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HINTERGRUND
ZU DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ganz allgemein das Gebiet der Magnetresonanz-Tomographie
(MRI) und insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Reduzieren
von HF-induzierter
Leistung bei Hochfeld-Bildgebung mittels einer modulierten Pulssequenz.
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Wenn
eine Substanz, beispielsweise menschliches Gewebe einem homogenen
Magnetfeld (Polarisationsfeld B0) ausgesetzt
wird, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in
dem Gewebe sich mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren
jedoch um dieses unterschiedlich stark bei ihrer charakteristischen
Larmorfrequenz. Falls die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld
(Anregungsfeld B1) ausgesetzt wird, das
sich in der xy-Ebene befindet und in der Nähe der Larmorfrequenz schwingt,
kann das netto ausgerichtete Moment, oder die "Längsmagnetisierung" Mz in
die xy-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein Netto-Quermagnetmoment
Mt zu erzeugen. Nachdem das Anregungssignal
B1 beendet ist, wird durch die angeregten
Spins ein Signal emittiert, und dieses Signal kann empfangen und
verarbeitet werden, um ein Bild aufzubauen.
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Wenn
diese Signale eingesetzt werden, um Bilder zu produzieren, werden
Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und
Gz) verwendet. Typischerweise wird die abzubildende
Region mittels einer Folge von Messzyklen abgetastet, in denen diese
Gradienten abhängig
von dem speziell verwendeten Ortungsverfahren variieren. Der sich
ergebende Satz von empfangen NMR-Signalen wird digitalisiert und
verarbeitet, um das Bild mittels eines oder mehrerer hinlänglich bekannter
Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.
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Eine
Hochfeld-Bildgebung kann im Vergleich zu einer Bildgebung mit geringeren
Feldstärken
theoretisch eine wesentliche Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses
(SNR) ermöglichen,
jedoch weist jenes Verfahren auch den Nachteil auf, dass das Maximum
und das Integral der HF-Leistung abhängig von der Feldstärke quadratisch
ansteigt. Folglich stellt die induzierte HF-Leistung bei Feldstärken von über 1,5
Tesla eine kritische Beschränkung
für das
Konstruieren einer Pulssequenz dar. D.h. die Spitzenleistungskapazität des Systems
begrenzt die Möglichkeiten,
einen gegebenen HF-Puls kompakt zu gestalten. Darüber hinaus
begrenzen die Beschränkungen
einer in den Patienten induzierten mittleren Leistung ferner die
Rate, mit der Pulse wiederholt werden können, und dementsprechend den
in einer vorgegebenen Zeitspanne zu erzielenden Überstreichungsbereich.
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Einige
Pulssequenzen, z.B. Fast-Spin-Echosequenzen, sinddazu ausgelegt,
um mit niedrigen Feldstärken
bei oder nahe bei regulatorischen Leistungsgrenzen zu arbeiten,
und stellen daher spezielle Anforderungen an einen Einsatz bei hoher
Feldstärke,
um den Anteil an induzierter HF-Leistung zu begrenzen. Insbesondere
müssen
zum Refokussieren standardmäßig verwendete
180°-Pulse
erheblich begrenzt werden, und die Vorteile einer Hochfeld-Bildgebung
können
dadurch abhanden kommen.
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Einige
verbreitete Ansätze
zum Verringern von HF-Leistung
schließen
eine Verwendung eines reduzierten Anregungswinkels oder ein lineares
Strecken der Pulse ein.
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In
letzterem Fall werden HF-Pulse umgeformt, um die Leistung zu reduzieren,
da die Energie eines einzelnen Pulses proportional zu dem Integral
des Quadrats der Nutationsrate ist, wodurch die Bandbreite vermindert
wird, indem der Puls linear gestreckt wird, um die Leistung zu reduzieren,
während
der Gesamtnutationswinkel beibehalten wird. Allerdings führt eine
Vergrößerung des
Echoabstands aufgrund von Relaxation auch zu einer Erhöhung der
Modulation. D.h. ein Strecken von HF-Pulsen kann zu einem größeren Echoabstand
führen,
jedoch anschließend
die Effekte einer Relaxation durch die Echofolge hindurch verschärfen und dadurch
eine schlechtere Bildqualität
hervorrufen.
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Eine
weiter entwickelte Lösung
wurde als selektive Anregung variabler Rate bezeichnet (VERSE =
Variable Rate Selective Excitation). In dieser Technik wird ein
HF-Puls, der eine vorgegebene Nutation, Dauer und Bandbreite aufweist,
durch herkömmliche
Mittel konstruiert (beispielsweise mittels einer sinc-Fensterfunktion
oder einer optimierten Shinnar-Le-Roux- Konstruktion), anschließend umgeformt,
so dass Abschnitte hoher Amplitude des ursprünglichen HF-Pulses mit einer
anderen Rate gestreckt werden als Abschnitte des Pulses mit niedriger
Amplitude. Der umgeformte Puls weist eine geringere Spitzen- und Gesamtleistung
auf als der ursprüngliche
Puls. Allerdings krankt diese Technik immer noch an einer verschlechterten
Bildqualität,
da sie empfindlich gegenüber
Verstimmung ist und daher geschwächte
Signale erzeugt, die das Signal-Rausch-Verhältnis
im Falle von Verstimmung reduzieren.
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Ein
weiteres Verfahren zum Reduzieren von Leistung in Fast-Spin-Echosequenzen
basiert darauf, den Nutationswinkel der Refokussierungspulsfolge
zu reduzieren. Es können
zwar zum Erzeugen einer Echofolge Nutationswinkel verwendet werden,
die wesentlich kleiner als 180° sind,
allerdings oszillieren die produzierten Signale und sind in ihrer
Amplituden geschwächt.
