenen Rohdaten. Zu der zweiten Echozeit TE2 sind die Signale von Knochen und Bändern bereits zerfallen, da deren Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung T2 in der Größenordnung von ca. 100 μs liegt. Daher sind weder Knochen noch Bänder im zweiten MR-Bild B2 zu erkennen.
Das in 4 gezeigte selektive MR-Bild Bs wurde mit dem oben beschriebenen Verfahren automatisch erstellt, wobei für die pro Bildpunkt berechneten Zeitkonstanten eine obere Schranke entsprechend der Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung des selektiv darzustellenden Gewebes (hier Knochen (T2 ca. 30–80 μs) und Bänder (T2 ca. 400–600 μs) weshalb als obere Schranke, welche das darzustellende Gewebe von dem nicht darzustellenden weicheren Geweben (z. B. Muskel mit einer Zeitkonstanten T2 ca. 47 ms) selektiert, in diesem Fall 1500 μs gewählt wurde, da 600 μs < 1500 μs < 47 ms.
Alle Bildpunkte des ersten MR-Bildes B1, deren berechnete Zeitkonstante die obere Schranke überschritt, wurden zur Erstellung des selektiven MR-Bildes Bs mit einem Gewichtungsfaktor gleich „Null” multipliziert, um diese Bildpunkte im selektiven MR-Bild Bs nicht anzuzeigen. Bildpunkte des ersten MR-Bildes, deren berechnete Zeitkonstante im Bereich der genannten Schwelle liegt, wurden mit einem Gewichtungsfaktor gleich „Eins” multipliziert, und somit im selektiven MR-Bild Bs angezeigt. Wie man sieht, wird somit im selektiven MR-Bild Bs nur das selektiv darzustellende Gewebe, in diesem Fall: Knochen und Bänder, angezeigt und kann so von einem diagnostischen Betrachter genauer untersucht werden.

Claims

Verfahren zur automatischen Erstellung eines selektiven MR-Bildes aus einem nach Anregungspulsen zu einer ersten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden ersten MR-Bild und einem nach denselben Anregungspulsen zu einer zweiten Echozeit aufgenommener Rohdaten entsprechenden zweiten MR-Bild, umfassend die Schritte: – für jeden Bildpunkt der MR-Bilder Berechnen von Zeitkonstanten, welche einem in dem jeweiligen Bildpunkt der MR-Bilder abgebildeten Gewebe entsprechen, in Abhängigkeit der Intensitätswerte der entsprechenden Bildpunkte des ersten und des zweiten MR-Bildes, – Vergleichen der berechneten Zeitkonstanten mit mindestens einem Schwellwert, – in Abhängigkeit vom Ergebnis des Vergleichs der berechneten Zeitkonstante der Bildpunkte Zuordnen eines Gewichtungsfaktors zu dem jeweiligen Bildpunkt, – Erstellen des selektiven MR-Bildes durch Verarbeiten der Intensitätswerte der Bildpunkte des ersten und/oder des zweiten MR-Bildes mit den zugehörigen Gewichtungsfaktoren, wobei die dem ersten und zweiten MR-Bild entsprechenden Rohdaten mit einem Verfahren ausgelesen wurden, welches die folgenden Schritte umfasst: a) Schalten von mindestens zwei Phasenkodiergradienten (G_x, G_y, G_z) in jeweils einer Raumrichtung mittels eines Gradientensystems der Magnetresonanzanlage, b) nach Erreichen der vollen Stärke der geschalteten Phasenkodiergradienten Einstrahlen eines nicht-schichtselektiven HF-Anregungspulses mittels einer HF-Sende-/Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzanlage, c) nach einer Zeit TE1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, Aufnehmen von Echosignalen mittels der HF-Sende-/Empfangsvorrichtung und Speichern dieser als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie, d) Wiederholen der Schritte a) bis c) mit verschiedenen Phasenkodiergradienten bis der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum in einem von der Zeit TE1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen ist, und e) Auslesen des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, und welcher zumindest das k-Raumzentrum umfasst, mittels einer beliebigen bekannten Aufnahmetechnik, jedoch auf andere Weise als durch die Schritte a) bis d) beschrieben, und Speichern dieser Rohdatenpunkte.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die dem abgebildeten Gewebe entsprechenden Zeitkonstanten Zeitkonstanten des Zerfalls der Quermagnetisierung des jeweiligen Gewebes sind.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein Schwellwert eine obere Grenze angibt und bei dem Vergleichen getestet wird, ob die berechnete Zeitkonstante diese obere Grenze übersteigt (negatives Ergebnis) oder nicht (positives Ergebnis).
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein Schwellwert eine untere Grenze angibt und bei dem Vergleichen getestet wird, ob die berechnete Zeitkonstante diese untere Grenze unterschreitet (negatives Ergebnis) oder nicht (positives Ergebnis).
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei ein oberer Schwellwert eine obere Grenze und ein unterer Schwellwert eine untere Grenze angeben und bei dem Vergleichen getestet wird, ob die berechnete Zeitkonstante die obere Schwelle übersteigt (negatives Ergebnis), oder die untere Schwelle unterschreitet (negatives Ergebnis), oder die untere Schwelle übersteigt und die obere Schwelle unterschreitet (positives Ergebnis).
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 5, wobei bei einem negativen Ergebnis der Gewichtungsfaktor gleich „Null” und bei einem positiven Ergebnis der Gewichtungsfaktor gleich „Eins” gesetzt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zumindest die dem ersten MR-Bild entsprechenden Rohdaten zu einer Echozeit TE1 nach den Anregungspulsen aufgenommen wurden, welche nicht länger als eine Zeitkonstante eines selektiv darzustellenden Gewebes ist.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei die Zeitkonstante des selektiv darzustellenden Gewebes die Zeitkonstante des Zerfalls der Quermagnetisierung des Gewebes ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei beim Erstellen des selektiven MR-Bildes die Intensitätswerte der Bildpunkte des ersten MR-Bildes mit den zugehörigen Gewichtungsfaktoren multipliziert werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Zeit TE1 gleich der minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus einer zum Einstrahlen von HF-Anregungspulen und zum Empfangen von Echosignalen verwendeten HF-Sende-/Empfangsvorrichtung ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das selektiv darzustellende Gewebe Knochen und/oder Bänder umfasst.
Magnetresonanzanlage zur Erstellung eines Bilddatensatzes, wobei die Magnetresonanzanlage eine Ansteuereinheit zur Ansteuerung eines Tomographen, eine Sende-/Empfangsvorrichtung zum Empfang von von dem Tomographen aufgenommenen Echosignalen und zum Senden von HF-Anregungspulsen und eine Auswertevorrichtung zur Auswertung der Signale und Erstellung des Bilddatensatzes umfasst, welche ausgestaltet sind, ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auszuführen.
Computerprogrammprodukt, welches ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung einer Magnetresonanzanlage ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung der Magnetresonanzanlage ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Steuereinrichtung einer Magnetresonanzanlage ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 durchführen.