DE102009049520B4

DE102009049520B4 - Multi-Echo-MR-Sequenz mit verbessertem Signal-zu-Rauschverhältnis der Phaseninformation

Info

Publication number: DE102009049520B4
Application number: DE102009049520.7A
Authority: DE
Inventors: Dr. Gross Patrick; Dr. Roland Jörg
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2009-10-15
Filing date: 2009-10-15
Publication date: 2015-02-12
Anticipated expiration: 2029-10-16
Also published as: DE102009049520A1; US20110092801A1; US8792961B2

Abstract

Verfahren zur Erstellung eines MR-Magnitudenbilddatensatzes und eines Phasenbilddatensatzes eines Untersuchungsobjekts, mit den folgenden Schritten: – Erfassen von ersten Echosignalen nach einer ersten Echozeit TE1 in einem ersten MR-Rohdatensatz und Erfassen von zumindest zweiten Echosignalen nach einer zweiten Echozeit TE2, die länger als TE1 ist, in zumindest einem zweiten MR-Rohdatensatz, – Erstellen des Magnitudenbilddatensatzes auf Basis des ersten MR-Rohdatensatzes und des zumindest einen zweiten MR-Rohdatensatzes mit Mittelung des ersten und des zumindest einen zweiten MR-Rohdatensatzes, – Erstellen des Phasenbilddatensatzes aufgrund der in den zumindest zwei MR-Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformation mit einer gewichteten Mittelung der jeweils in den zumindest zwei MR-Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformation.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erstellung von einem MR-Magnitudenbilddatensatz und einem -Phasenbilddatensatz eines Untersuchungsobjekts, eine MR-Anlage, ein Computerprogramm und einen elektronisch lesbaren Datenträger.
Ein Anwendungsgebiet von Magnetresonanzanlagen ist die Überwachung von Eingriffen bzw. Behandlungen wie beispielsweise der Thermotherapie, bei der die Temperatur in Gewebe wie beispielsweise Tumorzellen gezielt erhöht wird, was idealerweise zum Zelltod führt oder bei geringer Temperaturerhöhung die Zellen empfindlicher für begleitende Therapiemaßnahmen wie die Chemo- oder Strahlentherapie werden lässt. Ebenso ist eine Abkühlung möglich bei einer sogenannten Kryotherapie. Insbesondere bei Ablation von Tumorgewebe, beispielsweise mittels hochintensivem fokussierten Ultraschall, wird immer häufiger eine Magnetresonanzanlage zur 3-dimensionalen Temperaturbildgebung eingesetzt, um während einer Behandlung die in dem behandelten Gebiet herrschenden Temperaturen mit möglichst hoher Genauigkeit und hoher Zeitauflösung darzustellen. Eine optimale Überwachung während der Behandlung sollte nicht nur die Temperatur des erhitzten Gewebes zeit- und ortsaufgelöst darstellen, sondern es sollte auch ein Bezug der gemessenen Temperaturbilder zur Anatomie der Untersuchungsperson hergestellt werden können.
