DE10112880A1 - Verfahren zur Untersuchung einer Probe mittels Erzeugung einer Bildgebungssequenz - Google Patents
Verfahren zur Untersuchung einer Probe mittels Erzeugung einer BildgebungssequenzInfo
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Abstract
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Untersuchung einer Probe mit wenigstens einer Bildgebungssequenz, wobei in die Probe wenigstens ein Anregungspuls (AP) und wenigstens ein Rephasierungspuls (RP) eingestrahlt werden. DOLLAR A Erfindungsgemäß zeichnet sich dieses Verfahren dadurch aus, dass nach dem Anregungspuls (AP) wenigstens ein Gradienten-Echo-Signal (GES1, GES2, GES3) erfasst wird und dass anschließend wenigstens ein Rephasierungspuls (RP1) eingestrahlt wird.
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Untersuchung einer
Probe mit Erzeugung wenigstens einer Bildgebungssequenz,
wobei in die Probe wenigstens ein Anregungspuls (AP) und
wenigstens ein Rephasierungspuls (RP) eingestrahlt werden.
Der Begriff "Probe" ist im vorliegenden Fall in seiner
weitesten Bedeutung gemeint und umfasst lebendes und nicht
lebendes Material.
Es sind verschiedene Verfahren bekannt, bei denen eine
Probe mittels eines Anregungspulses und mehrerer
Rephasierungspulse untersucht wird.
In der Kernmagnetresonanztomographie ist es bekannt, durch
eine Anregung von Echosignalen einer Probe Informationen
über die Probe zu erhalten.
Das gattungsgemäße Verfahren wird in der
Kernmagnetresonanztomographie vorzugsweise dazu eingesetzt,
eine spektroskopische Information oder eine Bildinformation
über eine Substanz zu erhalten. Eine Kombination der
kernmagnetischen Resonanztomographie mit Techniken der
Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging -
MRI) ergibt ein räumliches Bild der chemischen
Zusammensetzung der Substanz.
Magnetische Resonanzbildgebung ist einerseits eine
ausgereifte Bildgebungsmethode, die weltweit im klinischen
Einsatz ist. Andererseits ist magnetische
Resonanzbildgebung auch außerhalb des medizinischen
Bereiches ein sehr wichtiges Untersuchungswerkzeug für
Industrie und Forschung. Anwendungen sind beispielsweise
Untersuchungen von Nahrungsmitteln, Qualitätskontrollen,
präklinische Untersuchungen von Medikamenten in der
pharmazeutischen Industrie oder die Untersuchungen von
geologischen Strukturen wie Porengrößen in Gesteinsproben
für die Erdölexploration.
Die besondere Stärke der magnetischen Resonanzbildgebung
rührt aus der Tatsache her, dass sehr viele Parameter
nukleare kernmagnetische Resonanzsignale beeinflussen.
Durch eine sorgfältige und kontrollierte Veränderung dieser
Parameter können geeignete Experimente durchgeführt werden,
die den Einfluss des ausgewählten Parameters zeigen.
Beispiele von relevanten Parametern sind
Diffusionsvorgänge, Wahrscheinlichkeitsdichteverteilungen
von Protonen oder eine Spin-Gitter-Relaxationszeit.
Bei der Kernresonanztomographie werden Atomkerne, welche
ein magnetisches Moment besitzen, durch ein extern
angelegtes Magnetfeld ausgerichtet. Dabei führen die Kerne
um die Richtung des Magnetfeldes eine Präzessions-Bewegung
mit einer charakteristischen Kreisfrequenz (Larmor-
Frequenz) aus. Die Larmor-Frequenz hängt von der Stärke des
magnetischen Feldes und von den magnetischen Eigenschaften
der Substanz ab, insbesondere der gyromagnetischen
Konstante y des Kerns. Die gyromagnetische Konstante γ ist
eine für jede Atomart charakteristische Größe. Die
Atomkerne weisen ein magnetisches Moment µ = γ × p auf,
wobei p den Drehimpuls des Kerns bezeichnet.
Eine zu untersuchende Substanz, beziehungsweise eine zu
untersuchende Person, werden bei der
Kernresonanztomographie einem gleichförmigen Magnetfeld
unterworfen. Das gleichförmige Magnetfeld wird auch als
Polarisationsfeld Bo und die Achse des gleichförmigen
Magnetfeldes als z-Achse bezeichnet. Die individuellen
magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe präzedieren
mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz um die Achse
des gleichförmigen Magnetfeldes.