Darüber
hinaus erzeugt ein Reduzieren von refokussierenden Anregungswinkeln
Signale von stimulierten Echopfaden, die einen gemischten T1- und T2-Kontrast
sowie geringere Gesamtsignalpegel aufweisen. Das Mischen von stimulierten
und Spin-Echosignalen führt
zu einer Schwächung
des Signals, und damit des Bildkontrasts, der ebenso wie T2 von T1 abhängt.
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Auf
das Problem einer aufgrund von Refokussierungsfolgen mit kleinen
Anregungswinkeln verursachten Signalabschwächung und Oszillation wurde
bisher eingegangen, indem die Anregungswinkel einiger weniger erster
Refokussierungspulse systematisch verändert wurden. Solche Techniken
ermöglichen
einen effizienten Übergang
des Spinsystems in einen pseudo stationären Zustand, der ein erheblich
stärkeres
Signal erzeugt als Folgen mit konstantem Winkel. Es wurde auch nachgewiesen,
dass durch ein allmähliches Ändern des
Anregungswinkels über
die Pulsfolge hinweg eine Bedingung eines pseudostationären Zustands
aufrecht erhalten werden kann, während
der in unterschiedliche Regionen des k-Raums empfangene Signalpegel
manipuliert wird. Durch ein Vergrößern der Anregungswinkel zum
Erfassen von hohen k-Raum Ansichten lassen sich Relaxationseffekte
mildern, und daher die Auflösung
verbessern. Durch ein Vergrößern der
Anregungswinkel zum Erfassen von niedrigen k-Raum-Ansichten, lässt sich
das Signal-Rausch-Verhältnis verbessern,
allerdings ist die nachteilige Folge einer erhöhten Unschärfe in Kauf zu nehmen.
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In
jeder der oben erwähnten
Techniken tragen kleine refokussierende Anregungswinkel stark zu
einem Signal von stimulierten Echopfaden bei, und dies wiederum
verändert
den Bildkontrast zu einer gegebenen effektiven Echozeit.
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Es
wäre daher
von Vorteil, über
ein Technik zu verfügen,
die in der Lage ist, ohne sich nachteilig auf das Signal, den Kontrast
und die Auflösung
auszuwirken, der Anforderung nach einem angemessenen Überstreichungsbereich
bei hohen Feldstärken
mit einer reduzierten induzierten HF-Leistung zu genügen.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung schafft Verfahren und Vorrichtung zum Reduzieren
von HF-Leistung bei Hochfeld-MR-Bild gebung, die Multiphasen-HF-Puls-Anregungswinkel
verwenden, um die oben erwähnten Nachteile
zu beseitigen.
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Die
Technik der vorliegenden Erfindung reduziert die Abgabe von HF-Leistung
bei hohen Feldstärken, indem
zwei komplementäre
Ansätze
verwendet werden. Zunächst
werden einzelne HF-Pulse und Schichtauswahlgradienten mittels der
Technik der selektiven Anregung mit variabler Rate (VERSE) umgeformt,
und anschließend
werden die Anregungswinkel der Refokussierungspulsfolge von Puls
zu Puls unter Verwendung einer modulierte Winkel aufweisenden Refokussierungsfolge
verändert.
Die modulierte Winkel aufweisende Refokussierungsfolge verwendet
vor einem Abtasten der Mitte eines k-Raums Pulse mit großen Anregungswinkeln,
um T2-Kontrast zu aufrecht zu erhalten.
Anschließend
werden nach einem Abtasten der Mitte des k-Raums kleine Anregungswinkel
verwendet, um die Leistung zu reduzieren und die Relaxation zu verlängern. Zwischen
den Phasen mit großen
und kleinen Anregungswinkeln ist für einen gleichmäßigen Übergang
gesorgt, um den pseudo-stationären
Zustand aufrecht zu erhalten, wodurch das Signal maximiert und Artefakte erzeugende
Schwingungen vermieden werden. Eine derartige Pulssequenz kann die
induzierte HF-Leistung um 75 % reduzieren, ohne den Kontrast zu
beeinträchtigen,
wobei das Signal-Rausch-Verhältnis nur
unwesentlich verringert wird, während
gleichzeitig eine gegenüber
herkömmlichen
Techniken verbesserte Auflösung ermöglicht wird.
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Dementsprechend
beinhaltet die vorliegende Erfindung eine Konstruktion einer Pulssequenz,
die die induzierte HF-Leistung
reduziert, indem eine Anordnung von Multiphasen- Anregungswinkeln zur Verfügung steht.
Die Pulssequenz weist eine Anfangskontrastbewahrungsphase auf, die
eine Anzahl von Pulsen mit einem verhältnismäßig großen Anregungswinkel enthält, und
die über
die Anfangskontrastbewahrungsphase hinweg verhältnismäßig konstant sind. Die Pulssequenz
weist als nächstes
eine Flankenabfallphase auf, die eine Anzahl von Pulsen mit einem
Anregungswinkel enthält,
der kleiner ist als derjenige der Pulse in der Anfangskontrastbewahrungsphase,
die allmählich
abnehmen.
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Die
Erfindung beinhaltet ferner ein Verfahren, das dazu dient, HF-Leistung
zu reduzieren, die während einer
Hochfeld-MR-Bildgebung
in den Körper
eines Patienten induziert wird. Zu dem Verfahren gehören die Schritte:
vor einer ersten TE Anwenden eines Satzes von HF-Pulsen mit verhältnismäßig großen Anregungswinkeln,
um T2-Kontrast zu bewahren, und anschließend, nach
dem ersten TE, Anwenden eines Satzes von HF-Pulsen mit sich ändernden Anregungswinkeln,
die kleiner sind als die vor der ersten TE verwendeten.