Eine Möglichkeit, mithilfe der Magnetresonanztomographie Temperaturänderungen darzustellen, ist die Protonenresonanzfrequenzmethode, die auf der Temperaturabhängigkeit der Resonanzfrequenz der Protonen beruht. Die aus Gradientenechosignalen gewonnene Phaseninformation des MR-Signals wird hierbei verwendet, um aus der Differenz zweier Phasenbilder auf eine Temperaturänderung zu schließen. Bei der Darstellung der Phasendifferenzbilder kann die Temperaturinformation räumlich aufgelöst dargestellt werden. Der Zusammenhang zwischen Phasenänderung und eine Temperaturänderung lautet wie folgt: Δφ = γB₀TEαΔT, (1) wobei B₀ die Grundmagnetfeldstärke, γ das gyromagnetische Verhältnis, TE die Echozeit, α die Temperaturabhängigkeit der Resonanzfrequenz ist, die –0,01 ppm/C beträgt und ΔT die Temperaturänderung ist. Da die aufgenommenen MR-Daten, die zur Erstellung der Phasendifferenzen verwendet werden, rauschbehaftet sind, lassen sich die daraus bestimmten Temperaturänderungen nur mit einer bestimmten Genauigkeit bestimmen. Wie aus obiger Gleichung zu erkennen ist, wäre es vorteilhaft, die Echozeit möglichst lang zu wählen, um eine möglichst große Phasenänderung zu induzieren, jedoch verlängert dies die Aufnahmezeit und verringert insgesamt das Signal-zu-Rauschverhältnis, da durch den T2*-Zerfall der Magnetisierung die Signalhöhe insgesamt abnimmt mit zunehmender Echozeit.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Vorrichtung bereitzustellen, bei dem eine Phaseninformation in einem MR Phasenbild mit verbesserter Genauigkeit bestimmt werden kann. Diese Aufgabe wird mit den Gegenständen nach 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 Erstellung eines MR-Magnitudenbilddatensatzes und eines Phasenbilddatensatzes eines Untersuchungsobjekt bereitgestellt, wobei erste Echosignale nach einer ersten Echozeit TE in einem ersten Rohdatensatz und zumindest zweite Echosignale nach einer zweiten Echozeit TE2, die länger als TE1 ist, in einem zweiten MR-Rohdatensatz erfasst werden. Anschließend kann der Magnitudenbilddatensatz auf Basis des ersten MR-Rohdatensatzes und des zumindest einen zweiten MR-Rohdatensatzes mit Mittelung des ersten und des zumindest einen zweiten MR-Rohdatensatzes ermittelt werden. Weiterhin wird der Phasenbilddatensatz erstellt mithilfe der in den zumindest zwei MR-Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformation, wobei die jeweils in den zumindest zwei MR-Rohdatensätzen enthaltene Phaseninformation gemittelt wird. Durch die Verwendung der Phaseninformation bei den verschiedenen Echozeiten kann insgesamt das Signal-zu-Rauschverhältnis bei der Phaseninformation vergrößert werden, was den Fehler der Phaseninformation insgesamt verkleinert.
Die Phaseninformationen in dem Phasenbilddatensatz enthalten üblicherweise Informationen über eine physikalische Größe, die über eine Formel mit der Phaseninformation in Zusammenhang steht. Gemäß einem Aspekt der Erfindung wird bei der Mittelung der Phaseninformation die Mittelung in Abhängigkeit von einem Zusammenhang der Phaseninformation zu der physikalischen Größe in der Formel durchgeführt. Da die Phasenbilder bei den meisten Anwendungen typischerweise nicht als solche verwendet werden, sondern die Phaseninformationen einen Rückschluss auf Daten wie Temperatur, Fluss oder ähnliches erlauben, kann ein Rauschen der Phasenbilder für verschiedene Echozeiten ein verschieden starkes Signal-zu-Rauschverhältnis der entsprechenden physikalischen Größe bedeuten. In diesem Fall ist eine einfache arithmetische Mittelung nicht mehr zielführend und es muss entsprechend der physikalischen Formel, die der bestimmten Phaseninformation unterliegt, eine Gewichtung vorgenommen werden. Dies sei an dem folgenden Beispiel erläutert. Wird ein gleiches Phasenrauschen bei den verschiedenen Echozeiten vorausgesetzt, beispielsweise ein bestimmter Wert von 2°, so bedeutet dies nach obiger Formel (1) bei einer großen Echozeit einen kleineren Fehler als bei einer kürzeren Echozeit. Unter der Annahme, dass beispielsweise bei TE = 50 ms eine Phasendifferenz von Δφ = 11° einer Temperaturdifferenz von ΔT = 1°C entspricht, ist bei einem TE von ungefähr 25 ms die Phasenänderung pro °C nur noch halb so groß, d. h. 5°. Wird ein Phasenrauschen von 2° für beide Messungen vorausgesetzt, so ist zu erkennen, dass die 2° bei der kürzeren Zeit einen größeren Fehler bedeuten als bei der längeren Echozeit. Durch die Berücksichtigung der Formel, welche den Zusammenhang zwischen Phaseninformation und physikalischer Größe angibt, kann die richtige Mittelung der verschiedenen Phaseninformationen zu den verschiedenen Echozeiten erfolgen.
