本发明涉及一种用于建立其中包含具有第一T2时间的组织和具有第二显著更长的T2时间的组织的检查区域的MR图像的方法,具有脉冲序列的顺序,其中,该脉冲序列的顺序具有以下脉冲序列:用于建立MR概略图像的概略脉冲序列;用于建立T1加权的MR图像的T1加权的脉冲序列;以及多重对比脉冲序列,在该多重对比脉冲序列的情况下拍摄至少两组磁共振信号,其中,在磁化的激励之后在第一时间段中拍摄第一组磁共振信号,并且在第一时间段之后的第二时间段中拍摄至少一个第二组磁共振信号,其中具有显著更长的T2时间的组织提供主要的信号份额,其中,根据第一组和第二组磁共振信号的绝对值的逐图像点的差计算MR图像。
1.一种用于建立其中包含具有第一T2时间的组织和具有第二显著更长的T2时间的组织的检查区域的MR图像的方法,具有脉冲序列的顺序,其中,该脉冲序列的顺序具有以下脉冲序xa0列:xa0-用于建立MR概略图像的概略脉冲序列,xa0-用于建立T1加权的MR图像的T1加权的脉冲序列,以及xa0-多重对比脉冲序列,在该多重对比脉冲序列的情况下拍摄至少两组磁共振信号,其中,在磁化的激励之后在第一时间段中拍摄第一组磁共振信号,并且在第一时间段之后的第二时间段中拍摄至少一个第二组磁共振信号,其中具有显著更长的T2时间的组织提供主要的信号份额,其中,根据第一组磁共振信号和第二组磁共振信号的绝对值的逐图像点的差计算MR图像。xa0
2.根据权利要求1所述的方法,其特征在于,在磁共振信号的差的情况下将第二组的磁共振信号以一个取决于第二组的图像点的各个绝对值的加权系数加权,其中在较大的绝对值的情况下的加权系数大于在较小的绝对值的情况下。xa0
3.根据权利要求1所述的方法,其特征在于,从所述多重脉冲序列中计算MR图像,在该MR图像中将第二组的信号和第一组的信号相加,其中以一个取决于第二组的图像点的各个绝对值的加权系数将第二组的磁共振信号加权,其中,在较大的绝对值的情况下的加权系数大于在较小的绝对值的情况下。xa0
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法,其特征在于,从所述多重脉冲序列中计算MR图像,在该MR图像中的信号强度基本上相应于在各个MR图像点中示出的组织的T2时间。xa0
5.根据权利要求1至3中任一项所述的方法,其特征在于,使用用于拍摄具有神经细胞的组织的MR图像的脉冲序列顺序,以便能够识别神经细胞的病变。xa0
6.一种用于建立其中包含具有第一T2时间的组织和具有第二显著更长的T2时间的组织的检查区域的MR图像的磁共振设备,所述磁共振设备包括:xa0脉冲序列控制单元(16),其控制脉冲序列的顺序,xa0MR图像计算机(17),其从所拍摄的磁共振信号中计算MR图像,其中,所述脉冲序列控制单元这样控制脉冲序列的顺序,使得该xa0顺序具有以下脉冲序列:xa0-用于建立MR概略图像的概略脉冲序列,xa0-用于建立T1加权的MR图像的T1加权的脉冲序列,以及xa0-多重对比脉冲序列,在该多重对比脉冲序列的情况下拍摄至少两组磁共振信号,其中在磁化的激励之后在第一时间段中拍摄第一组磁共振信号,并且在第一时间段之后的第二时间段中拍摄至少一个第二组磁共振信号,其中具有显著更长的T2时间的组织提供主要的信号份额,其中,所述MR图像计算机根据第一组磁共振信号和第二组磁共振信号的绝对值的逐图像点的差,从多重对比脉冲序列的磁共振信号中计算MR图像。xa0技术领域
本发明涉及一种用于建立检查区域的MR图像的方法以及一种为此的磁共振设备。
背景技术
在磁共振断层造影中公知的是,为了阐明神经学的问题在一个检查对象的情况下拍摄多个脉冲序列。通常在一个概略脉冲序列ntent="drawing" img-format="tif" inline="yes" orientation="portrait" wi="613"/>之后使用一个T1加权的脉冲序列,以便建立检查对象的期望的区域的T1加权的MR图像。此外拍摄T2加权的脉冲序列,用于建立T2加权的MR图像。为了阐明通常涉及大脑的拍摄的神经学的问题,所拍摄的MR信号具有脑脊液(CSF)的组织强度。除了大约80ms的T2时间的脑白质和具有100ms的T2时间的脑灰质,脑脊液具有2000ms的T2时间。在T2加权的成像序列中脑脊液的高信号起到干扰作用并且覆盖了其它信号,使得例如多发性硬化症的诊断是困难的。由于这个原因,通常附加地使用一个所谓的FLAIR脉冲序列(Fluidxa0Attenuationxa0InversionRecovery,液体衰减反转恢复)。