DE102009053293B4

DE102009053293B4 - Abbildung eines Teilchens, in das magnetisch aktive Stoffe integriert sind, mit einer bildgebenden Magnetresonanzmessung

Info

Publication number: DE102009053293B4
Application number: DE102009053293A
Authority: DE
Inventors: David Grodzki
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 2009-11-13
Filing date: 2009-11-13
Publication date: 2012-08-02
Anticipated expiration: 2029-11-14
Also published as: US20110115487A1; DE102009053293A1

Abstract

Verfahren zur Abbildung eines Teilchens, das sich in einem Untersuchungsobjekt (11) befindet und in das magnetisch aktive Stoffe integriert sind, mit einer bildgebenden Magnetresonanzmessung, die eine Gradientenechosequenz umfasst, bei der nachfolgend auf einen einzelnen Anregungspuls (34) mindestens zwei Gradientenechos (36, 37) aufgenommen werden, wobei das Teilchen bei der Magnetresonanzmessung in einem angelegten Hauptmagnetfeld (B0) ein magnetisches Störfeld hervorruft, und wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst: – Einstrahlen eines HF-Pulses (34) zum Erzeugen einer transversalen Magnetisierung aus einer sich im Hauptmagnetfeld (B0) einstellenden Magnetisierung, – Schalten eines ersten Dephasierungsgradienten (31) zum Einstellen einer ersten Dephasierung (σ1) der transversalen Magnetisierung, – Aufnehmen des ersten Gradientenechos (36), – Schalten eines zweiten Dephasierungsgradienten (35) zum Einstellen einer zweiten Dephasierung (σ2) der transversalen Magnetisierung, die verschieden ist von der ersten Dephasierung (σ1), und – Aufnehmen des zweiten Gradientenechos (37), wobei die zwei Dephasierungsgradienten (31, 35) derart geschaltet...

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Abbildung eines Teilchens, das sich in einem Untersuchungsobjekt befindet, sowie eine Magnetresonanzanlage dafür. Insbesondere betrifft die Erfindung die Abbildung eines Teilchens, das bei einer Magnetresonanzmessung in einem angelegten Hauptmagnetfeld ein magnetisches Störfeld hervorruft.
Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist ein weit verbreitetes Verfahren zur bildlichen Darstellung von Strukturen im Inneren des Körpers von Patienten. Zur Erzeugung eines Magnetresonanz(MR)-Signals werden dabei im Allgemeinen Protonen von Wasserstoffmolekülen angeregt, die sich in einem präparierten, magnetischen Zustand befinden. Der Zerfall dieser Anregung induziert das MR-Signal in einer Empfangsspule. Das MR-Signal ist somit unter anderem von der Dichte der Protonen der Wasserstoffmoleküle abhängig. Aus abzubildenden Bereichen, in denen die Protonendichte sehr gering ist, wie beispielsweise aus luftgefüllten Bereichen oder aus den Knochen, wird dadurch ein sehr geringes Magnetresonanzsignal erhalten, was zu einer Darstellung der entsprechenden Bereiche in den Magnetresonanzbildern als dunkle Stelle („Void”) führt. Derartige dunkle Stellen in Magnetresonanzbildern können auch durch andere Mechanismen verursacht werden, wie beispielsweise lokale Magnetfelder, die zu einer Dephasierung der angeregten Magnetisierung führen und somit einen sogenannten hypointensen Kontrast erzeugen.
Dieser hypointense Kontrast kann zur Darstellung von Sonden in Form von Partikeln oder Teilchen ausgenutzt werden, in die magnetisch aktive Stoffe integriert sind. Derartige Teilchen finden eine Vielzahl von Anwendungen in der klinischen Routine und in der Forschung, beispielsweise im Bereich der Arzneiträgersysteme (drug delivery). Durch ihre magnetische Aktivität können diese Tracer-Partikel ein magnetisches Störfeld hervorrufen, z. B. ein Dipolfeld beim Anlegen des Hauptmagnetfeldes einer Magnetresonanzmessung, wodurch sie mit hypointensen Kontrast abgebildet werden und folglich lokalisierbar sind. Insbesondere bei T2*-gewichteten Gradientenecho(GRE)-Sequenzen führt die Störung des homogenen Hauptmagnetfelds zu einem Signalverlust.
Ein Problem bei dieser Art der Abbildung von Teilchen ist es, dass sich die hypointensen Bildbereiche nicht eindeutig den Teilchen zuordnen lassen, da es wie oben beschrieben mehrere Ursachen für eine Signalarmut und entsprechende dunkle Bildbereiche gibt.
Zur Lösung dieses Problems sind im Stand der Technik Verfahren bekannt, die einen hyperintensen Kontrast erzeugen. Diese Verfahren nutzen das magnetische Dipolfeld der Partikel, das im direkten Umfeld der Teilchen einen Magnetfeldgradienten hervorruft, der zu einer Änderung der Lamorfrequenzen der Protonen in diesem Umfeld führt zu deren Darstellung aus. Ein derartiges Verfahren ist beispielsweise in der Veröffentlichung „Dephased MRI”, Chris J. G. Bakker et al., Magn. Reson. Med., 2006 Jan., 55(1), S. 92–97 beschrieben, bei dem im Umfeld von Störpartikeln ein hyperintenser Kontrast erzeugt wird. Das Verfahren ist GRE-basiert und erzeugt eine künstliche Dephasierung, die zu einem Signalverlust bei den ungestörten Protonen der Wassermoleküle führt. Durch passende Einstellung der künstlichen Dephasierung wird eine Rephasierung der durch das Dipolfeld der Partikel gestörten Spins erreicht, sodass ein MR-Signal aus diesen Bereichen erhalten wird. Zur Abbildung der Partikel werden mehrere Bilder mit verschiedenen GRE-Sequenzen aufgenommen, bei denen verschiedene Dephasierungen eingestellt werden. Durch Subtraktion von zwei Bildern verschiedener Dephasierungsstufen wird ein Bild mit gesteigertem Kontrast erhalten, in welchem die Partikel identifizierbar sind.
Das derartige Vorgehen weist den Nachteil auf, dass damit lange Messzeiten verbunden sind. Durch die Verdopplung der Messzeit ist das Verfahren weiterhin stark anfällig für Bewegungen des untersuchten Objekts oder Patienten, sodass die aufgenommenen Bilder Bewegungsartefakte enthalten. Insbesondere bei der Subtraktion von Bildern führen Bewegungen des Patienten zu Bildfehlern und somit zu einem Verlust von Auflösung und Kontrast in der Abbildung der Partikel.