Vorzugsweise erfolgt bei der Erstellung des Phasenbilddatensatzes die Mittelung der in den zumindest zwei Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformation in Abhängigkeit vom Rauschen der jeweils in dem Rohdatensatz enthaltenen Phaseninformation. Insbesondere erfolgt die Mittelung in Abhängigkeit von der Varianz der jeweils in dem Rohdatensatz enthaltenen Phaseninformation. Dies gilt streng genommen nur für ein Rauschen mit Gaußverteilung, was nicht in jedem Bilddatensatz unbedingt gegeben ist. Es ist jedoch eine gute Näherung.
Wenn dieses Verfahren zur Bestimmung der Phaseninformation auf die Temperaturbildgebung angewendet wird, so wird die Temperaturdifferenz aus der Differenz von zwei Phasenbilddatensätzen bestimmt unter Berücksichtigung der Mittelung der einzelnen Phaseninformationen in Abhängigkeit von dem Zusammenhang zwischen Phaseninformation und Temperaturunterschied unter Verwendung einer Varianz. Vorzugsweise wird die ortsaufgelöste Temperaturänderung in einem Bildpunkt i, j wie folgt berechnet:
wobei TE_n das n-te Echo einer Multigradientenechosequenz ist mit insgesamt N Echos pro Anregungspuls. Beispielsweise kann N zwischen 3 und 5 liegen. ΔT n / ij ist der Temperaturunterschied, Bildpunkt i, j wird berechnet aus dem n-ten Echo und Δφ n / ij ist der zugehörige Phasenunterschied.
Eine Problematik bei der Bestimmung einer physikalischen Größe aufgrund eines Phasenwertes kann darin liegen, dass nach einem Phasenumschlag bei der Grenze von 2π der Ergebniswert nicht mehr eindeutig zugeordnet werden kann. Ein bestimmter Phasenwert bzw. eine bestimmte Phasendifferenz φ₀ kann φ = φ₀ + N·2π entsprechen. Die entsprechende physikalische Größe kann mit der Formel nicht mehr eindeutig berechnet werden. Bezogen auf die Temperaturbildgebung bedeutet dies, dass die Temperaturänderung ΔT nicht mehr eindeutig bestimmt werden kann. Hierbei können nun die Phaseninformationen helfen, die bei der kurzen ersten Echozeit erzeugt werden. Aus dem Wertebereich der Phasenwerte, die bei der ersten Echozeit in den Differenzbildern erzeugt werden, kann auf einen Wertebereich der Phaseninformation bei anderen größeren Echozeiten geschlossen werden, wobei bestimmt werden kann, ob die weiteren Wertebereiche den Wertebereich von 2π überschreiten und wie oft sie diesen Wertebereich von 2π überschreiten. Umfasst der Wertebereich der Phasenwerte bei einer ersten Echozeit beispielsweise die Phasenwerte von Null bis 200°, so umfasst der Wertebereich bei der doppelten Echozeit schon 400°, wobei diese 400° jedoch im Wertebereich zwischen Null und 360° dargestellt werden und folglich ein Phasenumschlag stattfindet. Ausgehend von dem Wertebereich bei der kurzen Echozeit können nun die Wertebereiche bei den längeren Echozeiten bestimmt werden, und die Phasenumschläge können korrigiert werden und berücksichtigt werden, indem die Anzahl der Phasenumschläge berechnet wird, um die dahinterliegende physikalische Größe richtig zu bestimmen.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigen:
1 schematisch eine MR Anlage, gekoppelt mit einem Therapiegerät, mit der Temperaturinformationen zuverlässig bestimmt werden können,
2 ein Teilabschnitt einer Multi-Echo-Sequenz mit Erzeugen eines ersten und eines zweiten Echos, und
3 ein Flussdiagramm mit den Schritten, die zur zuverlässigen Bestimmung der Temperaturdifferenz notwendig sind.
