DE102010061974B4

DE102010061974B4 - NMR-Verfahren und MR-Vorrichtung zur Phasenkorrektur bei gemischten Geweben

Info

Publication number: DE102010061974B4
Application number: DE201010061974
Authority: DE
Inventors: Dr. Gross Patrick
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2010-11-25
Filing date: 2010-11-25
Publication date: 2013-01-03
Anticipated expiration: 2030-11-26
Also published as: CN102525463B; DE102010061974A1; US8866477B2; US20120133362A1; CN102525463A

Abstract

Verfahren zur Trennung eines MR-systembedingten Phaseneinflusses von einem objektbedingten Phaseneinfluss in Phasenwerten eines MR-Phasenbilddatensatzes, der von einem Untersuchungsobjekt aufgenommen wird, wobei zu zumindest einigen der Phasenwerte des MR-Phasenbilddatensatzes zwei unterschiedliche Gewebearten mit unterschiedlicher Resonanzfrequenz einen Signalbeitrag leisten, mit den folgenden Schritten: a) Aufnehmen des MR-Phasenbilddatensatzes und Bestimmen der aufgenommenen Phasenwerte, welche den objektbedingten Phaseneinfluss und den systembedingten Phaseneinfluss beinhalten, b) Bestimmen des systembedingten Phaseneinflusses mit den Schritten: b1) Auswählen eines zu untersuchenden Bereichs aus dem im MR-Phasenbilddatensatz dargestellten Untersuchungsobjekt durch Auswahl einer Kontur um den zu untersuchenden Bereich, b2) Berechnen des systembedingten Phaseneinflusses in dem zu untersuchenden Bereich mit Hilfe der ausgewählten Kontur unter der Annahme, dass der räumliche Verlauf der Hintergrundphase einer harmonischen Funktion entspricht, und wobei zur Berechnung ein Filterkernel iterativ auf den MR-Phasenbilddatensatz angewandt wird, bis eine Stoppbedingung zum Abbrechen der Iteration erfüllt ist, c) Abziehen des systembedingten Phaseneinflusses von dem aufgenommenen...

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Trennung eines MR-systembedingten Phaseneinflusses von einem objektbedingten Phaseneinfluss in Phasenwerten eines MR-Phasenbilddatensatzes und eine MR-Anlage hierfür.
Die Phaseninformation des Magnetresonanzsignals, das die Lage der Magnetisierung senkrecht zur B₀-Feldrichtung beschreibt, kann in vielerlei Hinsicht in der Magnetresonanztomographie (MRT) verwendet werden. Die in dem MR-Signal enthaltene Phaseninformation kann beispielsweise zur Trennung von Fett- und Wassergewebe, zur Flussmessung, bei suszeptibilitätsgewichteter MRT und zur Temperaturbestimmung verwendet werden. Bei einem als Thermotherapie bekannten Verfahren wird die Temperatur in Tumorzellen gezielt erhöht, um die Tumorzellen abzutöten oder diese empfindlicher für begleitende Therapiemaßnahmen zu machen. Die Gewebeerwärmung kann hierbei beispielsweise durch fokussierten Ultraschall oder mit Hilfe von Lasern erfolgen. Um das gesunde Gewebe durch die erhöhte Temperatur nicht zu zerstören, ist eine Temperaturüberwachung des erhitzten Gewebes erforderlich. Neben einer invasiven Temperaturmessung mit im erhitzten Gewebe platzierten Temperatursonden können einige MR-Parameter wie die chemische Verschiebung, die T1-Relaxationszeit oder die Diffusionskonstante zur nichtinvasiven Temperaturmessung verwendet werden.
Bei der auf der Temperaturabhängigkeit der chemischen Verschiebung (PRF) basierenden Temperaturüberwachung wird die durch die Temperaturänderung geänderte Resonanzfrequenz in einer geänderten Phasenlage in einem Bildpunkt detektiert. Bei der Temperaturbildgebung basierend auf der chemischen Verschiebung können nur Temperaturänderungen dargestellt werden, beispielsweise durch Differenzbildung von zwei Phasenbilddatensätzen, die bei verschiedenen Temperaturen aufgenommen wurden. Der bei einer bekannten Anfangstemperatur aufgenommene Phasenbilddatensatz dient hierbei als Referenzdatensatz, von dem die nachfolgenden Phasenbilddatensätze abgezogen werden. Diese mit Referenzdatensätzen arbeitenden Verfahren haben den Nachteil, dass Bewegungen des Untersuchungsobjekts zwischen der Aufnahme der beiden Datensätze oder sonstige externe Störungen zu Phasenänderungen führen, die fälschlicherweise als Temperaturänderungen interpretiert werden. Weiterhin spielt die B₀-Feldkonstanz über die Zeit und eine Stromdrift in den Shim-Spulen eine Rolle, da diese auch zu Phasenänderungen im detektierten Signal führen, die fälschlicherweise ebenso als Temperaturänderungen identifiziert werden können. Neben diesen Verfahren mit Referenzbilddatensätzen gibt es so genannte referenzlose Verfahren, bei denen nur aus den gemessenen Phasenwerten auf eine Temperatur geschlossen wird. Diese Verfahren haben den Nachteil, dass eine Information darüber vorliegen muss, wie sich die MR-systembedingte Hintergrundphase räumlich über das Bild ändert. Denn die Phasenlage in einem Bildpunkt wird nicht nur durch die Frequenz der Magnetisierung in diesem Bildpunkt, sondern auch durch Systemkomponenten beeinflusst, beispielsweise den HF-Empfänger oder den Demodulator.