In der US 5 038 783 wird ein Verfahren zur Aufnahme von Angiogrammen mittels Magnetresonanz beschrieben, bei welchem eine Reihe von Angiogrammen mit je einer anderen Projektionsachse aufgenommen wird.
Dementsprechend ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, zumindest einige der vorab genannten Nachteile zu vermeiden und die Abbildung von Teilchen, die sich in einem Untersuchungsobjekt befinden, zu verbessern.
Diese Aufgabe wird mit Hilfe der Gegenstände mit den Merkmalen nach den unabhängigen Ansprüchen gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Abbildung eines Teilchens, das sich in einem Untersuchungsobjekt befindet und in das magnetisch aktive Stoffe integriert sind, mit einer bildgebenden Magnetresonanzmessung bereitgestellt, wobei die Magnetresonanzmessung eine Gradientenechosequenz umfasst, bei der nachfolgend auf einen einzelnen Anregungspuls mindestens zwei Gradientenechos aufgenommen werden. Bei der Magnetresonanzmessung ruft das Teilchen in einem angelegten Hauptmagnetfeld ein magnetisches Störfeld hervor. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte: Einstrahlen eines HF-Pulses zum Erzeugen einer transversalen Magnetisierung aus einer sich im Hauptmagnetfeld einstellenden Magnetisierung; Schalten eines ersten Dephasierungsgradienten zum Einstellen einer ersten Dephasierung der transversalen Magnetisierung; Aufnehmen des ersten Gradientenechos; Schalten eines zweiten Dephasierungsgradienten zum Einstellen einer zweiten Dephasierung der transversalen Magnetisierung, die verschieden ist von der ersten Dephasierung; und Aufnehmen des zweiten Gradientenechos. Die zwei Dephasierungsgradienten werden derart geschaltet, dass eine durch das Störfeld des Teilchens hervorgerufene Dephasierung der transversalen Magnetisierung in einem Bereich um das Teilchen oder innerhalb des Teilchens bei der Aufnahme zumindest eines der Echos zumindest teilweise kompensiert wird.
Durch Schalten der Dephasierungsgradienten können folglich verschiedene, einstellbare Dephasierungsstärken erzeugt werden. Somit können in einer Messung verschiedene Dephasierungsstufen aufgenommen werden, woraus ein deutlicher Zeitgewinn resultiert. Da das erste und das zweite Echo innerhalb einer kurzen Zeit aufgenommen werden können, werden Artefakte durch Bewegungen des Untersuchungsobjekts minimiert. Der Zeitgewinn kann insbesondere dadurch erreicht werden, dass zwischen dem Einstrahlen des Anregungspulses und der Aufnahme des zweiten Gradientenechos keine weiteren Anregungspulse eingestrahlt werden. Eine zumindest teilweise Kompensation ist zur Erzielung eines hypointensen Kontrastes bei der Abbildung des Teilchens ausreichend, d. h. die Kompensation muss nur in einem Teil des Bereichs oder des Teilchens erfolgen.
Gemäß einer Ausführungsform des vorliegenden Verfahrens werden der erste und der zweite Dephasierungsgradient entlang derselben Gradientenrichtung mit derselben oder entgegengesetzter Polarität geschaltet. Beispielsweise können der erste und der zweite Dephasierungsgradient entlang der Schichtselektionsrichtung, der Frequenzkodierrichtung oder der Phasenkodierrichtung geschaltet werden. Damit ist es möglich, Kontrast zur Abbildung des Teilchens auf verschiedene Weise zu erzeugen. Insbesondere kann die durch das Störfeld hervorgerufene Dephasierung der transversalen Magnetisierung in verschiedenen Richtungen kompensiert werden. Bei einer anderen Ausführungsform ist auch das Schalten der Dephasierungsgradienten in unterschiedliche Richtungen möglich, wobei die erste Dephasierung vor dem Einstellen der Zweiten zunächst kompensiert werden kann.
Der erste und der zweite Dephasierungsgradient können weiterhin derart geschaltet werden, dass der zweite Dephasierungsgradient die erste Dephasierung kompensiert und anschließend die zweite Dephasierung erzeugt. Insbesondere können die Dephasierungsgradienten derart geschaltet werden, dass ein Gradient der Phasenlage der transversalen Magnetisierung nach dem Einstellen der ersten Phasierung ein umgekehrtes Vorzeichen aufweist als nach dem Einstellen der zweiten Dephasierung. Die Richtungen der ersten und zweiten Dephasierung können also entgegengesetzt sein, was durch eine positive oder negative Dephasierungsstärke ausgedrückt werden kann. Bei einer derartigen Konfiguration kann ein besonders guter Kontrast erzielt werden, insbesondere in einem Differenzbild aus den bei der ersten und zweiten Dephasierung aufgenommenen Bildern.
Es ist jedoch auch möglich, dass die erste oder die zweite Dephasierung auf Null eingestellt wird (Dephasierungsstärke σ = 0), sodass die transversale Magnetisierung nach dem ersten bzw. zweiten Dephasierungradienten rephasiert ist. Somit kann ein Referenzbild aus den bei dem ersten bzw. zweiten Gradientenecho aufgenommenen Daten ohne Dephasierung erhalten werden, mit welchem der Kontrast des abzubildenden Teilchens in den entsprechenden mit Dephasierung aufgenommenen Bilddaten erhöht werden kann, z. B. mittels Subtraktion oder Addition der Bilder.
Bei einer Ausführungsform kann der erste Dephasierungsgradient einen Dephasierungs- und einen Rephasierungsgradienten umfassen, wobei die erste Dephasierung der transversalen Magnetisierung mittels eines Unterschieds zwischen dem Gradientenmoment des Rephasierungsgradienten und dem Gradientenmoment des Dephasierungsgradienten einstellbar ist. Beispielsweise findet eine nicht ausreichende oder eine Überkompensierung der durch den Dephasierungsgradienten hervorgerufenen Dephasierung der transversalen Magnetisierung mittels des Rephasierungsgradienten statt, sodass die resultierende erste Dephasierung verbleibt. Somit lässt sich der erste Dephasierungsgradient auf einfache Weise in die Gradientenechosequenz integrieren, wodurch sich eine weitere Zeitersparnis ergibt. Der Dephasierungsgradient, den der erste Dephasierungsgradient umfasst, kann beispielsweise während des Einstrahlens des HF-Pulses in Schichtselektionsrichtung geschaltet werden. Damit kann er als Schichtselektionsgradient dienen.