Eine Nettomagnetisierung Mz wird in der Richtung des
Polarisationsfeldes erzeugt, wobei sich die zufällig
orientierten Magnetkomponenten in der Ebene senkrecht
hierzu (x-y-Ebene) einander aufheben. Nach Anlegen des
gleichförmigen Magnetfeldes wird zusätzlich ein
Anregungsfeld B1 erzeugt. Das Anregungsfeld B1 ist in der
x-y-Ebene polarisiert und weist eine Frequenz auf, die
möglichst nahe an der Larmor-Frequenz liegt. Hierdurch kann
das Nettomagnetmoment Mz in die x-y-Ebene gekippt werden,
so dass eine quermagnetische Magnetisierung Mt entsteht.
Die Querkomponente der Magnetisierung rotiert in der x-y-
Ebene mit der Larmor-Frequenz.
Durch eine zeitliche Variation des Anregungsfeldes können
verschiedene zeitliche Abfolgen der quermagnetischen
Magnetisierung Mt erzeugt werden. In Verbindung mit
wenigstens einem angelegten Gradientenfeld können
verschiedene Schichtprofile realisiert werden.
Insbesondere in der medizinischen Forschung besteht das
Bedürfnis, Informationen über anatomische Strukturen,
räumliche Verteilungen von Substanzen ebenso wie über die
Gehirnaktivität oder im weiteren Sinne Informationen über
Blutfluss oder Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen in
tierischen und menschlichen Organen zu erlangen.
Magnetresonanz-Spektroskopie (MRS) ermöglicht die Messung
der räumlichen Dichteverteilung bestimmter chemischer
Komponenten in einem Material, insbesondere in biologischem
Gewebe.
Eine schnelle Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance
Imaging - MRI) in Verbindung mit
Magnetresonanzspektroskopie (Magnetic Resonance
Spectroscopy - MRS) macht es möglich, örtliche Verteilungen
von Stoffwechselprozessen zu untersuchen. Beispielsweise
wird eine regionale Hämodynamik mit Veränderungen in
Blutvolumina und Blutzuständen sowie Änderungen des
Stoffwechsels in vivo in Abhängigkeit von einer
Gehirnaktivität ermittelt, siehe: S. Posse et. al.:
Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation;
Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996;
p. 76-88.
Eine experimentelle Untersuchung der Hämodynamik ist
dargestellt in: "The variability of human BOLD hemodynamic
responses: Aguirre; Neurolmage, 1998, Vol. 8(4), p. 360-
369, ferner in "J. Rajapakse, F. Kruggel, D. Y. von Cramon,
Neuronal and hemodynamic responses from functional MRI
time-series: A comutational model, in "Progress in
Connectionist-Based Information Systems (ICONIP'97)" (N.
Kasabov, R. Kozma, K. Ko, R. O'Shea, G. Coghill, T. Gedeon,
Eds.), p. 30-34, Springer, Singapur, 1997" und "Modeling
Hemodynamic Response for Analysis of Functional MRI Time-
Series: Jagath c. Rajapakse, Frithjof Kruggel, Jose M.
Maisog und D. Yves von Cramon; Human Brain Mapping 6: 283-
300, 1998" mit vorgeschlagenen Gauß- und Poisson-
Funktionen.
Durch NMR-Bildgebungsmethoden werden Schichten oder
Volumina selektiert, die unter dem geeigneten Einstrahlen
von Hochfrequenzimpulsen und dem Anlegen von magnetischen
Gradientenfeldern ein Messsignal liefern, welches
digitalisiert und als ein ein- oder mehrdimensionales Feld
im Messcomputer gespeichert wird.
Aus den aufgenommenen Rohdaten wird durch eine ein- oder
mehrdimensionale Fourier-Transformation die gewünschte
Bildinformation gewonnen (rekonstruiert).