SPRINGHUITZEN, S. M., et al., beschreibt in ”Temperature-Induced Tissue Susceptibility Changes Lead to Significant Temperature Errors in PRFS-Based Thermometry During Thermal Interventions.” In: Magn Reson Med, 64, 2010, 1360–1372, wie temperatur-induzierte Suszeptilitätsänderungen von Fett und Wasser zu Fehlern bei der MR-Thermometrie führen, die auf der Protonenresonanzfrequenzänderung beruht. Diese Druckschrift zeigt jedoch nicht die Bestimmung des systembedingten Phaseneinflusses gemäß der vorliegenden Erfindung.
SOHER, B.J., et al., offenbaren in ”Noninvasive Temperature Mapping With MRI Using Chemical Shift Water-Fat Separation.” In: Magn Reson Med, 63, 2010, 1238–1246, wie Phasenänderungen im Fettsignal verwendet werden können, um nichqttemperatur-abhängige Phasenänderungen zu bestimmen. Die erfindungsgemäße Bestimmung des systembedingten Phaseneinflusses ist in dieser Schrift nicht gezeigt. GRISSOM, W. A., et al., zeigen in ”Reweighted I₁ Referenceless PRF Shift Thermometry.” In: Magn Reson Med, 64, 2010, 1360–1372, wie die Hintergrundphaseninformation einer MR-Anlage über eine gewichtete l1 Regression bestimmt wird.
LI, C., et al., ”An Internal Reference Model-Based PRF Temperature Mapping Method With Cramer-Rao Lower Bound Noise Performance Analysis.” In: Magn Reson Med, 62, 2009, 1251–1260, offenbaren eine Messung der Temperatur mit Hilfe der chemischen Verschiebung, wobei eine interne Referenz verwendet wurde zur Berechnung des systembedingten Phaseneinflusses.
RIEKE, V., et. al., offenbaren in ”Referenceless MR Thermometry for Monitoring Thermal Ablation in the Prostate.” In: IEEE Transactions on Medical Imaging, 26, 2007, 813–821, wie bei der Temperaturberechnung mit der chemischen Verschiebung Fett- und Wasser-haltiges Gewebe verwendet wird, wobei die Fett- und Wasseranteile separat voneinander verarbeitet werden.
RIEKE, V., et al., zeigen in ”MR Thermometry.” In: J Magn Res Imag, 27, 2008, 376–390 Übersicht über die verschiedenen Verfahren der MR-Thermometrie.
In keiner der oben zitierten Druckschriften erfolgt die Bestimmung des systembedingten Phaseneinflusses wie in der vorliegenden Erfindung.
In der DE 10 2009 058 510 A1 ist ein Verfahren beschrieben, wie die Hintergrundphase in Phasenwerten eines MR-Phasenbilddatensatzes auf einfache Weise ohne Verwendung von Referenzdatensätzen bestimmt werden kann. Bei einem derartigen Verfahren enthält der aufgenommene Phasenbilddatensatz jedoch nur Signale von einer einzigen Gewebeart. Bei Anwendung in Geweben mit mehreren Gewebearten mit unterschiedlichen Frequenzen, hier beispielsweise Fett und Wasser, wird die andere Gewebeart, zumeist das Fett, unterdrückt, indem entweder nur eine Gewebeart angeregt wird oder indem beide Gewebearten angeregt werden, und die Signale der einen Gewebeart vor der Signaldetektion zerstört werden, damit sie keinen Signalbeitrag mehr zum MR Signal leisten können. Das in der DE 10 2009 058 510 A1 beschriebene Verfahren liefert in Bildpunkten, bei denen wenig Gewebeanteile der nicht unterdrückten Signalanteile enthalten sind, nur ein geringes Signal-zu-Rauschverhältnis. Außerdem ist es oftmals schwierig, die Signale des nicht gewünschten Gewebeanteils vollständig zu unterdrücken.
Eine weitere Problematik besteht darin, dass bei der nichtinvasive Temperaturbildgebung mithilfe der Protonenresonanzfrequenz-(PRF-)Methode sich im erhitzten Fettgewebe die Suszeptibilität ändert, was wiederum die Phasenwerte in der unmittelbaren Nachbarschaft beeinflusst, wodurch die Temperaturinformation verfälscht wird. Dieser objektbedingte Phaseneinfluss ist normalerweise nicht von dem systembedingten Phaseneinfluss (z. B. aufgrund von B₀-Feld Schwankungen) zu trennen.
Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, auch bei Mischgewebe wie beispielsweise Geweben mit Fett und Wasser eine Aussage über den Phasenwert zu machen. Weiterhin ist es wünschenswert, bei erhitzten Mischgeweben mithilfe der PRF eine Temperaturinformation zu erhalten, die nicht durch Suszeptibilitätsänderungen des Fetts bei Erhitzung beeinflusst ist.
Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Trennung eines MR systembedingten Phaseneinflusses von einem objektbedingten Phaseneinfluss in Phasenwerten eines MR-Phasenbilddatensatzes bereitgestellt, der von dem Untersuchungsobjekt aufgenommen wird, in dem die zwei unterschiedlichen Gewebearten mit unterschiedlichen Resonanzen vorhanden sind und einen Signalbetrag zumindest in einigen Bildpunkten leisten. In einem Schritt wird der MR-Phasenbilddatensatz aufgenommen und die aufgenommenen Phasenwerte werden bestimmt, wobei diese aufgenommenen Phasenwerte den objektbedingten Phaseneinfluss und den systembedingten Phaseneinfluss beinhalten. Mit systembedingten Phaseneinfluss ist der Einfluss auf die aufgenommenen Phasenwerte gemeint, der durch die MR-Anlage, z. B. bedingt durch die B₀ Drift oder durch die Empfangskomponenten zum Empfang des MR-Signals verursacht wird. Der objektbedingte Phaseneinfluss beschreibt interne Phaseneffekte bzw. Phaseneffekte, die durch das Untersuchungsobjekt bedingt sind, beispielsweise durch Suszeptibilitätseffekte. Der systembedingte Phaseneinfluss wird bestimmt durch Auswählen eines zu untersuchenden Bereichs aus dem im MR-Phasenbilddatensatz dargestellten Untersuchungsobjekt, indem eine Kontur um den zu untersuchenden Bereich ausgewählt wird. Anschließend wird der systembedingte Phaseneinfluss in dem zu untersuchenden Bereich mithilfe der ausgewählten Kontur mit der Annahme berechnet, dass der räumliche Phasenverlauf der Hintergrundphase einer harmonischen oder quasi harmonischen Funktion entspricht. Dies bedeutet, dass der systembedingte Phaseneinfluss mit dem Verfahren bestimmt wird, das näher in der DE 10 2009 058 510 A1 beschrieben ist. Mit Kenntnis des systembedingten Phaseneinflusses kann dann der objektbedingte Phaseneinfluss auf die aufgenommene MR-Phase bestimmt werden durch Abziehen des systembedingten Phaseneinflusses von dem aufgenommenen Phasenbilddatensatz. Dies erfolgt vorzugsweise bildpunktweise, da der systembedingte Phaseneinfluss für die einzelnen Bildpunkte und der aufgenommene Phasenbilddatensatz bildpunktweise vorliegen, sodass bildpunktweise der objektbedingte Phaseneinfluss bestimmt werden kann. Mit einem derartigen Verfahren ist es beispielsweise auch möglich, Phaseninformationen in Bildpunkten zu berechnen, welche Signalanteile von Geweben mit unterschiedlichen Resonanzfrequenzen enthalten.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform wird das Phasenbild mithilfe der Dixon Technik aufgenommen, bei der zumindest zwei Echos des untersuchten Gewebes aufgenommen werden. Bei einem ersten Echo haben die beiden Gewebearten im Wesentlichen die gleiche Phasenlage, während bei einem zweiten Echo die beiden Gewebe eine im Wesentlichen entgegengesetzte Phasenlage aufweisen. Die aufgenommenen Phasenwerte werden dabei mithilfe des ersten Echos bestimmt, bei dem beide Gewebe die gleiche Phasenlage haben. Die zu diesem Zeitpunkt auftretende Phasenlage ist idealerweise null. Die bei diesem ersten Echo gemessenen Phasenwerte sind die Phasenwerte, die den systembedingten und objektbedingten Phaseneinfluss beinhalten. Zur Trennung dieser beiden Phaseneinflüsse kann dann das in DE 10 2009 058 510 A1 beschriebene Verfahren verwendet werden.
Das Verfahren kann auch im Zusammenhang mit der Temperaturbildgebung verwendet werden. In einer bevorzugten Ausführungsform werden bei einem erwärmten Untersuchungsobjekt von den aufgenommenen Phasenwerten die systembedingten Phaseneinflüsse abgezogen, um die objektbedingten Phaseneinflüsse zu erhalten. Nach Abzug dieses systembedingten Einflusses kann die objektbedingte Phasenänderung dann in eine Temperaturänderung umgerechnet werden.
Da die objektbedingte Phasenänderung zum Großteil durch die Temperaturänderung der Suszeptibilität bedingt ist, kann aus der Temperaturänderung der Suszeptibilität auf die Temperaturänderung des Gewebes geschlossen werden.
Vorzugsweise wird die chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser berechnet, mithilfe der Dixon Technik, wobei zumindest vier Signalechos aufgenommen werden.
Mithilfe der objektbedingten Phaseneinflüsse und deren Bestimmung kann auch die Änderung der Suszeptibilität bei der Erhitzung eines Gewebes berücksichtigt werden. Über die zusätzlichen Echos wird die relative chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser, welche temperaturabhängig ist, explizit mit der Dixon-Technik berechnet. Bei der Dixon-Technik wird die relative chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser bestimmt. Da Fett eine im Wesentlichen vernachlässigbare Temperaturabhängigkeit der chemischen Verschiebung im Vergleich zu Wasser hat, erlaubt die relative Verschiebung zwischen Fett und Wasser die direkte Messung der Temperatur. Bei normaler Körpertemperatur ist die chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser ca. 3,5 ppm. Jegliche zusätzliche Änderung kann somit der temperaturbedingten veränderten chemischen Verschiebung des Wassers zugeschrieben werden. Hierbei gilt dσ_fat/dT = 0,00018 ppm/°C, die vernachlässigt wird, und dσ_Water/dT = 0,098 ppm/°C. Damit ist es möglich, den nur temperaturbedingten Phaseneinfluss zu berechnen. Wenn nun von der gemessenen Phase die systembedingte Phase abgezogen wird, so erhält man die objektbedingte Phase. Diese ist im Wesentlichen durch die Suszeptibilitätsänderungen des Fetts bestimmt. Mithilfe der bekannten Temperaturabhängigkeit der Suszeptibilität ist es dann möglich, aus der objektbedingten Phasenänderung auf die Temperaturänderung des zugehörigen Gewebes zu schließen, d. h. auf die Temperaturänderung des Fettes. Dies führt zu einer weiteren Temperaturinformation über das erhitzte Gewebe, da das erhitzte Fett die gleiche Temperatur annimmt wie das andere Gewebe in der Umgebung, das nicht aus Fett besteht.