Der Rephasierungsgradient, der im ersten Dephasierungsgradienten umfasst ist, und der zweite Dephasierungsgradient können in entgegengesetzten Richtungen geschaltet werden. Damit kann der zweite Dephasierungsgradient eine durch den Rephasierungsgradienten aufgeprägt Dephasierung kompensieren.
Selbstverständlich ist es ebenfalls möglich, dass der erste Dephasierungsgradient als ein zusätzlicher Gradient in beliebiger Richtung geschaltet wird.
Bei einer weiteren Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens schließen sich dem Aufnehmen des zweiten Gradientenechos weitere Ausleseschritte an, die jeweils das Schalten eines Dephasierungsgradienten und das Aufnehmen eines Gradientenechos umfassen. Bei jedem Ausleseschritt kann dann eine andere Dephasierung der transversalen Magnetisierung eingestellt werden, sodass mit jedem Gradientenecho eine andere Dephasierungsstufe aufgenommen wird. Dabei kann selbstverständlich wiederum eine Dephasierungsstufe mit einer Dephasierungsstärke von σ = 0 aufgenommen werden. Das Vorsehen weiterer Ausleseschritte führt zu einer weiteren Zeitersparnis und damit einer weiteren Reduktion von bewegungsbedingten Bildstörungen.
Aus den aufgenommenen Gradientenechos können für jede der eingestellten Dephasierungen Bilddaten rekonstruiert werden, die das Teilchen oder einen Bereich um das Teilchen mit unterschiedlichem Kontrast abbilden. Dabei kann selbstverständlich eine Abtastung des k-Raums durch das Durchführen mehrerer Messungen mit verschiedener Phasenkodierung für die jeweils eingestellten Dephasierungen erfolgen. Dabei genügt eine Messung für eine Phasenkodierung, um eine k-Raumzeile für verschiedene Dephasierungsstufen aufzunehmen, aus denen entsprechend viele Bilddatensätze rekonstruierbar sind. Aus diesen kann die Auswahl einer Dephasierungsstufe erfolgen, die die abzubildenden Teilchen mit möglichst gutem Kontrast darstellt.
Des Weiteren ist es möglich, kombinierte Bilddaten durch Addieren oder Subtrahieren von Bilddaten für zumindest zwei verschiedene Dephasierungen zu bestimmen. Durch gezieltes Addieren oder Subtrahieren der Bilddaten für verschiedene Dephasierungsstufen kann der Kontrast der Darstellung gesteigert werden. Da die Echos einen geringen Zeitabstand, beispielsweise von wenigen Millisekunden, aufweisen können, werden Messfehler durch Bewegungen des Untersuchungsobjekts minimiert.
Das abzubildende Teilchen kann beispielsweise ein magnetisch aktives Teilchen sein. Das Teilchen kann Eisenoxid umfassen. Das Teilchen kann insbesondere superparamagnetische Nanopartikel aus Eisenoxid umfassen. Die Abbildung von Teilchen mit anderem Aufbau oder anderer Zusammensetzung, die ein magnetisches Störfeld beim Anlegen des Hauptmagnetfeldes verursachen, ist natürlich ebenfalls möglich.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Magnetresonanzanlage bereitgestellt, die zur Abbildung eines Teilchens, das sich in einem Untersuchungsobjekt befindet, mit einer bildgebenden Magnetresonanzmessung ausgestaltet ist. Die Magnetresonanzanlage umfasst einen Magneten, der zum Anlegen eines Hauptmagnetfeldes ausgestaltet ist, eine HF-Spulenordnung, die zum Einstrahlen von HF-Pulsen ausgestaltet ist, ein Gradientensystem, das zum Schalten von Magnetfeldgradienten ausgestaltet ist und eine Steuereinheit, die ausgestaltet ist um den Magneten, die HF-Spulenanordnung und das Gradientensystem zum Durchführen einer Gradientenechosequenz anzusteuern, bei der nachfolgend auf einen einzelnen Anregungspuls mindestens zwei Gradientenechos aufgenommen werden. Dabei ist die Steuereinheit ausgestaltet, um das Durchführen der folgenden Schritte zu veranlassen: Anlegen des Hauptmagnetfeldes mittels des Magneten, wobei das Teilchen bei angelegtem Hauptmagnetfeld ein magnetisches Störfeld hervorruft; Einstrahlen eines HF-Pulses mittels der HF-Spulenanordnung zum Erzeugen einer transversalen Magnetisierung aus einer sich im Hauptfeld einstellenden Magnetisierung; Schalten eines ersten Dephasierungsgradienten mittels des Gradientensystems zum Einstellen einer ersten Dephasierung der transversalen Magnetisierung; Aufnehmen des ersten Gradientenechos; Schalten eines zweiten Dephasierungsgradienten mittels des Gradientensystems zum Einstellen einer zweiten Dephasierung der transversalen Magnetisierung, die verschieden ist von der ersten Dephasierung; und Aufnehmen des zweiten Gradientenechos. Dabei werden die mindestens zwei Dephasierungsgradienten derart geschaltet, dass eine durch das Störfeld des Teilchens hervorgerufene Dephasierung der transversalen Magnetisierung in einem Bereich um das Teilchen oder innerhalb des Teilchens bei der Aufnahme mindestens eines der Echos zumindest teilweise kompensiert wird.
Mit einer derart ausgestalteten Magnetresonanzanlage können ähnliche wie die vorab genannten Vorteile erzielt werden. Die Magnetresonanzanlage kann weiterhin zum Durchführen eines der vorab genannten Verfahren ausgestaltet sein.
Die Erfindung betrifft des Weiteren ein Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem eines der vorab genannten Verfahren ausführt. Weiterhin wird ein elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen bereitgestellt, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einem Rechnersystem eines der vorab genannten Verfahren ausführen. Das Rechnersystem kann beispielsweise funktionell mit einer Magnetresonanzanlage verbunden sein.
Selbstverständlich können die Merkmale der vorab und nachfolgend beschriebenen Aspekte und Ausführungsformen der Erfindung kombiniert werden.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch eine an sich bekannte Magnetresonanzanlage.