在具有长的反转时间的该成像序列中,磁化被整体反转,其中在干扰的组织成分的纵向磁化为零的时刻开始实际的成像。由于脑脊液的大约为3000ms的非常长的T1时间,用于该脉冲序列的总拍摄时间非常长。由此检查对象必须很长时间地停留在磁共振设备中。此外,利用FLAIR技术不能令人满意地解决所有的问题。在DE19616387A1中公开了一种用于磁共振设备的脉冲序列,其中,在一个激励之后按照与激励的不同的间隔在两个时间段获得2组磁共振信号,其中在如下时间段中获得第二组MR信号,在该时间段中具有显著较长的T2时间的组织(例如脑脊液)提供主要的信号份额。然后根据第一组和第二组的MR信号的差重建图像。该多重对比脉冲序列(Mehrfachkontrastpulssequenz)也以名称HIRE(HighIntensityxa0Reductionxa0Sequence)而公知。通过从具有90ms的回波时间的第一组的MR信号中减去在例如200ms的回波时间下拍摄的第二组的信号,去除了脑脊液的干扰的高信号。但是通过该减影,也降低了如下的组织强度,其T2值位于脑灰质和脑白质的值和CSF的值之间,例如在肿瘤的水肿或多发性硬化症的区域的情况下。此外,由于该减影还使得信噪比变差,因为在此噪声电平被放大了因子√2倍。在DE101218021中公知,通过如下避免该缺陷:将第二组的MR信号乘以加权因子,其中加权因子取决于第二组的各个信号值的绝对值(Betragswert)。
发明内容
基于上面讨论的现有技术,本发明要解决的技术问题是,以检查对象在磁共振设备中尽可能短的停留时间建立MR图像,利用这些MR图像可以得到关于组织的神经学病变的可靠结论。按照本发明的第一方面,提供了一种用于建立其中包含具有第一T2时间的组织和具有第二显著更长的T2时间的组织的检查区域的MR图像的方法,其中,该方法具有脉冲序列的顺序(Abfolge)。该顺序具有用于建立MR概略图像的概略脉冲序列和用于建立T1加权的MR图像的T1加权的脉冲序列。此外,该脉冲序列顺序还具有多重对比脉冲序列,在该多重对比脉冲序列的情况下拍摄至少两组磁共振信号,其中在磁化的激励之后在第一时间段中拍摄第一组磁共振信号,并且在第一时间段之后的第二时间段中拍摄第二组磁共振信号,其中具有显著更长的T2时间的组织提供最大的信号份额。此外,利用第一组和第二组磁共振信号的绝对值的逐图像点的差计算MR图像。通过概略脉冲序列、T1加权的脉冲序列和多重对比脉冲序列的该顺序,可以在尽可能短的时间内获得MR图像序列,利用其可以在各个MR图像的良好信号对比度的情况下回答关于神经学病变的问题。特别地,不再需要拍摄T2加权的脉冲序列和接着的上面提到的FLAIR脉冲序列,而是仅拍摄多重对比脉冲序列,从而总体上达到每个检查对象数分钟的时间节省。同样地,利用多重对比序列获得的MR图像的说服力(Aussagekraft)大于利用FLAIR技术拍摄的MR图像的情况下的说服力。优选地,在磁共振信号的差的情况下将第二组的磁共振信号以一个取决于第二组的图像点的各个绝对值的加权系数加权,其中,在较大的绝对值的情况下的加权系数大于在较小的绝对值的情况下。优选地,第二组的MR信号的加权如在DE101218021A1中详细描述的那样进行。除了利用加权的差建立MR图像,还可以利用多重脉冲序列的信号计算MR图像,在该MR图像中将第二组的信号和第一组的信号相加,其中又以一个取决于第二组的图像点的各个绝对值的加权系数将第二组的磁共振信号加权。这样的MR图像具有放大的T2对比度。此外,还可以从多重脉冲序列中计算MR图像,其中在MR图像中的信号强度基本上相应于在各个MR图像点中示出的组织的T2时间。优选地,使用用于拍摄具有神经细胞的组织的MR图像的脉冲序列顺序,以便能够识别神经细胞的病变。本发明还涉及一种用于建立MR图像的磁共振设备,具有图像计算机和脉冲序列控制单元,其中,脉冲序列控制单元如上所述控制脉冲序列的顺序。
附图说明
以下借助附图详细解释本发明。其中,图1示意性示出了一种用于执行用于神经学问题的脉冲序列顺序的MR设备,图2示出了用于阐明神经学的问题的脉冲序列顺序的流程图,图3示意性示出了按照脉冲序列的多重对比序列计算MR图像,并且图4示出了检查对象的具有不同的可能的对比度的MR图像。
具体实施方式