Ein rekonstruiertes Schichtbild besteht aus Pixeln, ein
Volumendatensatz aus Voxeln. Ein Pixel (Picture Element)
ist ein zweidimensionales Bildelement, beispielsweise ein
Quadrat. Das Bild ist aus den Pixeln zusammengesetzt. Ein
Voxel (Volume Pixel) ist ein dreidimensionales
Volumenelement, beispielsweise ein Quader. Die Abmessungen
eines Pixels liegen in der Größenordnung von 1 mm2, die
eines Voxels von 1 mm3. Die Geometrien und Ausdehnungen
können variabel sein.
Da aus experimentellen Gründen bei Schichtbildern niemals
von einer streng zweidimensionalen Ebene ausgegangen werden
kann, wird häufig auch hier der Begriff Voxel verwendet,
welcher besagt, dass die Bildebenen eine Dicke haben.
Durch funktionale Kernmagnetresonanz ist es möglich,
dynamische Veränderungen zu erfassen und hierdurch einen
zeitlichen Verlauf von Prozessen zu überwachen.
Bei funktionaler Kernmagnetresonanz-Bildgebung (functional
Magnetic Resonance Imaging - fMRI) werden Bilder erzeugt,
die lokale Veränderungen beinhalten.
Ferner ist bekannt, mit funktionaler Kernmagnetresonanz,
beziehungsweise mit funktionaler Kernmagnetresonanz-
Bildgebung, eine neuronale Aktivierung zu untersuchen. Die
neuronale Aktivierung äußert sich in einer Zunahme des
Blutflusses in aktivierten Gehirnarealen, wobei es zu einer
Abnahme der Deoxyhämoglobinkonzentration kommt.
Deoxyhämoglobin (DOH) ist ein paramagnetischer Stoff,
welcher die Magnetfeldhomogenität verringert und damit die
Signalrelaxation beschleunigt. Oxyhämoglobin hat eine
magnetische Suszeptibilität, die im Wesentlichen der
Gewebestruktur im Gehirn entspricht, so dass magnetische
Feldgradienten über einer Grenze zwischen
oxyhämoglobinhaltigem Blut und dem Gewebe sehr klein sind.
Sinkt die DOH-Konzentration aufgrund einer einen
zunehmenden Blutfluss auslösenden Gehirnaktivität, so wird
die Signalrelaxation in den aktiven Arealen des Gehirns
verlangsamt. Angeregt werden in erster Linie die Protonen
des Wasserstoffes im Wasser. Eine Lokalisation von
Gehirnaktivität wird ermöglicht, indem eine Untersuchung
mit funktionalen NMR-Methoden angewendet wird, welche das
NMR-Signal mit einer Zeitverzögerung (Echo-Zeit) messen.
Dies wird auch als suszeptibilitätsempfindliche Messung
bezeichnet. Der biologische Wirkmechanismus ist in der
Literatur unter dem Namen BOLD-Effekt (Blood Oxygenation
Level Dependent-Effekt) bekannt und führt bei
suszeptibilitätsempfindlichen magnetischen
Resonanzmessungen bei einer Feldstärke eines statischen,
beispielsweise 1,5 Tesla starken Magnetfeldes, bis zu ca.
5%igen Zunahmen der Bildhelligkeit in aktivierten
Hirnregionen. Anstelle des endogenen Kontrastmittels DOH
können auch andere Kontrastmittel treten, die eine Änderung
in der Suszeptibilität hervorrufen.
Die bekannten Verfahren erfordern Vorabuntersuchungen, um
Korrekturdaten für die Bilder zu gewinnen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein
gattungsgemäßes Verfahren zu entwickeln, das ein hohes
Signal-Rausch-Verhältnis aufweist und mit dem eine schnelle
Signalerfassung möglich ist.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass
nach dem Anregungspuls wenigstens ein Gradienten-Echo-
Signal erfasst wird, und dass anschließend wenigstens ein
Rephasierungspuls RP1 eingestrahlt wird.
Hierbei ist es besonders vorteilhaft, dass nach dem
Rephasierungspuls wenigstens ein Spin-Echo-Signal SE
erfasst wird.
Vorteilhafterweise wird das Verfahren so durchgeführt, dass
nach der Erfassung des Spin-Echo-Signals wenigstens ein
weiterer Rephasierungspuls eingestrahlt wird.
Um möglichst viele Daten aufzunehmen, ist es vorteilhaft,
dass zwischen der Einstrahlung des Anregungspulses und des
ersten Rephasierungspulses mehrere Gradienten-Echo-Signale
mit verschiedenen Vorzeichen erfasst werden.