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Die
Erfindung beinhaltet ferner ein Verfahren zum Korrigieren einer
aufgrund eines Modulieren des Anregungswinkels auftretenden Signalschwankung.
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In Übereinstimmung
mit einem weiteren Aspekt der Erfindung ist eine MRI-Vorrichtung
offenbart, zu der ein Magnetresonanz-Tomographie-(MRT)-System gehört, das
eine Vielzahl von Gradientenspulen aufweist, die um eine Bohrung
eines Magneten positioniert sind, um ein polarisierendes Magnetfeld
aufzuzwingen. Das MRT-Tomographiesystem enthält ferner ein HF- Transceiversystem
und einen HF-Schalter, der durch einen Pulsmodul gesteuert wird,
um HF-Signale an eine HF-Spulenanordnung zu senden. Die MRI-Vorrichtung enthält ferner
einen Rechner, der programmiert ist, um einen Satz von HF-Pulsen
hoher Nutation anzuwenden, um einen gewünschten T2-gewichteten
Kontrast zu einer effektiven Echozeit zu errichten, Daten zu erfassen und
anschließend
einen beschränkten
Satz von refokussierenden HF-Pulsen mit einer Nutation anzuwenden, die
geringer ist, als diejenige der HF-Pulse hoher Nutation. Nach Beendigung
der Anwendung der refokussierenden HF-Pulse wird noch ein weiterer
Satz von HF-Pulsen angewendet, der konstruiert ist, um die Relaxation zu
verlängern.
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Vielfältige andere
Merkmale, Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden
nach dem Lesen der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit
den Zeichnungen offensichtlich.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Die
Zeichnungen veranschaulichen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel,
das gegenwärtig
für eine Verwirklichung
der Erfindung in Betracht gezogen wird.
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Kurzbeschreibung der Zeichnungen:
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1 zeigt ein Blockschaltbild
eines MR-Bildgebungssystems
für den
Einsatz im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung.
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2 zeigt ein Zeitsteuerungsdiagramm
einer Pulssequenz, gemäß der vorliegenden
Erfindung.
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3 zeigt einen Graph eines
Zeitschemas zum Durchführen
der Pulssequenz nach 2.
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AUSFÜHRLICHE
BESCHREIBUNG DES BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEI-SPIELS
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Unter
Bezugnahme auf 1 sind
die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magnetresonanz-Tomographie-(MRT)-Systems 10 gezeigt,
das die vorliegende Erfindung verwendet. Der Betrieb des Systems
wird über
eine Bedienungskonsole 12 gesteuert, die eine Tastatur
oder ein sonstiges Eingabegerät 13,
ein Bedienfeld 14 und einen Anzeigeschirm 16 enthält. Die
Konsole 12 tauscht über
ein Verbindungselement 18 Daten mit einem separaten Rechnersystem 20 aus,
das es einem Bediener ermöglicht,
das Erzeugen und Anzeigen von Bildern auf dem Anzeigeschirm 16 zu
steuern. Das Rechnersystem 20 weist eine Anzahl von miteinander über eine
Verdrahtungsplatine 20a kommunizierenden Modulen auf. Zu
diesen gehören
ein Bildprozessormodul 22, ein CPU-Modul 24 und
ein Speichermodul 26, das aus dem Stand der Technik als
ein Frame-Puffer bekannt ist, der dazu dient, Bilddatenfelder zu
speichern. Das Rechnersystem 20 ist zum Speichern von Bilddaten
und Programmen an ein Plattenspeichermedium 28 und ein
Bandlaufwerk 30 angeschlossen und tauscht über ein
Hochgeschwindigkeitsverbindungsglied 34 mit einer separaten
Systemsteuerung 32 Daten aus. Das Eingabegerät 13 kann
eine Maus, ein Joystick, eine Tastatur, ein Trackball, ein Touch-Screen,
ein Lichtstift, eine Sprachsteuerung oder ein beliebiges ähnliches
oder äquivalentes
Eingabegerät
sein und kann für
ein interaktives Vorgeben der Geometrie verwendet werden.
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Die
Systemsteuerung 32 umfasst einen Satz von Modulen, die über eine
Verdrahtungsplatine 32a miteinander verbunden sind. Zu
diesen gehören
ein CPU-Modul 36 und ein Pulsgeneratormodul 38,
das über
eine serielle Schnittstelle 40 mit der Bedienungskonsole 12 in
Verbindung steht. Es ist die Schnittstelle 40, über die die
Systemsteuerung 32 Steuerbefehle von dem Bediener empfängt, um
die Abtastsequenz anzugeben, die ausgeführt werden soll. Das Pulsgeneratormodul 38 veranlasst
die Systemkomponenten, die gewünschte
Abtastsequenz auszuführen,
und erzeugt Daten, die die Zeitsteuerung, Intensität und Gestalt
des erzeugten HF-Pulses sowie die Zeitsteuerung und Länge der
Datenakquisitionsfenster angeben. Das Pulsgeneratormodul 38 ist
mit einem Satz von Gradientenverstärkern 42 verbunden,
um die Zeitsteuerung und die Form der während des Scannens erzeugten
Gradientenpulse anzuzeigen. Das Pulsgeneratormodul 38 kann
ferner Patientendaten von einem physiologischen Akquisitionscontroller 44 empfangen,
der von einer Anzahl von unterschiedlichen mit dem Patienten verbundenen
Sensoren Signale entgegennimmt, beispielsweise EKG-Signale über an dem
Patienten angelegten Elektroden. Schließlich ist das Pulsgeneratormodul 38 mit
einem Scanraum-Interfaceschaltkreis 46 verbunden, der von
vielfältige
Sensoren Signale entgegennimmt, die den Zustand des Patienten und
des Magnetsystems kennzeichnen. Es ist ebenfalls der Scanraum-Interfaceschaltkreis 46, über den
ein Patientenpositionierungssystem 48 Steuerbefehle empfängt, um
den Patienten zu der gewünschten
Position für
den Scanvorgang zu bewegen.