In 1 ist eine MR-Anlage 10 dargestellt mit einem Magneten 11 zur Erzeugung eines B₀-Feldes und zur Erzeugung einer resultierenden Magnetisierung in einer Untersuchungsperson 12, die auf einer Liege 13 in der MR-Anlage angeordnet ist. Weiterhin ist eine Vorrichtung zur Applikation von fokusierten Ultraschall, ein sogenannter Ultraschallapplikator 14 dargestellt, mit dem gezielt das Gewebe der Untersuchungsperson 12 erhitzt werden kann, beispielsweise zur Abtötung von Tumoren. Die MR-Anlage weist weiterhin eine zentrale Steuereinheit 15 mit einer Sequenzsteuerung 16 auf, in der die Abfolge der eingestrahlten HF-Pulse und der Magnetfeldgradienten gesteuert wird. Zur Schaltung der Gradienten ist eine Gradientensteuereinheit 17 und zur Schaltung der HF-Pulse eine HF-Steuereinheit 18 vorgesehen. Ein Bildrechner 19 berechnet aus den mithilfe einer Spule (nicht gezeigt) detektierten MR-Signalen ein MR-Bild, wobei der Bildrechner ein so enthaltenes Magnitudenbild oder ein Phasenbild berechnen kann. Wie durch Einstrahlen von HF-Pulsen und Schalten von Gradienten MR-Magnituden oder -Phasenbilder erzeugt werden können, ist dem Fachmann geläufig, sodass eine detaillierte Beschreibung hiervon aus Übersichtlichkeitsgründen unterlassen wird. Weiterhin kann eine Recheneinheit 20 vorgesehen sein, die, wie nachfolgend erklärt, eine Phaseninformation mit verbessertem Signal-zu-Rauschverhältnis berechnet und die beispielsweise eine Temperaturdifferenz aus einer Phasendifferenz berechnet. Ebenso ist es möglich, dass die in der Recheneinheit ausgeführten Operationen in dem Bildrechner 19 durchgeführt werden. Weiterhin sind eine Anzeigeeinheit 21 und eine Eingabeeinheit 22 vorgesehen.
In 2 ist ein Teilausschnitt einer Multi-Echogradienten-Sequenz gezeigt, mit deren Hilfe Temperaturänderungen erfindungsgemäß wie nachfolgend beschrieben dargestellt werden können. Nach Einstrahlen eines HF-Pulses 23 werden in die Ausleserichtung mehrere bipolare Gradienten 24 und 25 geschaltet, die jeweils zu einem Gradientenecho 26 und 27 führen. Das erste Gradientenecho 26 erfolgt zu einem ersten Echozeitpunkt TE₁, das zweite Gradientenecho zu einem zweiten Echozeitpunkt TE₂. Bei der Darstellung von 2 sind nur zwei Gradientenechos dargestellt, es können jedoch auch mehrere Echos beispielsweise drei bis fünf Echos nach einem HF Anregungspuls ausgelesen werden. Die Echozeiten können beispielsweise zwischen 5 und 45 ms liegen. Mit diesen Gradientenechosequenzen können Temperaturänderungen nicht invasiv dargestellt werden, da die Temperaturabhängigkeit der chemischen Verschiebung der Wasserprotonen verwendet wird. Die sich durch die temperaturabhängige chemische Verschiebung geänderte Magnetfeldumgebung resultiert in einer temperaturabhängigen Resonanzfrequenz, die in einer temperaturabhängigen Phaseninformation zum Zeitpunkt des Echos dargestellt werden kann. Die Verwendung einer Gradientenechosequenz ist vorteilhaft, da diese sensitiv auf geringe lokale Magnetfeldunterschiede ist. Das untersuchte Gewebe akkumuliert zum Zeitpunkt des Echos TE eine frequenzabhängige, d. h. temperaturabhängige, Phase φ. Wird das Gewebe erhitzt und zu einem späteren Zeitpunkt die Messung wiederholt, so kann durch bildpunktweise Differenzbildung in den Phasenbildern bildpunktweise auf eine Temperaturänderung geschlossen werden nach obiger Gleichung 1. Wie unter 1 erwähnt, ergibt sich ein linearer Zusammenhang zwischen Phasenänderung und Temperaturänderung nach folgender Formel: Δφ ~ TE·B₀·ΔT oder k·Δφ = TE·ΔT. (3)