Hierbei kann eine besonders wirksame Erfassung dadurch
erfolgen, dass Gradienten-Echo-Signale mit positivem
Vorzeichen und Gradienten-Echo-Signale mit negativem
Vorzeichen einander abwechseln.
Vorteilhafterweise wird hierbei zur Erfassung der
Gradienten-Echo-Signale Gradienten-Echos mit einer
Sequenzfolge [GE(1,1), GE(2,1), GE(3,1), . . ., GE(N,1)]
erzeugt werden.
Es ist gleichfalls vorteilhaft, das Verfahren so
durchzuführen, dass nach dem ersten Rephasierungspuls Spin-
Echo-Signale mit der Sequenzfolge [SE(1,1), SE(2,1), . . .,
SE(N,1)] erzeugt werden.
Zur Erzeugung von Bildinformationen ist es zweckmäßig, dass
zur Aufnahme wenigstens eines Bildes in Form einer N × N-
Matrix N Wiederholungen der Aufnahmesequenz erfolgen.
Bilder, die sowohl Informationen über die Relaxationszeit
T2 als auch über die Relaxationszeit T2 * enthalten, lassen
sich gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung dadurch erzielen, dass in dem Bild der N × N-
Matrix Echosignale in einer Sequenzfolge [GE(1,1), GE(2,1),
GE(3,1), . . ., GE(N,1), SE(1,1), SE(2,1), SE(3,1), . . .,
SE(N,1), GE(1,2), GE(2,2), GE(3,2), . . ., SE(1,2), SE(2,2),
SE(3,2), . . ., SE(N,2), . . . GE(1,N), GE(2,N), GE(3,N), . . .,
SE(1,N), SE(2,N), SE(3,N), . . ., SE(N,N)]. . . erzeugt werden.
Hierbei ist es besonders vorteilhaft, dass die Spin-Echo-
Signale so umgeordnet werden, dass Spin-Echo-Signale,
welche bei einer gleichen Echozeit TE aufgenommen wurden,
als ein Bild dargestellt werden.
Ferner ist es zweckmäßig, dass zur Aufnahme eines Bildes in
Form einer N × N-Matrix N Wiederholungen der
Aufnahmesequenz erfolgen.
Außerdem ist es zweckmäßig, das Verfahren so durchzuführen,
dass das Bild der N × N-Matrix Spin-Echo-Signalen der
Sequenzfolge [SE(1,1), SE(1,2), SE(1,3), . . . SE(1,N)]
entspricht.
Bei der Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um
eine spektroskopische Echo-Planar-Bildgebungsmethode,
insbesondere um eine wiederholte zweidimensionale Echo-
Planar-Bildgebungsmethode, welche aus einer wiederholten
Anwendung einer zweidimensionalen Echo-Planar-Bildkodierung
besteht.
Eine räumliche Kodierung erfolgt in einem möglichst kurzen
Zeitraum, welcher während eines Signalabfalls mehrfach
wiederholt werden kann und vorzugsweise 20 bis 100 ms
beträgt.
Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung
wird während eines Signalabfalls ein Verlauf des
Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten
Einzelbildern dargestellt.
Eine Quantisierung der Relaxationszeit T2 erfolgt mit
mehreren Bildern, die bei verschiedenen Echozeiten
aufgenommen werden. Die Anzahl der Bilder ist bei einer
gegebenen Matrixgröße durch Eigenschaften der Messapparatur
und den Wert von T2 begrenzt. Zur Erzeugung von
quantitativen Bildern muss daher eine Datenanpassung
erfolgen, die auf eine beschränkte Anzahl von Datenpunkten,
die möglicherweise verrauscht sind, gestützt ist.
Weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige
Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den
Unteransprüchen und der nachfolgenden Darstellung eines
bevorzugten Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnung.
Die Zeichnung zeigt ein Sequenzdiagramm einer bevorzugten
Durchführungsform eines erfindungsgemäßen Verfahrens.
In Fig. 1 sind übereinander verschiedene Bestandteile der
Sequenz in zeitlicher Abfolge dargestellt. Einzelne, sich
jeweils in horizontaler Linie erstreckende Linien geben die
Zeitabhängigkeit einzelner Parameter wieder. Die einzelnen
Parameter sind so übereinander angeordnet, dass
gleichzeitige Ereignisse sich unmittelbar übereinander
befinden.