In einer bevorzugten Ausführungsform werden mithilfe der vier Echos die Größen ω₂, r₁, (T₂*)1 und (T₂*)2 und ω_ΔB0 berechnet. Hierbei ist ω₂ der Frequenzunterschied zwischen den beiden Gewebearten, r₁ entspricht dem Anteil von Fett in einem Bildpunkt, (T₂*)1 und (T₂*)2 sind die T₂* Zeiten des ersten bzw. des zweiten Gewebes und ω_ΔB0 ist die dem gemessenen Phasenwert entsprechende Frequenzänderung, die den objekt- und systembedingten Phaseneinfluss enthält.
Vorzugsweise werden nicht erwärmte Phasenbildpunkte verwendet, um den systembedingten Phaseneinfluss auf die gemessenen Phasenwerte des Phasenbilddatensatzes im erwärmten Bereich zu bestimmen.
Die Erfindung betrifft weiterhin eine Magnetresonanzanlage mit einer Bildaufnahmeeinheit zur Aufnahme des MR-Phasenbilddatensatzes und eine Recheneinheit, die wie oben beschrieben in der Lage ist, den systembedingten Phaseneinfluss von dem objektbedingten Phaseneinfluss zu trennen.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert.
Hierbei zeigen:
1 schematisch eine MR Anlage, mit der der systembedingte Phaseneinfluss von dem objektbedingten Phaseneinfluss getrennt werden kann,
2 ein Flussdiagramm mit den Schritten zur Trennung der systembedingten Phasen- von einer objektbedingten Phaseninformation,
3 ein Phasenbild eines Untersuchungsobjekts sowie ein zu untersuchender Bereich, für den die Hintergrundphase bestimmt werden soll,
4 einen Teilausschnitt aus einem Phasenbilddatensatz mit einer flächigen Kontur und der Anwendung eines Filterkernels aus dem Phasenbilddatensatz zur Trennung der system- und objektbedingten Phase,
5 ein Flussdiagramm mit den Hauptschritten zur Berechnung des räumlichen Verlaufs der systembedingten Phase,
6 ein Flussdiagramm, das genauer die während der Anwendung des Filterkernels beschriebenen Verfahrensschritte zeigt, und
7 ein Flussdiagramm bei der Anwendung der Erfindung auf erwärmtes Gewebe mit separater Bestimmung einer Temperaturänderung über die chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser und über die objektbedingte Suszeptibilitätsänderung.
In 1 ist schematisch eine MR Anlage 10 dargestellt, mit der die systembedingte Phaseninformation von der objektbedingten Phaseninformation getrennt werden kann und mit der bei Erhitzung eines untersuchten Gewebes beispielsweise neben der Temperaturinformation die Suszeptibilitätsänderung des Fettes bei der Erwärmung berechnet werden kann.
Die MR-Anlage weist einen Magneten 11 zur Erzeugung eines B₀-Felds auf, in den eine Untersuchungsperson 12, auf einer Liege 13 angeordnet, eingeschoben werden kann. Die gezeigte MR-Anlage kann beispielsweise in Kombination mit einer Thermotherapie verwendet werden, bei der einzelne Bereiche des untersuchten Körpers beispielsweise mit Ultraschall erhitzt werden, um im erhitzten Bereich lokalisiertes Tumorgewebe zu zerstören. Mit Aufnahme von MR-Phasenbildern einer Gradientenechosequenz und der Darstellung von Phasenbildern kann die Temperaturentwicklung in dem dargestellten Gewebe nichtinvasiv mehrdimensional überprüft werden. Die MR-Anlage weist eine zentrale Steuereinheit 14 auf, mit der die Steuerung der MR-Anlage möglich ist. Da die grundlegende Funktionsweise zur Erzeugung von MR-Bildern dem Fachmann bekannt ist, wird nachfolgend nur schematisch auf einige Systemkomponenten eingegangen. Eine HF-Steuereinheit 15 steuert das Einstrahlen von HF-Pulsen in das Untersuchungsobjekt, eine Gradienteneinheit 16 steuert die Schaltung der zur Ortskodierung notwendigen Gradienten. Eine Bildaufnahmeeinheit 18 steuert die zeitliche Abfolge der Einstrahlung der HF-Pulse und der Gradientenschaltungen und die Detektion des MR-Signals in Abhängigkeit von der ausgewählten Bildgebungssequenz. Eine Recheneinheit 17 kann dann, wie nachfolgend im Detail erklärt wird, die Hintergrundphase, die den systembedingten und objektbedingten Phaseneinfluss ausweist, aus den berechneten MR-Phasenbilddatensätze berechnen. Auf einer Anzeigeeinheit 19 können die erzeugten MR-Bilddaten dargestellt werden, wobei über eine Eingabeeinheit 20 beispielsweise eine flächige Kontur in einen Phasenbilddatensatz um einen Teilbereich eingezeichnet werden kann, in dem eine Information über die Hintergrundphase gewünscht ist. Das nachfolgend beschriebene Verfahren kann bei der nichtinvasiven Temperaturbildgebung verwendet werden, jedoch ist die Berechnung der Hintergrundphase auch für andere Anwendungsgebiete von Bedeutung, beispielsweise bei der suszeptibilitätsgewichteten MRT, bei der Flussmessung, bei der Bestimmung des Fettgehalts in einem Gewebe, etc. Die Vorrichtung zur Erwärmung des untersuchten Gewebes ist schematisch mit dem Bezugszeichen 9 dargestellt.