Das mithilfe der Bildgebungssequenz von 2 erzeugte Magnitudenbild hat ein verbessertes Signal-zu-Rauschverhältnis, da die zu unterschiedlichen Zeitpunkten TE aufgenommenen MR-Signale gemittelt werden können. Ein einfaches Beispiel hierfür ist die arithmetische Mittelung der Magnitudenbilder M_n mit
Dies führt zu einer Verbesserung des Signal-zu-Rauschverhältnisses mit einem Faktor √N. Dieser allgemein bekannte Effekt wird genutzt, wenn bei der MR-Bildgebung mehrere Bilder mit identischen Aufnahmeparametern nacheinander aufgenommen werden und die Bilder dann addiert werden. Neben den Magnitudenbildern ist es auch möglich, die Phasenbildqualität zu verbessern. Da Phasenbilder jedoch typischerweise nicht als solche verwendet werden, sondern Rückschlüsse auf funktionale Daten wie Temperatur, Fluss oder ähnliches bieten, kann ein Rauschen der Phasenbilder für verschiedene Echozeiten ein verschieden starkes Signal-zu-Rauschverhältnis der entsprechenden physikalischen Größen bedeuten. In diesem Fall ist eine einfache arithmetische Mittelung nicht mehr zielführend und es muss entsprechend der physikalischen Formel, die der bestimmten Größe zugrunde liegt, eine Gewichtung vorgenommen werden. Solche Mittelungen werden allgemein als gewichtete Mittel bezeichnet und erfolgen nach der Formel:
Hierbei ist m die gemittelte Größe und W_n sind die Gewichtungsfaktoren zu den N Komponenten m_n, über die gemittelt wird. Erfindungsgemäß ist es nun möglich, bei der Mittelung der Phasenbilder den Zusammenhang zwischen physikalischer Größe und Phaseninformation zu verwenden, um die Mittelung durchzuführen.
Die optimale Gewichtung bei der Mittelung hängt vom Rauschen bzw. der zugrundeliegenden statistischen Verteilung der Messgröße ab, über die gemittelt werden soll. Häufig wird die Mittelung in einer Form vorgenommen, bei der auf das Rauschen der verschiedenen Komponenten normiert wird. Eine optimale Gewichtung von Messgrößen, deren Rauschen gaußverteilt ist, ist eine Mittelung bezüglich der Varianzen V_n der Einzelkomponenten.
Für
ergibt sich aus obiger Gleichung folgende Gleichung:
Formal lässt sich zeigen, dass mit dieser Mittelung eine Verteilung mit identischen Mittelwert und minimaler Varianz entsteht. Da Phasenbilder nur im Grenzfall eines sehr geringen Phasenrauschens gaußverteilt sind, können auch andere gewichtete Mittelungen für eine optimale Phasenbildgenauigkeit notwendig sein. Obige Gleichungen (1) bis (3) beschreiben den Zusammenhang zwischen Phasenänderung und Temperaturänderung. Werden nun die Phasenbilddatensätze, die voneinander subtrahiert werden mit größeren unterschiedlichen Echos aufgenommen und geht man von einem identischen Phasenrauschen in allen ortsaufgelösten Phasenbildern φ n / ij an der Bildpunktposition i, j aus, so erfolgt eine geeignete gewichtete Mittelung unter Berücksichtigung der obigen Gleichungen wie folgt:
Hierbei entspricht ΔT_ij der gemittelten ortsaufgelösten Temperatur in dem Bildpunkt i, j und ΔT n / ij der ortsaufgelösten Temperatur, bestimmt aus den Phasendifferenzbildern des jeweiligen Echos n mit dem zugehörigen Echozeitpunkt TE_n, und Δφ n / ij , der entsprechenden Phasendifferenz.
Mit der Beziehung für die Varianzen für Temperatur V T / n und Phase V φ / n von ΔT und Δφ unter Verwendung obiger Gleichung (3) gilt dann:
wodurch sich mit obiger Gleichung (7) folgendes ergibt:
Wie aus dieser Gleichung zu erkennen ist, kann die Temperaturdifferenz mithilfe der einzelnen Echozeiten und den zu den einzelnen Echozeiten gehörigen Phasendifferenzen bestimmt werden.
Sollten neben der Echosequenz mehrere Bildgebungsparameter die Auflösung oder Bandbreite variiert werden, so müssen entsprechende Gewichtungen für diese Größen ebenfalls berücksichtigt werden.