In der obersten Zeile ist das angelegte, beziehungsweise
resultierende Feld RF in einer die Zeitabhängigkeit des
Feldes wiedergebenden, einer Pulsfolge entsprechenden,
Linie dargestellt.
Unterhalb der die Zeitabhängigkeit des Feldes
wiedergebenden Linie sind drei Linien dargestellt, welche
eine Zeitabhängigkeit von Gradientenfeldern GS, GP und GR
wiedergeben.
Das erste Gradientenfeld GS erstreckt sich vorzugsweise in
einer Hauptrichtung eines gleichförmigen Magnetfeldes Bo.
Das Magnetfeld Bo wird auch als Polarisationsfeld und die
Achse des gleichförmigen Magnetfeldes als z-Achse
bezeichnet. Durch das Gradientenfeld GS wird eine Schicht
einer zu untersuchenden Probe ausgewählt. Deshalb wird das
Gradientenfeld GS auch als Schichtselektionsgradient
bezeichnet. Um die verschiedenen Gradienten besser
voneinander unterschieden zu können, wird die Bezeichnung
GS nachfolgend für den Schichtselektionsgradienten
verwendet.
Unterhalb des ersten Gradientenfeldes GS ist ein weiteres
Gradientenfeld dargestellt, welches einem
Phasenkodierungsgradienten GP entspricht. Der
Phasenkodierungsgradient GP liegt vorzugsweise entlang
einer y-Achse an. Er dient dazu, Zeilen eines zu
untersuchenden Impulsraumes auszuwählen.
Unterhalb des weiteren Gradientenfeldes ist ein drittes
Gradientenfeld dargestellt, welches einem Lesegradienten GR
entspricht. Der Lesegradient GR liegt vorzugsweise entlang
einer x-Achse an. Er dient dazu, Signale, insbesondere
Echosignale der zu untersuchenden Probe, auszulesen. Um
eine Wiedergabe der Signale in Form eines Bildes zu
ermöglichen, werden mit dem Lesegradienten GR mehrere, in
Fig. 1 übereinander dargestellte, Aufnahmesequenzen
durchgeführt.
Im Einzelnen wird das Verfahren wie folgt durchgeführt.
Zunächst wird eine Nettomagnetisierung der zu
untersuchenden Probe durch einen in der obersten Zeile
links dargestellten Anregungspuls AP, vorzugsweise einen
90°-Puls, angeregt. Der Anregungspuls AP weist eine Dauer
von beispielsweise 1 bis 10 Millisekunden auf, wobei eine
Dauer von 2 bis 3 Millisekunden besonders bevorzugt ist.
Während der Anregung der zu untersuchenden Probe durch den
Anregungspuls liegt an der Probe ein erster
Schichtselektionsgradient GS1 an, der zu einer teilweisen
Dephasierung der Quermagnetisierung führt.
Im Anschluss an den Anregungspuls werden die Spins durch
einen weiteren Schichtselektionsgradienten GS2 mit
geändertem Vorzeichen wieder rephasiert.
Ein Zeitintegral des weiteren Schichtselektionsgradienten
GS ist dabei vorzugsweise halb so groß wie das Zeitintegral
des während des Anregungspulses angelegten ersten
Schichtselektionsgradienten GS 1. Hierdurch wirkt der
weitere Schichtselektionsgradient GS 2 als
Rephasierungsgradient.
Anschließend werden Gradienten-Echo-Pulse GE 1,1, GE 2,1,
GE 3,1, . . . erzeugt. Hierbei wird die Relaxationszeit T2
bestimmt.
Danach wird ein Rephasierungspuls RP1, vorzugsweise ein
180°-Puls, eingestrahlt. Es ist zweckmäßig, dass der
Rephasierungspuls RP1 gegenüber dem Anregungspuls AP um 90°
phasenversetzt eingestrahlt wird. Zur Auswahl einer Schicht
wird vorzugsweise gleichzeitig der
Schichtselektionsgradient GS erneut angelegt. Bei der
Schicht handelt es sich insbesondere um die gleiche Schicht
wie zuvor.