2 ist ein Flussdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
3 veranschaulicht eine Gradientenechosequenz gemäß einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
4 zeigt zwei mit verschiedenen Dephasierungen erstellte Abbilder eines magnetisch aktiven Teilchens sowie ein Differenzbild.
5 zeigt eine numerische Simulation der in 4 gezeigten Bilder.
6 zeigt Abbildungen von Probegefäßen mit verschiedenen Teilchendichten, die für verschiedene Dephasierungsstufen aufgenommen wurden, sowie ein Differenzbild.
7 zeigt Abbildungen von Probegefäßen mit verschiedenen Teilchendichten, die für verschiedene Dephasierungsstufen aufgenommen wurden, sowie ein Differenzbild.
Anhand der nachfolgend beschriebenen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung wird die Abbildung von magnetisch aktiven Teilchen, die in einem angelegten Hauptmagnetfeld ein Störfeld, beispielsweise ein Dipolfeld erzeugen, genauer erläutert. Bei dem Gradientenecho-basierten Verfahren wird das vom Teilchen erzeugte Dipolfeld durch gezielte Dephasierung in Auslese-, Phasen- oder Schichtkodierrichtung ausgeglichen, um somit ein gesteigertes Signal von Protonen zu erhalten, die sich in dem gestörten Hauptmagnetfeld befinden. Durch die Dephasierung wird gleichzeitig von den ungestörten Protonen ein geschwächtes MR-Signal erhalten, sodass die abzubildenden Teilchen mit hohem Kontrast darstellbar sind. Die Dephasierung kann dabei durch unausgeglichene Dephasierungs- und Rephasierungsgradienten, oder durch zusätzliche Dephasierungsgradienten eingestellt werden. Die Stärke dieser einstellbaren Dephasierung kann z. B. in der Einheit Cycles per Voxel (CpV) angegeben werden. Eine Dephasierung der Stärke 1 CpV bedeutet dabei, dass der Phasenunterschied der Spins, die im angeregten Zustand um die Achse (z) des Hauptmagnetfeldes präzedieren, über einen Voxel entlang der entsprechenden Dephasierungsrichtung eine Umdrehung, also 2π, beträgt. Entsprechend gibt es über den Voxel in transversaler Richtung für jede Spinausrichtung eine entgegengesetzte Spinausrichtung, sodass sich die aus dem Voxel erhaltenen MR-Signale vollständig aufheben, wenn sich diese Voxel im ungestörten Hauptmagnetfeld befindet. Aus diesem Voxel würde man also kein MR-Signal erhalten. Ist das Hauptmagnetfeld beispielsweise durch das Dipolfeld gestört, so heben sich die Signale nicht gegenseitig auf, sodass mithilfe des resultierenden MR-Signals das Voxel abgebildet werden kann.
1 zeigt schematisch eine an sich bekannte Magnetresonanzanlage 25, welche zum Durchführen von Gradientenechosequenzen zur Abbildung von magnetischen aktiven Teilchen konfiguriertbar ist. Eine derartige Magnetresonanzanlage weist einen Magneten 10 zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B₀ auf. Ein Untersuchungsobjekt, hier eine Untersuchungsperson 11, kann auf einem Liegtisch 13 in den Magneten 10 geschoben werden, wie es schematisch durch die Pfeile dargestellt ist. Die MR-Anlage weist weiterhin ein Gradientensystem 14 zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten auf, die für die Bildgebung und Ortskodierung verwendet werden. Insbesondere können mit dem Gradientensystem 14 Gradienten geschaltet werden, die der Erzeugung eines Gradientenechos dienen. Die Stärke und die zeitliche Schaltung der angelegten Gradienten bestimmt dabei im Wesentlichen das Gradientenmoment, und damit den Grad bzw. die Stärke der Dephasierung, die durch das Schalten der Gradienten hervorgerufen wird. Das Schalten der Gradienten kann in verschiedenen Raumrichtungen zur Schichtselektion, Phasenkodierung oder Frequenzkodierung erfolgen. Entsprechend ist es möglich, mittels des Gradientensystems 14 eine angeregte, transversale Magnetisierung in beliebiger Richtung zu dephasieren.
Zur Anregung der Polarisation, die sich in dem von dem Magneten 10 erzeugten Hauptmagnetfeld B₀ der MR-Anlage 25 einstellt, ist eine Hochfrequenz(HF)-Spulenanordnung 15 vorgesehen. Diese strahlt ein Hochfrequenzfeld, beispielsweise in Form eines HF-Pulses, in die untersuchte Person 11 ein, um die Magnetisierung aus der Gleichgewichtslage auszulenken. Dabei können Anregungspulse mit verschiedenen Flipwinkeln eingestrahlt werden, die beispielsweise zwischen > 0° und 90° liegen. Durch Auslenken der sich im Hauptmagnetfeld ergebenden Magnetisierung (z. B. in z-Richtung) wird eine transversale Magnetisierung (z. B. in x/y-Richtung) erzeugt, deren Zerfall als Induktion mittels Empfangsspulen detektierbar ist, wobei die Empfangsspulen auch Teil der HF-Spulenanordnung 15 sein können. Selbstverständlich ist es ebenfalls möglich, separate Empfangsspulen, wie beispielsweise Kopfspulen, Körperspulen oder ähnliches vorzusehen.
Beim Durchführen einer Gradientenechosequenz wird nun zunächst ein Gradient geschaltet, der die nach Anregung transversale Magnetisierung auf vorbestimmte Weise dephasiert. Durch Schalten eines entgegengesetzten Gradienten rephasiert die Magnetisierung, wodurch das Echo erzeugt werden kann, und die Aufnahme eines entsprechenden MR-Signals ermöglicht wird. Dabei sind die Flächen unter den entgegengesetzten Gradienten im Sequenzdiagramm in der Regel von gleicher Größe (gleiche Gradientenmomente), um die vollständige Rephasierung der Magnetisierung zu bewirken. Das Aufnehmen des MR-Signals erfolgt dabei während des freien Induktionszerfalls (FID) der transversalen Magnetisierung.