In 3 sind nun die Schritte zusammengefasst, mit denen die Temperaturdifferenz wie oben erwähnt berechnet werden kann. Nach Erstellen eines ersten Phasenbilddatensatzes mit N Echos im Schritt 31 und der Erstellung eines weiteren Phasenbilddatensatzes zu einem späteren Zeitpunkt in einem Schritt 32, beispielsweise während der Erhitzung des Gewebes können die beiden Phasenbilddatensätze voneinander abgezogen werden zur Erstellung eines Phasendifferenzbilddatensatzes in Schritt 33. Die Temperaturdifferenz in den einzelnen Bildpunkten kann dann durch obige Gleichung (9) bestimmt werden in Schritt 34. Bei der Bestimmung der Temperaturdifferenz kann nun das Problem auftreten, dass diese nicht mehr eindeutig festgestellt werden kann, da nur Phasenwerte zwischen Null und 2π dargestellt werden und bei Differenzbildung nicht unbedingt festgestellt werden kann, ob ein Phasenumschlag vorlag oder nicht. Typische Echozeiten TE decken bei einem Grundmagnetfeld von 1,5 Tesla einen Bereich von 70 bis 200°C ab, was ausreichend für die Temperaturdifferenzdarstellung ist. Für höhere Felder von 3 Tesla halbiert sich jedoch schon dieser Eindeutigkeitsbereich der Temperaturberechnung auf 35 bis 50°C. Hinzu kommt, dass in vielen Fällen die optimale Echozeiten TE für die MR-Temperaturbildgebung deutlich höher liegen als bei 1,5 Tesla. Somit wird die Entfernung des Phasenumschlags bei der Phaseninformation notwendig. Dies gilt umso stärker für die Temperaturbildgebung bei 7 Tesla. Da die Bedeutung von 7 Tesla in MR-Geräten stark zunimmt, ist die Entfernung des Phasenumschlags für die MR-Temperaturbildgebung von Bedeutung, da hier nur ein eindeutiger Phasenwertebereich über einen Temperaturbereich von 10 bis 15°C erreichbar ist. Erfindungsgemäß ist dies nun mit Verwendung der Wertebereiche bei den kurzen Echozeiten möglich. Beispielsweise kann ein Phasendifferenzbild nur mithilfe der Phaseninformationen erzeugt werden, die zum Echozeitpunkt TE₁ aufgenommen werden. Dieser kürzeste Echozeitpunkt führt bei einer Erhitzung zu einem vorbestimmten Wertebereich an Phasendifferenzen, beispielsweise ein Wertebereich von 0° bis 150°. Bei der doppelten Echozeit liegt bei gleicher Temperaturänderung der Wertebereich schon bei 300°; werden noch längere Echozeiten verwendet, so ist der Wertebereich nicht mehr innerhalb von 2π gelegen. Mithilfe des Wertebereichs bei der kurzen Echozeit kann nun bestimmt werden, wie viel Phasenumschläge bei den längeren Echozeitpunkten vorhanden sein müssen, da ein linearer Zusammenhang zwischen Echozeit und Phasenänderung und damit zwischen Echozeit und Phasenwertebereich vorliegt.
Die Berechnung einer Phaseninformation aus den multiplen Echos N ist üblicherweise ohne Bewegungskorrektur notwendig, da die innerhalb der verschiedenen Echozeiten vorliegende Bewegung der Untersuchungsperson normalerweise ignoriert werden kann.