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Die
durch das Pulsgeneratormodul 38 erzeugten Gradientenwellenformen
werden an das Gradientenverstärkersystem 42 angewandt,
das Verstärker
Gx, Gy, und Gz enthält.
Jeder Gradientenverstärker
regt eine allgemein mit 50 bezeichnete ent sprechende physikalische
Gradientenspule in einer Gradientenspulenanordnung an, um die Magnetfeldgradienten
zu erzeugen, die für
ein räumliches
Kodieren von erfassten Signalen verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 50 bildet
einen Teil einer Magnetanordnung 52, die einen polarisierenden
Magneten 54 und eine Ganzkörper-HF-Spule 56 umfasst.
Ein Transceivermodul 58 in der Systemsteuerung 32 erzeugt
Pulse, die durch einen HF-Verstärker 60 verstärkt und
mittels eines Sende/Empfangsschalters 62 an die HF-Spule 56 gekoppelt
werden. Die sich ergebenden Signale, die in dem Patienten von den
angeregten Kernen emittiert werden, können durch dieselbe HF-Spule 56 erfasst
und durch den Sende/Empfangsschalter 62 an einen Vorverstärker 64 gekoppelt
werden. Die amplifizierten MR-Signale werden in dem Empfängerabschnitt
des Transceivers 58 demoduliert, gefiltert und digitalisiert.
Der Sende/Empfangsschalter 62 wird durch ein Signal des
Pulsgeneratormoduls 38 gesteuert, um den HF-Verstärker 60 während des
Sendemodus mit der Spule 56 elektrisch zu verbinden und
den Vorverstärker 64 während des
Empfangsmodus mit der Spule 56 zu verbinden. Der Sende/Empfangsschalter 62 macht
es außerdem
ermöglicht,
eine gesonderte HF-Spule (beispielsweise eine Oberflächenspule)
entweder im Sende- oder Empfangsmodus zu verwenden.
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Die
durch die HF-Spule 56 aufgegriffenen MR-Signale werden
durch das Transceivermodul 58 digitalisiert und an ein
Speichermodul 66 in der Systemsteuerung 32 übertragen.
Ein Scanvorgang ist vollständig, wenn
eine Gruppe von unverarbeiteten k-Raum-Daten in dem Speichermodul 66 akquiriert
ist. Diese unverarbeiteten k-Raum-Daten werden für jedes zu rekon struierende
Bild in gesonderte k-Raum-Datenfelder umgruppiert, und jedes dieser
Felder wir in einen Feldprozessor 68 eingegeben, der dazu
dient, die Daten mittels einer Fourier-Transformation in ein Feld von Bilddaten überzuführen. Diese
Bilddaten werden durch das serielle Verbindungselement 34 an
das Rechnersystem 20 übergeben,
wo sie in einem Arbeitsspeicher, z.B. einem Plattenspeichermedium 28 gespeichert
werden. Abhängig
von Steuerbefehlen, die über
die Bedienungskonsole 12 empfangen werden, können diese
Bilddaten für
eine langfristige Datenspeicherung z.B. auf dem Bandlaufwerk 30 archiviert
werden, oder können
durch den Bildprozessor 22 weiterverarbeitet und an die
Bedienungskonsole 12 übermittelt
und auf dem Display 16 ausgegeben werden.
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Die
vorliegende Erfindung lässt
sich in Verbindung mit der oben beschriebenen MRI-Vorrichtung oder beliebigen
MRI-Vorrichtungen ähnlicher
Bauarten verwenden. Die Erfindung ist in einem Verfahren, einem Rechnerprogramm
und der oben erwähnten
MRI-Vorrichtung verwirklicht und soll dazu dienen, eine in den Körper eines
Patienten während
einer MR-Bildgebung mit hohen Magnetfeldern induzierte HF-Leistung
ohne eine Verschlechterung der Bildqualität zu reduzieren, indem die
Anregungswinkel der Refokussierungspulse über die Pulsfolge hinweg moduliert
werden. Die Erfindung schließt
ein Verwenden verhältnismäßig großer Anregungswinkel
mit weitgehend konstantem Wert vor einer effektiven Echozeit (TEeff) ein, um T2-Kontrast
zu bewahren. Nach der effektiven Echozeit werden die Anregungswinkel
anschließend
in einer gesteuerten Weise verändert,
um den Vorteil stimulierter Echopfade zu nutzen, die die Relaxation
verlängern.
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In
der Durchführung
verwendet die vorliegende Erfindung die oben erwähnte Technik, die bekannt ist als
die veränderliche
Werte verwendende selektive Anregung (VERSE), die ein "Faksimile" von vielfältigen ursprünglichen
HF-Pulsen und Schichtauswahl-Gradientenwellenformen erzeugt. Typischerweise
ist die ursprüngliche
Schichtauswahl-Gradientenwellenform ein konstanter Gradient. Nach
einer VERSE-Transformation sind sowohl die HF- als auch die Gradientenwellenform
moduliert. Die Transformation wird gewöhnlich ausgeführt, um
die Scheitelpunkt- und/oder mittlere Leistung des HF-Pulses zu reduzieren.