Zur Steuerung der Magnetfeldgradienten ist eine Gradienteneinheit 17 vorgesehen, und zur Steuerung der eingestrahlten HF-Pulse ist eine HF-Einheit 16 vorgesehen. Mittels der HF-Spulenanordnung 15 und der HF-Einheit 16 können MR-Signale aus dem Untersuchungsbereich 12 aufgenommen werden. Die Steuereinheit 18 steuert zentral die Magnetresonanzanlage, wie beispielsweise das Durchführen einer vorbestimmten bildgebenden Gradientenechosequenz. Eine Auswahl der durchzuführenden Bildgebungssequenz kann mit der Eingabeeinheit 19 erfolgen. Steuerinformationen wie beispielsweise Bildgebungsparameter, sowie rekonstruierte MR-Bilder können auf der Anzeige 20 angezeigt werden. Über die Eingabeeinheit können auch Parameter zum Einstellen einer gezielten Dephasierung ausgewählt werden, wie beispielsweise eine Dephasierungsstärke σ für eine bestimmte Gradientenrichtung. Die Steuereinheit 18 kann weiterhin eine Rechnereinheit zum Rekonstruieren von Bildern aus aufgenommenen MR-Signalen umfassen, die auch weitere Bildverarbeitungsschritte wie das Kombinieren von zwei Bildern zu einem kontrastverstärkten Bild durchführen kann.
Im Gegensatz zu herkömmlichen Magnetresonanzanlagen ist die Steuereinheit 18 bei der vorliegenden Ausführungsform der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage nun derart ausgestaltet, dass sie nachfolgend auf das Einstrahlen eines Anregungspulses das Aufnehmen von mindestens zwei Gradientenechos für verschiedene Dephasierungsstärken veranlasst. Die Stärke und Richtung der Dephasierung bei Auslesen des ersten Gradientenechos können demnach verschieden und unabhängig von der Richtung und Stärke der Dephasierung beim Auslesen des zweiten Gradientenechos sein. Bei der Abbildung der Teilchen lassen sich somit unterschiedliche Kontraste erzeugen, die bei einer nachfolgenden Bildverarbeitung mit der Rechnereinheit zu einem insgesamt erhöhten Kontrast führen. Ebenfalls ist es möglich, die Stärke der Dephasierung bei der Aufnahme eines der Echos auf Null zu setzen, wodurch ein Referenzbild erhalten wird, in welchem die Teilchen mit hypointensen Kontrast dargestellt sind, d. h. als dunkle Bereiche. Dephasierungen in verschiedenen Stärken und verschiedenen Raumrichtungen können beispielsweise dadurch erzeugt werden, dass die Steuereinheit 18 nach der Aufnahme des ersten Gradientenechos das Anlegen eines Gradienten zum Rephasieren der ersten Dephasierung, und des Weiteren das Anlegen eines zweiten Dephasierungsgradienten zum Einstellen der Dephasierung für das zweite Gradientenecho veranlasst. Durch Einstellen verschiedener Dephasierungsstärken können somit verschiedene Dephasierungsstufen bei einer einzelnen MR-Messung mit einer Anregung aufgenommen werden. Die Messung lässt sich somit innerhalb einer sehr kurzen Zeitspanne durchführen, sodass Bewegungen der Untersuchungsperson 11 minimal sind und entsprechend Unterschiede bei der Aufnahme des ersten und des zweiten Echos vernachlässigbar sind. Mit der MR-Anlage 25 können die Teilchen somit nicht nur mit gesteigertem Kontrast abgebildet werden, sondern es resultiert auch ein Zeitgewinn sowie die Vermeidung von Messfehlern durch Bewegungen der Untersuchungsperson 11.
Die in 1 schematisch dargestellte Magnetresonanzanlage kann selbstverständlich weitere Komponenten umfassen, die Magnetresonanzanlagen gewöhnlich aufweisen. Die allgemeine Funktionsweise einer MR-Anlage ist dem Fachmann bekannt, sodass auf eine detailliertere Beschreibung der allgemeinen Komponenten verzichtet wird.
Insbesondere kann die Magnetresonanzanlage 25 zur Durchführung des nachfolgend mit Bezug auf 2 beschriebenen Verfahrens ausgestaltet sein.
2 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Abbildung von magnetisch aktiven Teilchen, wie z. B. Tracer-Partikeln. In einem ersten Schritt 101 erfolgt das Anlegen eines Hauptmagnetfeldes B₀, z. B. mittels des Magneten 10. Das Untersuchungsobjekt, in dem sich die abzubildenden Teilchen befinden, ist in dem Hauptmagnetfeld angeordnet. Zur gezielten Abbildung einer Schicht folgt in Schritt 102 zunächst das Schalten eines Schichtselektionsgradienten, z. B. in z-Richtung. Zum Auslenken der sich im B₀ Feld einstellenden Magnetisierung wird in Schritt 103 ein HF-Puls eingestrahlt. In Bereichen, in denen aufgrund des angelegten Schichtselektionsgradienten die Lamorfrequenz der präzedierenden Protonenspins mit der Frequenz des eingestrahlten Anregungspulses übereinstimmt, wird damit die Magnetisierung zumindest teilweise in die x/y-Ebene geklappt und somit eine transversale Magnetisierung erzeugt. Zur Kompensation der sich aufgrund des geschalteten Schichtselektionsgradienten einstellenden Dephasierung ist bei herkömmlichen Verfahren die Schaltung eines Dephasierungsgradienten mit dem halben Moment des Schichtselektionsgradienten vorgesehen. Bei dem vorliegenden Verfahren wird die Dephasierung jedoch nicht vollständig kompensiert, sondern es wird gezielt eine verbleibende erste Dephasierung σ₁ eingestellt. Dies erfolgt in Schritt 401 durch Schalten eines Rephasierungsgradienten mit einstellbarem Gradientenmoment.
Dies ist beispielhaft in 3 veranschaulicht. Während des Einstrahlens des HF-Pulses 34 zur Anregung der Magnetisierung wird in Schichtselektionsrichtung G_z ein Schichtselektionsgradient 32 geschaltet, der zu einer Dephasierung der angeregten transversalen Magnetisierung in z-Richtung führt. Zur teilweisen Kompensation der sich einstellenden Dephasierung wird der Rephasierungsgradient 33 geschaltet, wobei dieser die Dephasierung nicht vollständig kompensiert, sodass eine Restdephasierung mit der Dephasierungsstärke σ₁ verbleibt. Diese Dephasierungsstärke lässt sich über den Unterschied der Gradientenmomente des Dephasierungs- bzw. Schichtselektionsgradienten 32 und des Rephasierungsgradienten 33 einstellen. Da beide Gradienten zu einer effektiven verbleibenden Dephasierung führen, können sie auch als ein erster Dephasierungsgradient 31 bezeichnet werden. Selbstverständlich ist es auch möglich, die vom Schichtselektionsgradienten 32 verursachte Dephasierung vollständig zu kompensieren, und anschließend einen Dephasierungsgradienten in beliebiger Richtung zum Einstellen einer vorbestimmten ersten Dephasierungsstärke σ₁ zu schalten.