Claims

Verfahren zur Erstellung eines MR-Magnitudenbilddatensatzes und eines Phasenbilddatensatzes eines Untersuchungsobjekts, mit den folgenden Schritten: – Erfassen von ersten Echosignalen nach einer ersten Echozeit TE1 in einem ersten MR-Rohdatensatz und Erfassen von zumindest zweiten Echosignalen nach einer zweiten Echozeit TE2, die länger als TE1 ist, in zumindest einem zweiten MR-Rohdatensatz, – Erstellen des Magnitudenbilddatensatzes auf Basis des ersten MR-Rohdatensatzes und des zumindest einen zweiten MR-Rohdatensatzes mit Mittelung des ersten und des zumindest einen zweiten MR-Rohdatensatzes, – Erstellen des Phasenbilddatensatzes aufgrund der in den zumindest zwei MR-Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformation mit einer gewichteten Mittelung der jeweils in den zumindest zwei MR-Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformation.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Phaseninformation in dem Phasenbilddatensatz eine Information über eine physikalische Größe enthält, die über eine Formel mit der Phaseninformation in Zusammenhang steht, wobei die Mittelung in Abhängigkeit von dem Zusammenhang der Phaseninformation mit der physikalischen Größe in der Formel erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Erstellung des Phasenbilddatensatzes die Mittelung der in den zumindest zwei Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformationen in Abhängigkeit von einem Rauschen der jeweils in einem Rohdatensatz enthaltenen Phaseninformation erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Erstellung des Phasenbilddatensatzes die Mittelung der in den zumindest zwei Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformationen in Abhängigkeit von einer Varianz der jeweils in einem Rohdatensatz enthaltenen Phaseninformation erfolgt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwei Phasenbilddatensätze aufgenommen und voneinander abgezogen werden zur Erstellung eines Phasendifferenzdatensatzes, wobei aus einer Phasendifferenz in dem Phasendifferenzdatensatz auf eine Temperaturänderung in einem auf dem Phasendifferenzdatensatz dargestellten Gewebe geschlossen wird, die zwischen der Aufnahme der zwei Phasenbilddatensätze erfolgt ist.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass eine Temperaturänderung in einem Bildpunkt i, j wie folgt berechnet wird:
wobei ΔT_ij die in dem Bildpunkt i, j ermittelte Temperaturdifferenz ist, TE_n die verschiedenen Echozeiten sind, zu denen Echosignale aufgenommen wurden, n = 1 bis N, mit N die Anzahl der insgesamt aufgenommenen Echos ist, und k eine Konstante ist, ΔT n / ij die in einem Bildpunkt i, j mit den n-ten Echo berechnete Temperaturdifferenz und φ n / ij die zugehörige Phasendifferenz ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass aus einer Phaseninformation in dem Phasendifferenzdatensatz, die bei der ersten Echozeit TE1 erzeugt wurde, auf einen Wertebereich der Phaseninformationen bei der ersten Echozeit geschlossen wird, wobei aufgrund dieses Wertebereichs bei der ersten Echozeit weitere Wertebereiche der Phaseninformationen bei Echozeiten, die länger als TE1 sind, bestimmt werden, wobei bestimmt wird, ob die weiteren Wertebereiche den Wert von 2π überschreiten und wie oft sie diesen Wertebereich von 2π überschreiten.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Echosignale Gradientenechos sind.
Verfahren zur Erstellung eines Phasenbilddatensatzes eines Untersuchungsobjekts, mit den folgenden Schritten: – Erfassen von ersten Echosignalen nach einer ersten Echozeit TE1 in einem ersten MR-Rohdatensatz und Erfassen von zumindest zweiten Echosignalen nach einer zweiten Echozeit TE2, die größer als TE1 ist, in zumindest einem zweiten MR-Rohdatensatz, – Erstellen des Phasenbilddatensatzes aufgrund der in den zumindest zwei MR-Rohdatensätzen enthaltenen Phaseninformation, wobei zumindest zwei Phasenbilddatensätze erstellt und voneinander abgezogen werden zur Erstellung von zumindest einem Phasendifferenzdatensatz, wobei aus einer Phasendifferenz in dem Phasendifferenzdatensatz auf eine Temperaturänderung in einem auf dem Phasendifferenzdatensatz dargestellten Gewebe geschlossen wird, die zwischen der Aufnahme der zwei Phasenbilddatensätze erfolgt ist, wobei aus einer Phaseninformation des Phasendifferenzdatensatzes, die aus dem Signal bei der ersten Echozeit TE1 stammt, auf einen Wertebereich der Phaseninformationen bei der ersten Echozeit geschlossen wird, wobei mit Hilfe dieses Wertebereichs ein weiterer Wertebereich der Phaseninformation bei der Echozeit TE2 bestimmt wird, wobei überprüft wird, ob und wie oft der weitere Wertebereich den Wert von 2π überschritten hat.
Magnetresonanzanlage zur Erstellung von MR-Phasenbilddatensätzen mit einer Recheneinheit, die derart ausgestaltet ist, dass sie ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8 durchführt.
Computerprogramm, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 ausführt.
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 bis 9 ausführt.