Die vorliegende Erfindung verwendet die VERSE-Technik, um mittels
des hinlänglich
bekannten Shinnar-LeRoux-Algorithmus einen HF-Puls zu entwerfen,
und formt den Puls anschließend
in einer abschnittsweise konstanten Weise um und führt eine
Interpolation durch, um die Gradienten- und HF-Schwingungsverläufe in vorgegebenen Intervallen, vorzugsweise
alle vier μs,
von neuem abzutasten. Der Umformungsalgorithmus kann an dem Pulsrechner
des Scanners auf eine vorher festgelegten Vorschreibungsgrundlage
durchgeführt
werden. Dies ermöglicht
eine Optimierung des Umformens auf der Grundlage der Schichtbreite
(die die ursprüngliche
Gradientenamplitude bestimmt), der Spitzengradientenkapazität, der maximalen
Gradientenanstiegsrate und der Scheitelpunkt-HF-Leistung.
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2 zeigt eine die vorliegende
Erfindung verwendende Pulssequenz 100, die konstruiert
ist, um die induzierte HF-Leistung
mit Multiphasen-Anregungswinkeln zu reduzieren, die eine Anfangskontrastbewahrungsphase 110,
eine Flankenabfallphase 120 und eine Relaxationsverlängerungsphase 130 aufwei sen.
Jede dieser Phasen ist als eine Phase von refokussierenden HF-Pulsen
definiert, wobei jede Phase Pulse mit unterschiedlichen Anregungswinkeln
aufweist. Die Anfangskontrastbewahrungsphase 110 enthält eine
Anzahl von HF-Pulsen 112, die einen im Vergleich zu den
Pulsen der Flankenabfallphase 120 verhältnismäßig großen Anregungswinkel aufweisen.
Außerdem
werden die Anregungswinkel für
die Pulse 112 in der Anfangskontrastbewahrungsphase 110 zueinander
verhältnismäßig konstant
gehalten. Nach einer effektiven Echozeit TEeff 114,
wird die Flankenabfallphase 120 eingesetzt, die eine Anzahl
von HF-Pulsen 122 enthält,
die einen Anregungswinkel aufweisen, der kleiner ist als derjenige
der Anfangskontrastbewahrungsphase 110 und der im Verlauf
der Flankenabfallphase 120 abnimmt. Es ist selbstverständlich,
dass die effektive Echozeit TEeff die Echozeit
ist, in der die niedrigste räumliche
Frequenz erfasst wird, obwohl über
die gesamte Sequenz hinweg Daten erfasst werden. Die hier vorgeschlagene
Multi-Phasen-Technik
ist jedoch nicht unbedingt auf ein derartiges Erfassungsschema beschränkt. Folglich
schließt
die Erfindung, während
TEeff ein Erfassen bei der niedrigsten räumlichen
Frequenz mit einer Datenakquisition über die gesamte Anwendung von
HF-Pulsen hinweg beinhaltet, auch ein einzelnes Erfassen von Daten
zu einer vorgegebenen Echozeit ein.
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Vorzugsweise
sind die Pulse der Flankenabfallphase in einer gesteuerten weise
abschwächt,
um ein Einschwingsignalverhalten zu unterdrücken, und die aufgrund des
Modulierens des Anregungswinkels auftretende Signalschwankung wird
vorherberechnet und vor oder während
der Rekonstruktion von Bildern aus den erlangten Daten korrigiert.
Die Pulssequenz 100 setzt sich fort mit der Anwendung einer
Relaxationsverlängerungsphase 130,
die eine Anzahl von refokussierenden HF-Pulsen 132 aufweist, mit Anregungswinkeln,
die kleiner sein können,
um die mittlere Leistung zu reduzieren und die Relaxation zu verlängern.
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In
einem bevorzugten Ausführungsbeispiel
sind die HF-Pulse 112 in
der Anfangskontrastbewahrungsphase 110 so eingerichtet,
dass sie einen konstanten Anregungswinkel α mit einem großen Wert
von etwa 130° aufweisen.
Das bevorzugte Ausführungsbeispiel
schließt
eine Ausnahme ein, insofern dass ein erster Puls 112a vorzugsweise
auf 155° eingestellt
sein kann, oder im Allgemeinen, 90° + α/2, falls der große Anregungswinkelwert
nicht 130° sondern
ein sonstiger Anregungswinkel α ist.
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Mit
dem Abschluss der Anfangskontrastbewahrungsphase nach der effektiven
Echozeit TE 114 werden die sich verringernden Anregungswinkel
der refokussierenden HF-Pulse 122 der Flankenabfallphase 120 vorzugsweise
so gewählt,
dass die Differenz zwischen aufeinanderfolgenden Anregungswinkeln
durch ein Apodisationsfenster beschrieben ist. Für die übrigen Pulse 132 in
der Relaxationsverlängerungsphase 130 werden
die Anregungswinkel für
die HF-Pulse 132 vorzugsweise so gewählt, dass sie einen konstanten,
verhältnismäßig kleinen
Wert, beispielsweise 60° aufweisen.
Alternativ können
die Anregungswinkel geeignet gewählt
werden, um so anzusteigen, dass das erwartete Signal eines Materials
wie Wasser trotz der Relaxation für den Rest der Echofolge konstant
bleibt, die refokus sierenden Anregungswinkel jedoch nicht einen
vorgegebenen Maximalwert überschreiten.