Nach dem ersten Rephasierungspuls RP1 erfolgt eine Spin-
Echo-Anregung SE (1,i). Es können statt der dargestellten
einen Spin-Echo-Anregung SE (1,i) auch mehrere Spin-Echo-
Anregungen erfolgen, jedoch ist der dargestellte Fall einer
einzigen Spin-Echo-Anregung bevorzugt.
Im Anschluss an die Spin-Echo-Anregung SE (1,i) erfolgt
eine Gradienten-Echo-Anregung GS (4) mit entgegengesetztem
Vorzeichen.
Anschließend wird ein Echosignal erfasst.
Nach der Beobachtung des Echosignals erfolgt eine weitere
Spin-Echo-Anregung SE(2,i) nach jeder Gradienten-Echo-
Anregung GS(4). Obwohl eine einzelne Spin-Echo-Anregung
bevorzugt ist, können auch mehrere Spin-Echo-Anregungen
erfolgen. Falls mehrere Spin-Echo-Anregungen erfolgen,
haben diese vorzugsweise einander entgegengesetzte
Vorzeichen.
In dem besonders bevorzugten Fall einer einzelnen Spin-
Echo-Anregung vor dem Auslesen des Echosignals ist es
besonders vorteilhaft, auch nach dem Erfassen des
Echosignals genau eine Spin-Echo-Anregung vorzunehmen. Es
ist besonders zweckmäßig, dass diese Spin-Echo-Anregung das
gleiche Vorzeichen aufweist wie die erste Spin-Echo-
Anregung.
Anschließend erfolgt ein weiterer Rephasierungspuls, worauf
wiederum ein Echo-Signal erzeugt und gemessen wird.
Der weitere Verlauf der in der obersten Zeile dargestellten
Sequenz des Feldes verläuft so lange, wie es einer
gewünschten Anzahl Abtastpunkte einer T2-Relaxationskurve
entspricht.
Nach der zuvor beschriebenen, ersten Aufnahmesequenz wird
das Verfahren so oft wiederholt, wie es der Anzahl Ny von
Zeilen einer gewünschten (Ny × Nx)-Bildmatrix entspricht.
In dem einfachsten Fall, dass ein zu untersuchender Bereich
als eine N × N-Matrix dargestellt werden soll, enthält jede
Aufnahmesequenz N Anregungspulse. In diesem Fall wird die
Aufnahmesequenz N-fach wiederholt.
Während die in Fig. 1 dargestellten Achsen Zeitachsen sind,
erfolgt eine eigentliche Bildkodierung entlang den Spalten.
Die Anzahl der Rephasierungspulse ist vorzugsweise mit der
gewünschten Anzahl Abtastpunkte der T2-Relaxationskurve
identisch.
Die dargestellte Anzahl von Wiederholungen ist zweckmäßig,
jedoch nicht notwendig.
Die Erfindung sieht vor, Artefakte durch eine im
Wesentlichen gleiche Phasenlage zwischen verschiedenen
Aufnahmesequenzen zu unterdrücken.
Durch die Erfindung wird eine Umordnung von Echosignalen
ermöglicht. Hierdurch wird sichergestellt, dass nur solche
Echosignale, die einer gewünschten Echozeit TE entsprechen,
in einer gewünschten Ebene des Impulsraums wiedergegeben
werden. Hierdurch kann eine Faltung des Signals mit einer
T2 *-Abfallfunktion vermieden werden. Dies ist vor allem
dann zweckmäßig, wenn der Impulsraum von weit außen
liegenden Bereichen durch zentrale Bereiche bis zu - den
ersten Bereichen entgegengesetzt - außen liegenden
Bereichen durchlaufen wird. Hierdurch wird erreicht, dass
die räumliche Auflösung im gesamten Impulsraum hoch bleibt.
Zentralen Bereichen des Impulsraums entsprechende, mit
einer 0-Phase kodierte, Daten können für eine
Phasenkorrektur von Messdaten weiterer Aufnahmesequenzen
eingesetzt werden. Hierdurch können Vorab-Messungen der zu
untersuchenden Proben vermieden werden.
Eine Unterdrückung von Lipidsignalen ist vorteilhaft. Dabei
wird vorzugsweise eine frequenzselektive Lipid-Vorsättigung
angewendet.