Wieder Bezug nehmend auf 2 erfolgt in dem nächsten Schritt 105 das Aufnehmen des ersten Gradientenechos. Dieser Aufnahmevorgang ist in 3 mit dem Bezugszeichen 36 gekennzeichnet, bei dem das MR-Signal gesampelt wird. Das Gradientenecho wird dabei durch Schalten der Gradienten 38 in Gradientenrichtung G_y erzeugt. Das Erzeugen eines Gradientenechos ist dem Fachmann bekannt und im Übrigen vorab erläutert, sodass hier auf eine detailliertere Beschreibung verzichtet wird.
Nach der Aufnahme des ersten Gradientenechos bei einer voreingestellten Dephasierung wird nun erfindungsgemäß mindestens ein weiteres Gradientenecho erzeugt und aufgenommen, wobei eine zweite Dephasierung bei der Aufnahme wiederum gezielt in beliebiger Richtung und Stärke einstellbar ist. Zum Einstellen der zweiten Dephasierung mit der Stärke σ₂ erfolgt in Schritt 106 das Schalten eines zweiten Dephasierungsgradienten 35. Im vorliegenden Beispiel wird dabei wiederum die transversale Magnetisierung auf eine vorbestimmte Dephasierung in z-Richtung (Schichtselektionsrichtung) eingestellt. Die verbliebene erste Dephasierung kann dabei teilweise, vollständig oder überkompensiert werden. Entsprechend kann die zweite Dephasierung dieselbe oder eine entgegengesetzte Richtung aufweisen, oder sie kann auch Null betragen, d. h. die Magnetisierung kann bei vollständiger Kompensation rephasieren. Wird die erste Dephasierung überkompensiert, so weist die Änderung der Phasenlage der transversalen Magnetisierung in derselben Richtung ein umgekehrtes Vorzeichen auf. Wie erwähnt, ist die zweite Dephasierung vollständig unabhängig von der ersten Dephasierung, sie kann mit beliebig einstellbarer Stärke und in beliebiger Richtung erfolgen, wobei in diesem Fall vorzugsweise ein weiterer Gradient zur Kompensation der verbleibenden ersten Dephasierung geschaltet wird.
Nach dem Einstellen der zweiten Dephasierung σ₂ erfolgt in Schritt 107 das Aufnehmen des zweiten Gradientenechos. Dieses ist in 3 mit dem Bezugszeichen 37 gekennzeichnet. Dabei erfolgt wiederum das Schalten von Gradienten 39 in Gradientenrichtung G_y zum Erzeugen des Gradientenechos zum gleichzeitigen Aufprägen einer Frequenzkodierung.
Nach dem Aufnehmen des zweiten Echos können weitere Gradienten beispielsweise zum Zerstören einer verbleibenden Magnetisierung geschaltet werden (Spoilergradienten). Darauffolgend können weitere Messungen, beispielsweise mit einer anderen Phasenkodierung (nicht gezeigt), durchgeführt werden, um weitere k-Raum-Zeilen aufzunehmen. Mit einer Abtastung des k-Raums können somit MR-Signale für zwei verschiedene Dephasierungen aufgenommen werden, aus denen sich entsprechend zwei Sätze von Bilddaten rekonstruieren lassen, die die abzubildenden Teilchen mit unterschiedlichem Kontrast darstellen.
Wie in 2 veranschaulicht, ist jedoch auch das Durchführen weiterer Ausleseschritte (Schritt 108) möglich. Dabei erfolgt jeweils wie mit Bezug auf Schritt 106 und 107 beschrieben das Schalten eines Dephasierungsgradienten zum Einstellen einer vorbestimmten Dephasierung und das Aufnehmen eines Gradientenechos. Somit kann die Zahl aufnehmbarer Dephasierungsstufen bei einer einzelnen MR-Messung weiter erhöht werden. Insgesamt lässt sich dadurch ein beträchtlicher Zeitvorteil erzielen, da sowohl das Einstrahlen von Anregungspulsen auch als das Schalten von Spoilergradienten zwischen den Aufnahmen entfallen kann. Weiterhin weisen die Messungen bei den verschiedenen Dephasierungsstufen einen engen zeitlichen Bezug auf, sodass wie vorab erwähnt Bewegungen der Untersuchungsperson vernachlässigbar sind.
Es soll nochmals darauf hingewiesen werden, dass vor der Aufnahme eines jeden Gradientenechos die Dephasierung in beliebiger Richtung und mit beliebiger Dephasierungsstärke einstellbar ist. Durch entsprechendes Schalten der Gradienten kann die Dephasierung auch auf Null eingestellt werden, um ein herkömmliches MR-Bild mit einer Abbildung der übrigen Strukturen aufzunehmen.
In einem Bildverarbeitungsschritt in 2 (nicht gezeigt) können die bei verschiedenen Dephasierungsstufen aufgenommenen Bilder entsprechend der jeweiligen Anwendung kombiniert werden, beispielsweise durch Addition oder Subtraktion. Dies ist nachfolgend mit Bezug auf 4 bis 7 genauer veranschaulicht.
Das in 2 gezeigte Verfahren kann selbstverständlich weitere Schritte umfassen, die von einer herkömmlichen Gradientenechosequenz bekannt sind. Das Verfahren lässt sich mit den meisten bekannten Gradientenechosequenzen kombinieren. Es können beispielsweise auch Verfahren mit variablem Flipwinkel eingesetzt werden. Vorzugsweise wird das Verfahren im Rahmen einer FLASH(Fast Low Angle Shot)-Gradientenechosequenz durchgeführt. Durch Verwendung kleiner Kippwinkel ermöglichen diese sehr kurze Messzeiten.
Die nachfolgend beschriebenen 4, 6 und 7 zeigen MR-Bilder, die aus MR-Signalen rekonstruiert wurden, die mit dem vorab beschriebenen Verfahren und der vorab beschriebenen Magnetresonanzanlage aufgenommen wurden.