In 2 sind die grundlegenden Schritte zur Berechnung des systembedingten und objektbedingten Phaseneinflusses dargestellt. Das Verfahren startet in einem Schritt 1. In einem Schritt 2 wird eine Dixon Messung durchgeführt, um einen Phasenbilddatensatz zu erzeugen, bei dem die Phasenwerte des ersten Echos, bei dem die untersuchten Gewebeanteile die gleiche Phasenlage haben, verwendet werden. Diese Phasenwerte enthalten den objekt- und systembedingten Phaseneinfluss. In den weiteren Schritten 3 bis 7 werden nun die beiden Einflüsse voneinander getrennt. Hierzu wird in einem Schritt 3 ein Bereich ausgewählt, in dem beispielsweise die beiden Phaseninformationen getrennt werden sollen. Dieser Bereich wird auch Region of Interest (RoI) genannt. In einem weiteren Schritt 4 werden Bildpunkte außerhalb der RoI ausgewählt und es wird in einem Schritt 5 der systembedingte Phaseneinfluss berechnet, wie es näher im Detail in der DE 10 2009 058 510 A1 beschrieben ist. Ist nach Schritt 5 der systembedingte Phaseneinfluss auf die Phasenwerte des Bilddatensatzes bekannt, so können in einem Schritt 6 der systembedingte Phaseneinfluss von den gemessenen Phasen abgezogen werden, wodurch der objektbedingte Phaseneinfluss nach Schritt 6 erhalten wird. Das Verfahren endet in Schritt 7. Nachfolgend wird unter Bezugnahme auf die 3 bis 6 das in der DE 10 2009 058 510 A1 beschriebene Verfahren noch einmal kurz erläutert.
In 3 ist am linken Bildrand ein Phasenbilddatensatz 21 eines Untersuchungsobjekts dargestellt. Die in Grauwerten dargestellten Phasenwerte von –180° bis +180° haben in dem Untersuchungsobjekt einen gewissen Phasenverlauf. Wenn nun beispielsweise davon ausgegangen wird, dass das Innere des Untersuchungsobjekts erhitzt werden soll und mit Hilfe der MR-Phasenbilder die Temperatur nichtinvasiv bestimmt werden soll, so kann der Benutzer, wie in Bild 22 dargestellt, einen vorzugsweise kreisrunden Bereich markieren, in dem die Temperaturinformation bestimmt werden soll.
Bezug nehmend auf 5 bedeutet dies, dass nach dem Start des Verfahrens in Schritt 40 ein Phasenbilddatensatz mit einer Gradientenechosequenz aufgenommen wird, bei dem die Fettsignale nicht unterdrückt werden, sondern in den Phasenwerten enthalten sind, so dass sich ein Phasenbilddatensatz ergibt, wie er beispielsweise in Bild 21 von 2 gezeigt ist (Schritt 41). In einem nächsten Schritt 42 kann eine Bedienperson dann eine Kontur um einen Teilbereich (ROI = Region of Interest; Bild 22) des Phasenbilddatensatzes festlegen, wie sie beispielsweise in Bild 23 von 2 gezeigt ist. Diese Kontur ist eine flächige Kontur und weist in der Breite zumindest einen Bildpunkt auf. Beispielsweise kann die Breite der Kontur drei Bildpunkte beinhalten. Diese Kontur wird vorzugsweise in Gewebe mit homogener Suszeptibilität gelegt und in Gewebe, das nicht erhitzt ist. Mit Hilfe der Phasenwerte in den Bildpunkten in der flächigen Kontur und mit Hilfe eines Filterkernels können nun die Phasenwerte im Bereich innerhalb der Kontur, d. h. in dem Teilbereich, berechnet werden.
In einem Schritt 43 wird überprüft, ob die eingezeichnete Kontur eine geschlossene Kontur ist oder eine nicht geschlossene Kontur. Falls die eingezeichnete Kontur eine nicht vollständig geschlossene Kontur ist, wird in Schritt 44 eine vollständig geschlossene Kontur gebildet. Wenn nun eine geschlossene Kontur vorhanden ist, wird dann in Schritt 45 ein Filterkernel iterativ auf den Phasenbilddatensatz angewandt.