图1示出了MR设备,利用该设备可以在较短的时间内完成脉冲序列的顺序,由此能够建立MR图像,利用这些MR图像能够更好地阐明神经学问题。MR设备具有用于产生极化场B0的磁铁10,其中,置于卧榻11上的检查对象12被驶入磁铁的中心。通过入射HF脉冲序列和接通磁场梯度可以偏转通过磁场产生的极化,其中感应出MR信号,该MR信号例如可以由没有示出的接收线圈探测到。用于建立MR图像的基本工作原理对于专业人员是公知的,因此这里不作详细解释。此外,MR设备具有中央控制单元13,利用该控制单元可以控制MR设备。中央控制单元具有HF控制单元14、磁场梯度控制单元15和脉冲序列控制器16,其根据期望的图像对比度控制入射的HF脉冲的顺序和磁场梯度的接通。图像计算机17从探测到的MR信号通过傅里叶变换和绝对值形成,如一般公知地计算MR图像,该MR图像可以在MR设备的显示单元18上被显示,其中可以通过操作单元19由操作人员控制MR设备。图2示出了被使用来阐明检查对象的神经学问题的脉冲序列的顺序。在步骤21中开始本方法之后,在步骤22中拍摄概略图像(所谓的定位器),根据其能够规划进一步的检查。特别地,可以在利用概略脉冲序列拍摄的概略图像上规划随后要拍摄的MR图像的图像层面的位置。在下一步骤23中执行T1加权的脉冲序列,用于建立T1加权的MR图像。这些T1加权的MR图像在几乎所有的问题中都是必须的。除了T1加权的图像,在步骤24中执行多重对比序列,在该多重对比序列的情况下在通过90°脉冲激励磁化之后入射180°脉冲的序列。在DE19616387中详细描述了这样的多重对比脉冲序列,其中进行HF脉冲和梯度的接通,如在该申请文件的图2中详细描述的。在90°激励脉冲和多个180°重聚焦脉冲之后,按照两组MR信号拍摄通过重聚焦脉冲产生的信号回波,即,第一组早在开始时在激励磁化之后被拍摄,而第二组在第一组的信号读出之后的时间段被拍摄。用于主管信号的横向磁化例如对于脑灰质和脑白质在第一时间段期间在拍摄第一组时相对高,而脑脊液的横向磁化相应于很少可用的纵向磁化更低。在第二时间段期间此时脑脊液的组织成分是具有最高的信号分量的信号成分。如果此时从第一组的信号中减去第二组的信号,则总体上强烈减小了脑脊液的信号分量。该多重对比序列的优点在于,比在使用反转脉冲的FLAIR序列的情况下明显改善了脑白质和脑灰质的区别。在步骤25结束本方法。如从图2中可以看出的,过程协议比在现有技术中使用的过程协议更短,因为替代T2加权的成像序列和然后必需的FLAIR成像序列,仅使用多重对比序列,这在总体上导致每个检查对象大约3分钟的时间节省。结合图3详细解释在形成差中使用的第二组的MR信号的自动的自加权。由接收线圈拍摄的第一组的信号被采样和数字化,并将数字值逐行地输入到原始数据矩阵中,并且在步骤31中进行傅里叶变换,以便从所谓的复数的MR信号值中获得绝对值X_i,j。在步骤32中示意性示出了绝对值形成,其中产生第一组的MR信号的图像矩阵BM1。对于第二组的MR信号利用二维傅里叶变换和绝对值形成进行相同的步骤,从而得到具有图像点绝对值Y_i,j的图像矩阵BM2。然后,在MR图像计算机17中可以在步骤33中从第一图像点矩阵BM1中减去第二图像点矩阵BM2,使得得到总图像点矩阵,其中G_i,j=X_i,j-f(Y_i,j)·Y_i,j。在此,加权系数f(Y)取决于第二图像矩阵的绝对值Y_i,j并且在DE10121804中被详细描述。加权系数取决于第二组的信号的绝对值。图4中示例性示出了由多重对比脉冲序列的信号中产生的不同的MR图像。MR图像41由第一组的MR信号产生并且按照冠状位横截面表示头部的标准T2加权的图像。在MR图像42中示出了由具有强的T2方向的MR信号的第二组中建立的MR图像。在图像43中示出了利用图3的方法、在使用取决于第二组的MR信号的绝对值的自加权的加权系数、产生的自加权的减影图像。除了如在图3中示出的该差形成,在步骤33中还可以将第一组和第二组的信号不是相减、而是加权地相加,由此获得具有加强的T2对比度的MR图像44。加权地相加或者加权本身如在差形成的情况下那样进行,并且同样在DE10121802A1中被描述。可以从多重对比脉冲序列中计算另一幅MR图像45,即,所谓的T2映射(Map),其中,信号强度相应于示出的组织的T2时间。例如可以通过形成第一组的MR信号与第二组的信号的回波时间的差来建立这样的T2映射。为了计算T2图此时可以如下使用该回波时间差ΔTE: T 2 ≈ ΔTE ln ( X ) i , j ( Y ) i , j ]]>其中,X_i,j、Y_i,j分别表示第一以及第二组的信号值,如在图3中解释的。总之,描述的协议可以在更短的时间内建立多个不同的MR图像,利用这些MR图像能够良好识别神经系统的病变。