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3 zeigt ein exemplarisches
Zeitschema zum Modulieren der refokussierenden Anregungswinkel 122 der
in 2 gezeigten Flankenabfallphase 120.
D. h. 3 zeigt eine Beziehung
der gewünschten
Anregungswinkel für
jeden refokussierenden HF-Puls. Während vielfältige Techniken für die Verringerung
der Anregungswinkel in Betracht kommen, soll das vorliegende bevorzugte
Ausführungsbeispiel
die Anregungswinkel, wie nachstehend beschrieben, mit einer Fensterfunktionsrampe
reduzieren.
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Zu
beachten ist, dass für
ein Entwerfen eines Zeitschemas von refokussierenden Anregungswinkeln einige
Faktoren/Kriterien zu berücksichtigen
sind. Hierzu gehören
die Tatsachen: (1) die Leistung eines HF-Pulses ist proportional
zum Quadrat der Anregungswinkel, vorausgesetzt Breite und Gestalt
des Pulses werden beibehalten; (2) große refokussierende Anregungswinkel
minimieren den Beitrag von simulierten Echopfaden, womit die Weiterentwicklung
eines Signals hauptsächlich
auf T2 basiert; (3) kleine refokussierende Anregungswinkel erhöhen den
Beitrag von stimulierten Echopfaden, womit die Weiterentwicklung
eines Signals durch T1 beeinflusst und die Relaxation verlängert wird;
(4) der Bildkontrast wird bestimmt durch die Vergangenheit des Spinsystems
vor dem Abtasten der Mitte des k-Raums, jedoch nicht danach; und
(5) in dem pseudo-stationären
Zustand ist ein Signal nicht oszillatorisch und ist hinsichtlich
eines vorgegebenen Anregungswinkels maximiert.
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Unter
der Voraussetzung dieser Beobachtungen kann eine Refokussierungsfolge
mit modulierten Winkeln entwickelt werden die (a) vor dem Abtasten
der Mitte des k-Raums große
Anregungswinkelpulse verwendet, um T2-Kontrast zu bewahren, (b)
nach einem Abtasten der Mitte des k-Raums kleine Anregungswinkel verwendet,
um die Leistung zu reduzieren und die Relaxation zu verlängern, und
(c) zwischen dem Vorherrschen der großen und kleinen Anregungswinkel
einen stetigen Übergang
verwendet, um den pseudo-stationären
Zustand aufrecht zu erhalten, wodurch ein Signal maximiert wird
und Artefakte hervorrufenden Schwingungen vermieden werden.
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Um
die Magnetisierung in dem pseudo-stationären Zustand aufzubauen und
aufrecht zu erhalten, wird ein Fensterrampenansatz verwendet.
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Zwei
Varianten werden verwendet – Vollfenster-
und Halbfensterrampen. Eine Vollfensterrampe wird verwendet, um
von einem kontrastbewahrenden αhigh zu einem αlow niedriger
Leistung überzugehen.
Die refokussierenden Anregungswinkel werden von Puls zu Puls über Ntrans Schritte hinweg verringert, so dass
die Anregungswinkeländerung Δαi bei
jedem Schritt durch ein apodisiertes Fenster beschrieben ist, das
normiert ist, so dass ΣΔαi =
(αlow-αhigh). Die Reihe von Winkeln wird anschließend erzeugt,
indem α1 = αhigh gesetzt wird und die Iteration αi = αi-1 + Δαi vorgenommen
wird.
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Eine
Halbfensterrampe wird verwendet, um anfänglich Bedingungen eines pseudo-stationären Zustands
zu errichten. Be grifflich wird Δαi durch
die abnehmende Hälfte
eines apodisierten Fensters beschrieben. In der Praxis kann dies
erreicht werden, indem ein Fenster der Breite 2Nestab+1
erzeugt wird, und eine Normalisierung vorgenommen wird, so dass ΣΔαi =
2(αhigh-180°).
Falls α1 auf 360°-αhigh gesetzt
ist, und die nächsten 2Nestab+1 Pulse wie zuvor schrittweise berechnet
werden, entsteht ein Satz von Anregungswinkeln, so dass die Anregungswinkel
der ersten Hälfte
größer als
180° sind
und diejenigen der zweiten Hälfte
kleiner als 180° sind. Lediglich
die Anregungswinkel der zweiten Hälfte werden zum Katalysieren
eines pseudo-stationären
Zustands verwendet. Eine Halbfensterrampe dient einer anfänglichen
Katalysierung aufgrund der Symmetrie (α = 180° + δ und α = 180° – δ sind funktional äquivalent),
und da der Anregungspuls von 90° gegenüber einem durch
einen Refokussierungspuls von 180° erzeugten
Echo äquivalent
wirkt. In umgekehrter Richtung ausgeführt, kann eine Halbfensterrampe
auch verwendet werden, um die Magnetisierung in einen reinen transversalen
Zustand für
eine Sequenz "rascher
Wiederherstellung" oder "gesteuertem Gleichgewichts" wiederherzustellen.
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Dieser
Fensterrampen verwendende Ansatz führt hinsichtlich eines Aufrechterhaltens
des pseudo-stationären
Zustands und eines Vermeidens von Signalschwingungen zu besseren
Ergebnissen als lineare Rampen und ist einfacher als iterative numerische
Techniken, um eine Serie von Refokussierungswinkeln zu ermitteln,
die sich eignen, um einen pseudostationären Zustand für einen
vorgegebenen refokussierenden Anregungswinkel zu katalysieren.