In 4 ist der bevorzugte Filterkernel F dargestellt. Mit diesem Filterkernel können nun die Phasenwerte innerhalb der Kontur berechnet werden. Im linken Teil von 4 ist vergrößert ein Teilbereich eines Bilds mit mehreren Bildpunkten gezeigt, wobei die Kontur 31 eine Breite von zwei Bildpunkten hat und durch die beiden Linien 32 und 33 dargestellt ist. In 6 sind die bei der iterativen Anwendung des Filterkernels verwendeten Schritte näher dargestellt. Um einen Phasenwert in dem Teilbereich zu berechnen, der von der Kontur 31 umschlossen wird und der in 4 mit Bezugszeichen 34 gekennzeichnet ist (beispielsweise die Bildpunkten c3, c4, d2, d3 und d4), so erfolgt eine Faltung der Phasenwerte mit dem Filterkernel F. Da diese Faltung im Bildbereich durchgeführt werden kann, entspricht sie einer einfachen Multiplikation der Phasenwerte mit dem Filterkernel. Zur Berechnung des Phasenwerts im Bildpunkt c3 mit dem in 4 gezeigten Filterkernel wird beispielsweise folgende Berechnung ausgeführt: ¼x Phasenwert von b3 + ¼x Phasenwert von c4 + ¼x Phasenwert von d3 + ¼x Phasenwert von c2. Bei der ersten Anwendung des Filterkernels werden die Phasenwerte im Teilbereich 34 auf Null gesetzt, und die Phasenwerte in der flächigen Kontur 31 beinhalten die gemessenen Phasenwerte. Nach dieser Multiplikation mit dem Filterkernel wird wie in Schritt 45a von 5 gezeigt noch die Konstante ε abgezogen, die, wie oben erwähnt, die Abweichung des Phasenverlaufs von einer harmonischen Funktion beschreibt. Im nächsten Iterationsschritt 45b werden dann die Phasenwerte außerhalb der Kontur auf Null gesetzt, d. h. im Beispiel von 4 die Phasenwerte in den Bildpunkten a1, a2 und b1. In dem Schritt 45c der Iteration werden dann die Phasenwerte in der flächigen Kontur wieder auf ihre ursprünglich gemessenen Werte vor der Multiplikation mit dem Filterkernel zurückgesetzt, bevor der Schritt 45a wiederholt werden kann. Die Berechnung der Phasenwerte im Inneren der Kontur, d. h. im Teilbereich 34, kann dann solange erfolgen, bis die mit Hilfe des Filterkernels berechnete Phasenlage sich räumlich zwischen zwei Iterationsschritten nicht mehr oder nur geringfügig ändert. Bezug nehmend auf 5 bedeutet dies, dass in Schritt 46 überprüft wird, ob eine Stoppbedingung zum Abbrechen der Iteration erfüllt ist oder nicht. Diese Stoppbedingung kann von einer Anzahl der durchgeführten Iterationen abhängen, die wiederum von der Größe des Teilbereichs abhängt, oder die Stoppbedingung kann derart gesetzt werden, dass die Iteration abgebrochen wird, wenn sich der räumliche Phasenverlauf nicht mehr wesentlich ändert von einem Iterationsschritt zum nächsten. In 3 ist in Bild 24 eine derart konstruierte Hintergrundphase beispielhaft gezeigt, die in dem Untersuchungsbereich der ROI von Bild 22 berechnet wurde.
Die Konstante ε ermöglicht es, die dreidimensionale Laplace-Bedingung auf zwei Dimensionen anzuwenden, wie beispielsweise in den in 3 gezeigten Bereichen. Je geringer die in Bild 22 eingezeichnete ROI ist, desto besser ist diese Annäherung. Vor der Erhitzung kann in der gegebenen ROI ein optimaler Wert für ε bestimmt werden, der die Standardabweichung der berechneten Temperatur minimiert. Zurückkehrend zu 5 bedeutet dies, dass, falls die Stoppbedingung in Schritt 46 erfüllt ist, der systembedingte Phasenverlauf in Schritt 47 bestimmt ist, wie er in Bild 24 von 3 gezeigt ist. Neben der Bestimmung im Bild kann ε auch wie oben erläutert berechnet werden. Für weitere Details zur Bestimmung des systembedingten Phaseneinflusses wird auf die DE 10 2009 058 510 A1 verwiesen. Wie auch dort beschrieben, muss die Kontur nicht geschlossen sein.
Nachdem nun, wie oben beschrieben, der systembedingte Phaseneinfluss in den Phasenwerten des Phasenbilddatensatzes berechnet wurde, so ergibt sich nach Abzug dieses systembedingten Phaseneinflusses von den gemessenen Phasenwerten der objektbedingte Phaseneinfluss.
Nachfolgend wird kurz auf die Dixon Technik mit zwei oder mehreren Echos eingegangen. Bei der Dixon Technik wird angenommen, dass das Signal in einem Bildpunkt zwei Gewebearten enthält, nämlich Fett und Wasser. Der Fettanteil ist r, während der Wasseranteil somit (1 – r) beträgt, wobei r zwischen 0 und 1 variiert. Jede Gewebeart hat ihre eigene Resonanzfrequenz ω_Fat und ω_Water. Aufgrund der unterschiedlichen Resonanzfrequenzen hängt die Dephasierung und Rephasierung des Gesamtsignals von der Echozeit ab. Neben den Parametern des Spinsystems wie r, ω_Fat und ω_Water hängt das Signal, das in dem Phasenbilddatensatz aufgenommen wurde auch noch von systembedingten Phaseneinflüssen, wie beispielsweise lokalen B₀-Feld Inhomogenitäten ab. Die führt zu einer weiteren Phasenänderung des Signals mit einer Frequenz ω_ΔB0. Im vorliegenden Fall enthält diese Phasenmodulation den systembedingten und objektbedingten Phaseneinfluss, da ja aus der gemessenen Phase nicht bekannt ist, durch welchen Effekt die gemessene Phase bedingt ist. Das Signal zur Echozeit τ = 0 enthält somit die Effekte des Spinsystems mit den zwei Gewebearten und die Phaseneinflüsse, welche systembedingte und objektbedingte Phasen beinhalten. Das Signal in einem Voxel mit Fett und Wasser bei der Echozeit τ_N lautet nun wie folgt:
wobei B die komplexe Signalgröße zum Echozeitpunkt 0 ist und n_n das Rauschen in der Messung des n-ten Echos ist. Der T₂* Zerfall wird hierbei in der Standarddixontechnik ignoriert. Falls die Aufnahme mit mehreren Spulen erfolgt, so lautet das Signal der n-ten Spule wie folgt:
wobei die Indizes m, n die Empfangsspule bzw. die Echozeit bedeuten. Bei Standarddixontechniken wird der T₂* Zerfall bei kurzen Echozeiten vernachlässigt. Bei der PRF Methode zur Temperaturberechnung jedoch werden größere Echozeiten verwendet, sodass die T₂* Zeiten nicht mehr vernachlässigt werden können. Dies führt zu einer zusätzlichen Unbekannten, die berechnet werden muss, falls das hier beschriebene Verfahren der Trennung von systembedingten Phaseneffekten und objektbedingten Phaseneffekten bei der Temperaturbildgebung eingesetzt werden soll. In 7 ist nun ein Flussdiagramm dargestellt, bei welchem durch eine geänderte chemische Verschiebung bei erhitztem Gewebe die Temperaturänderung bestimmt werden kann, sowie aus dem objektbedingten Phasenverlauf auf eine Suszeptibilitätsänderung geschlossen werden kann bzw. über die bekannte Temperaturabhängigkeit der Suszeptibilität im Fett eine Größe berechnet werden kann, welche die Temperaturerhöhung in dem Fett widerspiegelt.