4 zeigt die Abbildung von magnetisch aktiven Teilchen in Form von Hohlkügelchen mit einem Durchmesser von 0,3 mm. Die Hohlkügelchen sind mit 81 ng Eisenoxid markiert, das aufgrund seiner magnetischen Eigenschaften ein Störfeld verursacht, wenn die Kügelchen in das Hauptmagnetfeld B₀ der Magnetresonanzanlage gebracht werden. Für die Markierung können beispielsweise superparamagnetische Eisenoxidpartikel mit einer Größe von einigen Nanometern verwendet werden. Die MR-Bilder 41 und 42 zeigen koronale Aufnahmen einer Hohlkugel. Bild 41 wurde aus den für das erste Gradientenecho aufgenommenen MR-Signalen rekonstruiert, wobei eine Dephasierung der Stärke σ₁ = +0,7 CpV eingestellt wurde. Aus den für das zweite Gradientenecho aufgenommenen MR-Signalen wurde das MR-Bild 42 konstruiert, wobei hier eine Dephasierung in entgegengesetzter Richtung mit einer Stärke σ₂ = –0,7 CpV eingestellt wurde. Insbesondere in MR-Bild 42 wird die durch das Störfeld des Teilchens verursachte Dephasierung durch die gezielt eingestellte Dephasierung kompensiert, sodass aus Bereichen um das Teilchen MR-Signale empfangen werden, die in dem Bild 42 als helle Bereiche dargestellt sind. Das Teilchen wird damit durch Sichtbarmachen eines Bereichs um das Teilchen abgebildet. Somit ist das Teilchen eindeutig identifizierbar. Insbesondere wird eine Verwechslung mit sonstigen Strukturen vermieden, die ebenfalls zu hypointensen Bildkontrast führen.
Durch das Aufnehmen von Bildern für verschiedene Dephasierungsstufen lässt sich zum einen eine Dephasierungsstärke finden, bei der das Teilchen mit besonders gutem Kontrast abgebildet werden kann, zum anderen kann aus den Aufnahmen für verschiedene Dephasierungsstufen ein kombiniertes Bild 43 bestimmt werden. Je nach Konfiguration der Kombination kann das Teilchen dabei mit positivem oder negativem Kontrast dargestellt werden. Insbesondere kann es von übrigen abgebildeten Strukturen abgesetzt und unterschieden werden.
Für die in 4 gezeigten Abbildungen des Teilchens zeigt 5 entsprechende Simulationen, die für dieselben Dephasierungsstärken numerisch berechnet wurden. Aus diesen ist ersichtlich, dass das Störfeld des abzubildenden Teilchens als ein Dipolfeld beschrieben werden kann, und dass die eingestellte Dephasierung zu einer Erhöhung der Bildintensität in Bereichen um das Teilchen führt. Insbesondere durch die Intensitätsverteilung in dem kombinierten Bild 53, das wie das Bild 43 ein Differenzbild darstellt, lässt sich das abzubildende Teilchen eindeutig identifizieren.
Die in 6 und 7 gezeigten Bilder stellen transversale Abbildungen dreier Probengefäße dar, wobei die Probengefäße Teilchen in Form von Hohlkugeln in verschiedenen Dichten enthalten. Das linke Gefäß enthält ca. 1000 Hohlkugeln, das mittlere Gefäß ca. 100 Hohlkugeln und das rechte Gefäß ca. 10 Hohlkugeln. In 6 wurde das aus dem ersten Gradientenecho rekonstruierte Bild 61 bei einer ersten Dephasierungsstärke σ₁ = +0,7 CpV und das aus dem zweiten Gradientenecho rekonstruierte Bild 62 für eine Dephasierungsstärke σ₂ = +0 CpV aufgenommen. Der zweite Dephasierungsgradient wurde folglich so eingestellt, dass eine Rephasierung der transversalen Magnetisierung stattfand, sodass die resultierende zweite Dephasierung gleich Null ist. Entsprechend sind die Bereiche in dem Bild 62, in denen sich Hohlkugeln befinden, als hypointense oder dunkle Bereiche dargestellt. Im Gegensatz dazu sind in Bild 61 mit positiver Dephasierungsstärke die Hohlkügelchen deutlich mit positivem Kontrast dargestellt. In Bild 62 lassen sich die Hohlkugeln nur schwer von Voids unterscheiden, die durch sonstige Strukturen hervorgerufen wurden. Bild 63 stellt wiederum ein Differenzbild der Bilder 61 und 62 dar.
Die in 7 gezeigten Bilder 71 und 72 wurden wiederum für das erste bzw. zweite Echo rekonstruiert und bei einer Dephasierungsstärke von σ₁ = +0,7 CpV bzw. σ₂ = –0,7 CpV aufgenommen. Die Bilder zeigen deutlich, dass die unterschiedliche Stärke der Dephasierung zur Abbildung der Teilchen mit unterschiedlichem Bildkontrast führt. In dem entsprechenden Differenzbild 73 sind die Teilchen von den übrigen Strukturen deutlich abgehoben und kontrastiert dargestellt, und somit auf einfache Weise zu identifizieren.
Das vorgestellte Verfahren eignet sich damit zu einer im wesentlichen bewegungsartefaktfreien Lokalisierung von Teilchen in einem Untersuchungsobjekt. Mit dem Verfahren lassen sich verschiedene Dephasierungsstufen innerhalb einer Gradientenechomessung messen, womit ein erheblicher Zeitgewinn verbunden ist. Die Messung der Echos in sehr kurzen Zeitabständen vermeidet Messfehler, die durch Bewegungen des Untersuchungsobjekts hervorgerufen werden können. Wie gezeigt lässt sich durch gezieltes Kombinieren der für verschiedene Dephasierungsstufen aufgenommenen MR-Bilder eine Darstellung der Teilchen mit gesteigertem Kontrast erzielen.