AP Anregungspuls
B0
B0
Polarisationsfeld
B1 Anregungsmagnetfeld
fMRI functional Magnetic Resonance Imaging
GP
B1 Anregungsmagnetfeld
fMRI functional Magnetic Resonance Imaging
GP
Gradientenfeld
GR
GR
Gradientenfeld
GS
GS
Gradientenfeld
MRI Magnetic Resonance Imaging
MRS Magnetresonanz-Spektroskopie
Mt
MRI Magnetic Resonance Imaging
MRS Magnetresonanz-Spektroskopie
Mt
Nettomagnetmoment, quermagnetische Magnetisierung
Mz
Mz
Nettomagnetisierung
T2
T2
Relaxationszeit
Te
Te
Echozelt
SE Spin-Echo-Signale
SE1
SE Spin-Echo-Signale
SE1
Spin-Echo-Anregung
SE2
SE2
Spin-Echo-Anregung
GE Gradienten-Echo-Signale
RF Resultierendes Feld
Gs Schichtselektionsgradient
RP1
GE Gradienten-Echo-Signale
RF Resultierendes Feld
Gs Schichtselektionsgradient
RP1
Rephasierungspuls
RP2
RP2
weiterer Rephasierungspuls
Claims (9)
1. Verfahren zur Untersuchung einer Probe mit wenigstens
einer Bildgebungssequenz, wobei in die Probe
wenigstens ein Anregungspuls (AP) und wenigstens ein
Rephasierungspuls (RP) eingestrahlt werden,
dadurch gekenn
zeichnet, dass nach dem Anregungspuls (AP)
wenigstens ein Gradienten-Echo-Signal (GES1, GES2,
GES3) erfasst wird und dass anschließend wenigstens
ein Rephasierungspuls (RP1) eingestrahlt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, dass nach dem
Rephasierungspuls (RP1) wenigstens ein Spin-Echo-
Signal erfasst wird.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekenn
zeichnet, dass nach der Erfassung des Spin-
Echo-Signals (SES) wenigstens ein weiterer
Rephasierungspuls (RP2) eingestrahlt wird.
4. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
dass zwischen der Einstrahlung des Anregungspulses
(AP) und des ersten Rephasierungspulses (RP1) mehrere
Gradienten-Echo-Signale mit verschiedenen Vorzeichen
erfasst werden.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch
gekennzeichnet, dass Gradienten-Echo-
Signale mit positivem Vorzeichen (GES2) und
Gradienten-Echo-Signale mit negativem Vorzeichen
(GES1, GES3) einander abwechseln.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch
gekennzeichnet, dass zur Erfassung der
Gradienten-Echo-Signale Gradienten-Echos mit einer
Sequenzfolge [GE(1,1), GE(2,1), GE(3,1), . . ., GE(N,1)]
erzeugt werden.
7. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
dass nach dem ersten Rephasierungspuls (RP1) Spin-
Echo-Signale mit der Sequenzfolge [SE(1,1),
SE(2,1), . . ., SE(N,1)] erzeugt werden.
8. Verfahren nach einem oder beiden der Ansprüche 6 oder
7, dadurch gekennzeichnet, dass
zur Aufnahme wenigstens eines Bildes in Form einer N ×
N-Matrix N Wiederholungen der Aufnahmesequenz
erfolgen.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch
gekennzeichnet, dass in dem Bild der N ×
N-Matrix Echosignale in einer Sequenzfolge [GE(1,1),
GE(2,1), GE(3,1), . . ., GE(N,1), SE (1,1), SE(2,1),
SE(3,1), . . ., SE(N,1), GE(1,2), GE(2,2), GE(3,2), . . .,
SE(1,2), SE(2,2), SE(3,2), . . ., SE(N,2), . . . GE(1,N),
GE(2,N), GE(3,N), . . ., SE(1,N), SE(2,N), SE(3,N), . . .,
SE(N,N)]. . . erfasst werden.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
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PCT/DE2002/000712 WO2002075347A1 (de) | 2001-03-15 | 2002-02-28 | Verfahren zur untersuchung einer probe mittels erzeugung einer bildgebungssequenz |
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Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE2001112880 DE10112880A1 (de) | 2001-03-15 | 2001-03-15 | Verfahren zur Untersuchung einer Probe mittels Erzeugung einer Bildgebungssequenz |
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