Das Verfahren startet in Schritt 50 und in Schritt 51 werden die Multiechodaten mit beispielsweise vier Echos aufgenommen. In Schritt 52 folgt durch Dixon-Nachverarbeitung die Berechnung von ω_ΔB0, ω₂, r₁, (T₂*)1 und (T₂*)2. Diese Berechnung dieser Größen mit der Dixon-Technik ist dem Fachmann bekannt, so dass sie hier nicht näher im Detail beschrieben wird, wobei jedoch mehrere Methoden zur Berechnung existieren (Schritt 52).
Einerseits ist es nun möglich, mit der PRF-Methode eine Temperaturinformation zu erlangen. Hierfür wird in Schritt 53 die relative chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser bestimmt, d. h. ω₂ mit ω_Fat-Water = ω₂. Da Fett eine im Wesentlichen vernachlässigbare Temperaturabhängigkeit der chemischen Verschiebung hat und die Temperaturabhängigkeit der chemischen Verschiebung von Wasser mit 0,0098 ppm/°C bekannt ist, kann aus der chemischen Verschiebung in Schritt 54 auf eine Temperaturänderung geschlossen werden. Bei normaler Körpertemperatur beträgt die chemische Verschiebung beispielsweise 3,5 ppm. Bei Erhitzung des Gewebes verändert sich dieser Wert durch die Temperaturabhängigkeit der chemischen Verschiebung des Wassers und aus der geänderten chemischen Verschiebung zwischen Fett und Wasser kann dann auf die Temperaturänderung geschlossen werden (Schritt 54).
Mit den im rechten Zweig dargestellten Schritten von 7 kann eine zweite Temperaturinformation gewonnen werden. Hierbei wird die Tatsache verwendet, dass die Erwärmung die Suszeptibilität von Fett verändert aber nicht die von Wasser. Die Veränderung der Suszeptibilität von Fett verändert somit auch den objektbedingten Phaseneinfluss. Aus der Dixon-Nachverarbeitung in Schritt 52 folgt die Größe ω_ΔB0, die den objektbedingten und systembedingten Phaseneinfluss beinhaltet (Schritt 55). Wählt man nun in Schritt 56 eine ROI aus und berechnet wie im Zusammenhang mit 2–6 beschrieben den systembedingten Phaseneinfluss (Schritt 57), so kann in einem Schritt 58 über die gemessene Phase und den Abzug der systembedingten Phase der objektbedingte Phaseneinfluss bestimmt werden. In einem Schritt 59 kann daraus der lokale Suszeptibilitätsunterschied berechnet werden, wie es beispielsweise in RARES, S., et al., ”A Fast Calculation Method for Magnetic Field Inhomogeneity due to an Arbitrary Distribution of Bulk Susceptibility.” In: Concepts in Magnetic Resonance Part B (Magnetic Resonance Engineering), Vol. 19B (1), 2003, 26–34, beschrieben ist. Aus dem objektbedingten Phaseneinfluss kann mit Berechnung der Suszeptibilitätsunterschiede auf eine Temperatur in dem Objekt, hier dem Fett, geschlossen werden (Schritt 60).
Aus der objektbedingten Phasenänderung kann über die bekannte Temperaturabhängigkeit der Suszeptibilität χ bei Fett die Temperaturänderung berechnet werden.
Die Temperaturabhängigkeit von χ_Fat lautet:
Diese liegt in der gleichen Größenordnung wie die Temperaturabhängigkeit der chemischen Verschiebung σ der Wasserprotonen, die bei der PRF Methode verwendet wird:
Zusammenfassend bedeutet dies, dass über die zusätzlich gemessenen Echos in Schritt 51 die relative chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser explizit berechnet bzw. gemessen werden kann. Damit kann die temperaturbedingte Phasenänderung berechnet werden. Weiterhin hat man den zusammengesetzten system- und objektbedingten Phaseneinfluss, den man trennen kann, wie in Zusammenhang mit 2 bis 6 beschrieben wurde. Nach Auftrennung dieser beiden Effekte kann der objektbedingte Phaseneinfluss bestimmt werden. Bei der Erwärmung ist dieser im Wesentlichen durch die Suszeptibilitätsänderung des Fetts bestimmt. Diese temperaturbedingte Änderung der Suszeptibilität bietet jedoch einen weiteren Indikator für die Temperaturänderung im erhitzten Gewebe, der neben der PRF Methode verwendet werden kann. Das Verfahren endet in Schritt 61.
Zusammenfassend ermöglicht die vorliegende Erfindung die Berechnung von Suszeptibilitätsänderungen im Fett bei erwärmtem Gewebe und die Berechnung von suszeptibilitätskorrigierten Temperaturinformationen mit der PRF Methode.