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Für ein Entwerfen
von HF-Pulsen wird für
ein Schichtprofil gewöhnlich
ein Kompromiss eingegangen, um eine angemessen kurze Impulsbreite
zu erreichen. Während
ein herkömmlicher
Puls mit fester Bandbreite eine Dauer aufweist, die direkt proportional
zu dem Produkt aus Zeit und Bandbreite ist, ist zu beachten, dass dies
nicht für
einen gemäß der vorliegenden
Erfindung konstruierten Puls veränderlicher
Bandbreite zutrifft. Während
das Produkt aus Zeit und Bandbreite eines Pulses erhöht wird,
bleibt die Haupt-Strahlungskeule (hohes B1) im Allgemeinen unbeeinträchtigt,
während
weitere Seiten-Strahlungskeulen
(niedriges B1) hinzugefügt
werden. Da die Seiten-Strahlungskeulen während des eine große Bandbreite
aufweisenden Abschnitts des umgeformten Pulses auftreten, lässt sich
mit verhältnismäßig geringen
Kosten zusätzliche
Zeit-Bandbreite hinzufügen.
Dementsprechend lassen sich, während
die Erfindung kein Verändern
der Konstruktion des ursprünglichen
HF-Pulses benötigt,
zusätzliche
Vorteile durch diese Vorgehensweise feststellen. Dementsprechend
schließt
das bevorzugte Ausführungsbeispiel
einen geeigneten HF-Puls mit ein, der durch das hinlänglich bekannte
Shinnar-LeRoux-(SLR)-Verfahren
einer HF-Pulskonstruktion konstruiert und anschließend mit der
oben erwähnten
VERSE-Technik umgeformt wird, um die HF-Leistung zu reduzieren,
während
ein kompakter HF-Schwingungsverlauf aufrecht erhalten wird.
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Die
Technik, die verwendet wird, um die Signale hinsichtlich der Effekte
einer Modulation von Anregungswinkeln zu korrigieren, wird nun im
Einzelnen erläutert.
Mit der vorgeschlagenen Technik ergeben sich zwei voneinander unabhängi ge Effekte
in der Modulation des k-Raums: die Relaxation frelax und
der pseudo-stationäre
Zustand fpss, gegeben durch: Si =
S0fpss(αi)frelax(t,T1,T2,τ(α1,...,αi)) (Gleichung 1).
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Die
Relaxation zur Zeit t hängt
nicht nur von Gewebeparametern T1 und T2 sondern auch von den vorhergehenden
refokussierenden Anregungswinkeln α1 bis αi ab,
die den Zeitbruchteil τ steuern,
während dem
sich eine Isochromate in der transversalen Ebene aufgehalten hat.
Relaxationseffekte können
durch bekannte lineare Verfahren reduziert, jedoch nicht eliminiert
werden, und eine derartige Korrektur wird durch die vorliegende
Technik nicht versucht.
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Die
Signalschwankung in dem pseudo-stationären Zustand ist jedoch auf
die Geometrie der Isochromaten zurückzuführen und ist lediglich eine
Funktion des refokussierenden Anregungswinkels gemäß:
wobei
P eine Legendre-Funktion ist. Diese rechnerisch kostspielig durchzuführende Berechnung
kann approximiert werden durch:
wobei
p(α) ein
Polynom mit geeignet gewählten
Koeffizienten ist, um mit der exakten Lösung übereinstimmen. Für das Polynom
dritter Ordnung ist
p(α) = –9e–9α3 +
7e–6α2 – 1.5e–3α + 0.612 (Gleichung 4)mit α in Kreiswinkelgraden.
Für einen
Winkel α bis
zu 30° herunter
stimmt der Näherungswert
mit der exakten Lösung
mit einer Abweichung innerhalb von 1% überein.
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Die
obige Aufbereitung wurde entwickelt, um den Signalpegel zu beschreiben,
nachdem der pseudo-stationäre
Zustand erreicht und für
den Anregungswinkel anschließend
ein konstanter Wert α aufrecht
erhalten wurde. Für
einen sich fortlaufend ändernden
Winkel α ist
der pseudo-stationäre
Zustand jedoch nicht stationär,
sondern wandert mit der Änderung
des Anregungswinkels. Es stellte sich heraus, dass ein Extrapolieren
eines effektiven Winkels α zum
Zeitpunkt des Echos mittels der Gleichungen 2 oder 3 eine präzisere Voraussage
eines Signalpegels ermöglicht,
wobei in diesem Fall der Winkel α des
neuesten HF-Pulses verwendet wird. Vorausgesetzt Echo(i) folgt auf
HF(i), ergibt sich der effektive Winkel α bei Echo(i) rechnerisch aus:
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Der
zweite Begriff ist einfach die extrapoliert Änderung des effektiven Winkel α zwischen
HF(i) und Echo(i). Während
der Ausdruck nicht-kausal ist, sollte klar sein, dass nicht beabsichtigt
ist, dass dies implizieren soll, dass das Signal bei einem vorgegebenen
Echo von dem HF-Puls ab hängt,
der auf das Echo folgt; vielmehr liefert der Ausdruck einen Näherungswert
der örtlichen
Ableitung für
eine glatt verlaufende Funktion.
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Um
das unverarbeitete Signal hinsichtlich der Modulation eines refokussierenden
Anregungswinkels zu korrigieren, wird der effektive Anregungswinkel
bei Echo i basierend auf Gl. 5 geschätzt, die erwartete Abhängigkeit
des Signals des pseudostationären
Zustands von diesem Anregungswinkel wird basierend auf Gl. 3 berechnet
und diese wird anschließend
invertiert, um eine Funktion für
eine k-Raum-Korrektur zu erzeugen.