Claims

Verfahren zur Abbildung eines Teilchens, das sich in einem Untersuchungsobjekt (11) befindet und in das magnetisch aktive Stoffe integriert sind, mit einer bildgebenden Magnetresonanzmessung, die eine Gradientenechosequenz umfasst, bei der nachfolgend auf einen einzelnen Anregungspuls (34) mindestens zwei Gradientenechos (36, 37) aufgenommen werden, wobei das Teilchen bei der Magnetresonanzmessung in einem angelegten Hauptmagnetfeld (B₀) ein magnetisches Störfeld hervorruft, und wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst: – Einstrahlen eines HF-Pulses (34) zum Erzeugen einer transversalen Magnetisierung aus einer sich im Hauptmagnetfeld (B0) einstellenden Magnetisierung, – Schalten eines ersten Dephasierungsgradienten (31) zum Einstellen einer ersten Dephasierung (σ1) der transversalen Magnetisierung, – Aufnehmen des ersten Gradientenechos (36), – Schalten eines zweiten Dephasierungsgradienten (35) zum Einstellen einer zweiten Dephasierung (σ2) der transversalen Magnetisierung, die verschieden ist von der ersten Dephasierung (σ1), und – Aufnehmen des zweiten Gradientenechos (37), wobei die zwei Dephasierungsgradienten (31, 35) derart geschaltet werden, dass eine durch das Störfeld des Teilchens hervorgerufene Dephasierung der transversalen Magnetisierung in einem Bereich um das Teilchen oder innerhalb des Teilchens bei der Aufnahme zumindest eines der Echos (36; 37) zumindest teilweise kompensiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und der zweite Dephasierungsgradient (31; 35) entlang derselben Gradientenrichtung mit derselben oder entgegengesetzter Polarität geschaltet werden.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und der zweite Dephasierungsgradient (31; 35) entlang der Schichtselektionsrichtung, Frequenzkodierrichtung oder Phasenkodierrichtung geschaltet werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der erste und der zweite Dephasierungsgradient (31; 35) derart geschaltet werden, dass der zweite Dephasierungsgradient (35) die erste Dephasierung (σ₁) kompensiert und anschließend die zweite Dephasierung (σ₂) erzeugt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Dephasierungsgradienten (31; 35) so geschaltet werden, dass ein Gradient der Phasenlage der transversalen Magnetisierung nach dem Einstellen der ersten Dephasierung ein umgekehrtes Vorzeichen aufweist als nach dem Einstellen der zweiten Dephasierung.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die erste oder die zweite Dephasierung auf Null eingestellt wird, so dass die transversale Magnetisierung nach dem ersten bzw. zweiten Dephasierungsgradienten (31; 35) rephasiert ist.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Dephasierungsgradient (21) einen Dephasierungs- (32) und einen Rephasierungsgradienten (33) umfasst, wobei die erste Dephasierung (σ₁) der transversalen Magnetisierung mittels eines Unterschieds zwischen dem Gradientenmoment des Rephasierungsgradienten (33) und dem Gradientenmoment des Dephasierungsgradienten (32) einstellbar ist.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Dephasierungsgradient (32), den der erste Dephasierungsgradient (31) umfasst, während des Einstrahlens des HF-Pulses (34) in Schichtselektionsrichtung geschaltet wird.
Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Rephasierungsgradient (33) und der zweite Dephasierungsgradient (35) in die gleiche Richtung oder in entgegengesetzte Richtungen geschaltet werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass sich dem Aufnehmen des zweiten Gradientenechos (37) weitere Ausleseschritte anschließen, die jeweils das Schalten eines Dephasierungsgradienten und das Aufnehmen eines Gradientenechos umfassen, wobei bei jedem Ausleseschritt eine andere Dephasierung der transversalen Magnetisierung eingestellt wird, so dass mit jedem Gradientenecho eine andere Dephasierungsstufe aufgenommen wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass aus den aufgenommenen Gradientenechos (36, 37) für jede der eingestellten Dephasierungen Bilddaten (41, 42) rekonstruiert werden, die das Teilchen oder einen Bereich um das Teilchen mit unterschiedlichem Kontrast abbilden.
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass des Weiteren kombinierte Bilddaten (43) durch Addieren oder Subtrahieren von Bilddaten (41, 42) für zumindest zwei verschiedene Dephasierungen bestimmt werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Teilchen ein magnetisch aktives Teilchen ist, das Eisenoxyd umfasst.
Magnetresonanzanlage, die zur Abbildung eines Teilchens, das sich in einem Untersuchungsobjekt befindet und in das magnetisch aktive Stoffe integriert sind, mit einer bildgebenden Magnetresonanzmessung ausgestaltet ist, umfassend: – einen Magneten (10), der zum Anlegen eines Hauptmagnetfeldes (B0) ausgestaltet ist, – eine HF-Spulenanordnung (15), die zum Einstrahlen von HF-Pulsen ausgestaltet ist, – ein Gradientensystem (14), das zum Schalten von Magnetfeldgradienten ausgestaltet ist, und – eine Steuereinheit (18), die ausgestaltet ist, den Magneten (10), die HF-Spulenanordnung (15) und das Gradientensystem (14) zum Durchführen einer Gradientenechosequenz anzusteuern, bei der nachfolgend auf einen einzelnen Anregungspuls (34) mindestens zwei Gradientenechos (36, 37) aufgenommen werden, wobei die Steuereinheit (18) das Durchführen der folgenden Schritte veranlasst: – Anlegen des Hauptmagnetfeldes (B0) mittels des Magneten (10), wobei das Teilchen bei angelegtem Hauptmagnetfeld (B0) ein magnetisches Störfeld hervorruft, – Einstrahlen eines HF-Pulses (34) mittels der HF-Spulenanordnung (15) zum Erzeugen einer transversalen Magnetisierung aus einer sich im Hauptmagnetfeld (B0) einstellenden Magnetisierung, – Schalten eines ersten Dephasierungsgradienten (31) mittels des Gradientensystems (14) zum Einstellen einer ersten Dephasierung (σ1) der transversalen Magnetisierung, – Aufnehmen des ersten Gradientenechos (36), – Schalten eines zweiten Dephasierungsgradienten (35) mittels des Gradientensystems (14) zum Einstellen einer zweiten Dephasierung (σ2) der transversalen Magnetisierung, die verschieden ist von der ersten Dephasierung (σ1), und – Aufnehmen des zweiten Gradientenechos (37), wobei die mindestens zwei Dephasierungsgradienten (31, 35) derart geschaltet werden, dass eine durch das Störfeld des Teilchens hervorgerufene Dephasierung der transversalen Magnetisierung in einem Bereich um das Teilchen oder innerhalb des Teilchens bei der Aufnahme zumindest eines der Echos (36; 37) zumindest teilweise kompensiert wird.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage zum Durchführen eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 2–13 ausgestaltet ist.
Computerprogramm, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1–13 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 1–13 ausführen.