Claims

Verfahren zur Trennung eines MR-systembedingten Phaseneinflusses von einem objektbedingten Phaseneinfluss in Phasenwerten eines MR-Phasenbilddatensatzes, der von einem Untersuchungsobjekt aufgenommen wird, wobei zu zumindest einigen der Phasenwerte des MR-Phasenbilddatensatzes zwei unterschiedliche Gewebearten mit unterschiedlicher Resonanzfrequenz einen Signalbeitrag leisten, mit den folgenden Schritten: a) Aufnehmen des MR-Phasenbilddatensatzes und Bestimmen der aufgenommenen Phasenwerte, welche den objektbedingten Phaseneinfluss und den systembedingten Phaseneinfluss beinhalten, b) Bestimmen des systembedingten Phaseneinflusses mit den Schritten: b1) Auswählen eines zu untersuchenden Bereichs aus dem im MR-Phasenbilddatensatz dargestellten Untersuchungsobjekt durch Auswahl einer Kontur um den zu untersuchenden Bereich, b2) Berechnen des systembedingten Phaseneinflusses in dem zu untersuchenden Bereich mit Hilfe der ausgewählten Kontur unter der Annahme, dass der räumliche Verlauf der Hintergrundphase einer harmonischen Funktion entspricht, und wobei zur Berechnung ein Filterkernel iterativ auf den MR-Phasenbilddatensatz angewandt wird, bis eine Stoppbedingung zum Abbrechen der Iteration erfüllt ist, c) Abziehen des systembedingten Phaseneinflusses von dem aufgenommenen MR-Phasenbilddatensatz zur Bestimmung des objektbedingten Phaseneinflusses.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der MR-Phasenbilddatensatz mit Hilfe der Dixon-Technik aufgenommen wird, bei der zumindest zwei Echos des untersuchten Gewebes aufgenommen werden, wobei bei einem ersten Echo die beiden Gewebearten im Wesentlichen die gleiche Phasenlage haben und bei einem zweiten Echo im Wesentlichen eine entgegengesetzte Phasenlage aufweisen, wobei der MR-Phasenbilddatensatz mit Hilfe des ersten Echos bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die beiden unterschiedlichen Gewebearten Fett und Wasser sind.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bei einem erwärmten Untersuchungsobjekt von den aufgenommenen Phasenwerten die systembedingten Phaseneinflüsse abgezogen werden, um die objektbedingten Phaseneinflüsse zu erhalten, wobei von den objektbedingten Phaseneinflüssen auf die Temperaturänderung des erwärmten Untersuchungsobjekts geschlossen wird.
Verfahren nach Anspruch 3 und 4, dadurch gekennzeichnet, dass die chemische Verschiebung zwischen Fett und Wasser berechnet wird mit Hilfe der Dixon-Technik, wobei zumindest vier Signalechos aufgenommen werden.
Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass die objektbedingten Phaseneinflüsse im Wesentlichen durch Änderungen der Suszeptibilität im erhitzten Gewebe bedingt sind, wobei die Änderungen der Suszeptibilität berechnet werden mit Hilfe der vier Echos, wobei aus der Änderung der Suszeptibilität auf die Temperatur des Untersuchungsobjekts geschlossen wird.
Verfahren nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass mit Hilfe der vier Echos die Größen ω₂, r₁, (T₂*)1, (T₂*)2 und ω_ΔB0 berechnet werden, wobei ω₂ dem Frequenzunterschied zwischen den beiden Gewebearten entspricht, r₁ der Anteil von Fett in einem Bildpunkt ist, (T₂*)1, (T₂*)2 die T2* Zeiten des ersten und zweiten Gewebes sind, und ω_ΔB0 die dem gemessenen Phasenwert entsprechende Frequenzänderung ist, die den objekt- und systembedingten Phaseneinfluss enthält.
Verfahren nach einem der Anspruch 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass nicht erwärmte Phasenbildpunkte verwendet werden, um den systembedingten Phaseneinfluss auf die gemessenen Phasenwerte des MR-Phasenbilddatensatzes in erwärmten Bereichen zu bestimmten.
Magnetresonanzanlage zur Erstellung eines MR-Phasenbilddatensatzes, der von einem Untersuchungsobjekt aufgenommen wird, und zur Trennung eines MR-systembedingten Phaseneinflusses von einem objektbedingten Phaseneinfluss in Phasenwerten des MR-Phasenbilddatensatzes, wobei zu zumindest einigen der Phasenwerte des MR-Phasenbilddatensatzes zwei unterschiedliche Gewebearten mit unterschiedlicher Resonanzfrequenz einen Signalbeitrag leisten, wobei die Magnetresonanzanlage aufweist: – eine Bildaufnahmeeinheit zum Aufnehmen des MR-Phasenbilddatensatzes und Bestimmen der aufgenommenen Phasenwerte, welche den objektbedingten Phaseneinfluss und den systembedingten Phaseneinfluss beinhalten, – eine Recheneinheit zum Bestimmen des systembedingten Phaseneinflusses, wobei die Recheneinheit derart ausgebildet ist, dass sie nach Auswahl eines zu untersuchenden Bereichs aus dem im MR-Phasenbilddatensatz dargestellten Untersuchungsobjekt durch Auswahl einer Kontur um den zu untersuchenden Bereich den systembedingten Phaseneinfluss in dem zu untersuchenden Bereich mit Hilfe der ausgewählten Kontur unter der Annahme berechnet, dass der räumliche Verlauf der Hintergrundphase einer harmonischen Funktion entspricht, wobei zur Berechnung ein Filterkernel iterativ auf den MR-Phasenbilddatensatz angewandt wird, bis eine Stoppbedingung zum Abbrechen der Iteration erfüllt ist, wobei die Recheneinheit weiterhin den objektbedingten Phaseneinfluss bestimmt durch Abziehen des systembedingten Phaseneinflusses von dem aufgenommenen MR-Phasenbilddatensatz.