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Die
Erfindung wurde verwirklicht und es wurden Versuche auf einem Ganzkörper-Bildwandler
des Typs 3T GE Signa VH/i durchgeführt, der von GE Medical Systems
(Waukesha, WI) zu beziehen ist. Eine Single-Shot-Fast-Spin-Echo-(SSFSE)-Pulssequenz
wurde modifiziert, um diese Technik zu verwenden. Das Bildrekonstruktionsprogramm
wurde ebenfalls modifiziert, um einen k-Raum-Korrekturfilter zu
ermöglichen, der
basierend auf einer zu verwendenden vorherbestimmten Vorschreibung
durch das Pulssequenzprogramm erzeugt wurde.
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Die
Versuche verifizierten, dass die Simulationen das Verhalten des
Spinsystems genau vorhersagen. Für
diesen Versuch wurde eine Flasche Wasser in einer Käfig-Sende/Empfangs-"Kopf"-Spule
angeordnet. Die Phasenkodierungsgradienten (und die Rekonstruktion
in der Phasenkodierungsrichtung) wurden außer Kraft gesetzt, um ein Messen
des Signals bei jedem Echo in einem Single-Shot-Versuch zu ermöglichen.
Der k-Raum-Korrekturfilter, der durch das Pulssequenzprogramm berechnet
wurde, um die Wirkung der Modulation der Anregungswinkel rückgängig zu
machen, wurde auf die Daten angewandt.
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In
weiteren Versuchen wurde eine Bildgebung an einer Versuchsperson
vorgenommen. In nachfolgenden Scandurchgängen wurde derselbe Satz von
20 Koronalschichten durch den Abdomen unter Verwendung einer 256
X 192 Matrix, einem Sichtfeld von 36 cm, einer Schichtdicke von
5 mm, einer TE von 90 ms und einer durch Belastungsgrenzen des Patienten
hinsichtlich einer HF-Leistung bestimmten TR erfasst. Die Körperspule
wurde für
die HF-Übertragung
verwendet und ein Vier-Spulen-Rumpfarray wurde für den Signalempfang verwendet.
Grundlinienscandurchgänge
ohne Implementation der Erfindung wurden verglichen mit Scandurchgängen, die
die vorliegende Erfindung verwendeten.
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Für einen
Phantomversuch dieser Technik stimmten die Signalentwicklungsmesswerte
mit dem numerischen Modell überein.
Dies zeigt, dass, auch wenn ziemlich selektive Refokussierungspulse
verwendet werden, eine durch Variieren des Anregungswinkels herbeigeführte Modulation
des Signals effektiv entfernt werden kann, vorausgesetzt das Anregungswinkelzeitschema
erhält
den pseudo-stationären
Zustand aufrecht.
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Für Versuche
mit Personen wurde die Überstreichungsbereichsrate
mittels der Technik erheblich verbessert. Die pro Schicht eingebrachte
HF-Energie wurde auf 36% des Grundlinienwerts und bis zu 28% minimiert.
Diese Verminderung erlaubt es, die Schichtwiederholungsrate entsprechend
zu erhöhen,
während gleichzeitig
eine sichere mittlere Leistung von 2 W/kg beibehalten werden konnte.
Im Grundlinienfall wurden zwanzig Schichten in 62 Sekunden akquiriert.
Mit der vorliegende Erfindung wurden die zwanzig Schichten in nur
15 Sekunden erlangt, was sich ohne weiteres während eines einzigen Atemanhaltens
erreichen lässt.
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Eine
Technik ist dargelegt, die entworfen ist, um HF-induzierte Leistung bei einer Hochfeld-MR-Bildgebung
zu reduzieren, wobei die Technik ein Anwenden einer Anfangskontrastbewahrungsphase 110 von HF-Pulsen 112 beinhaltet.
Diese anfänglichen
HF-Pulse 112 sind konstruiert, um über die Anfangskontrastbewahrungsphase 110 hinweg
einen konstanten, verhältnismäßig großen Anregungswinkel
aufzuweisen. Nach einer effektiven TE 114 wird eine Flankenabfallphase 120 angewendet,
die eine beschränkte
Anzahl von HF-Pulsen 122 enthält, die einen Anregungswinkel
aufweisen, der kleiner ist als der Anregungswinkel der HF-Pulse 112 in
der Anfangskontrastbewahrungsphase 110. Darüber hinaus
weisen die HF-Pulse 122 in der Flankenabfallphase 120 einen
Anregungswinkel auf, der über
die Flankenabfallphase 120 hinweg reduziert wird. Diese
Technik schafft eine verbesserte Auflösung und Konstanz von Kontrast
und Signal-Rausch-Verhältnis,
während
sie eine induzierte HF-Leistung erheblich reduziert.
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Die
vorliegende Erfindung wurde anhand des bevorzugten Ausführungsbeispiels
beschrieben, und es ist klar, dass äquivalente, alternative und
modifizierte Formen neben den ausdrücklich genannten möglich sind und
im Schutzumfang der beigefügten
Ansprüche
liegen.
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- 10
- Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebungssystem
- 12
- Bedienungskonsole
- 13
- Tastatur
oder anderes Eingabegerät
- 14
- Bedienfeld
- 16
- Anzeigeschirm
- 18
- Verbindungselement
- 20
- Rechnersystem
- 20a
- Rückwand
- 22
- Bildprozessormodul
- 24
- CPU-Modul
- 26
- Speichermodul
- 28
- Plattenspeichermedium
- 30
- Bandlaufwerk
- 32
- Systemsteuerung
- 34
- Hochgeschwindigkeitsverbindungsglied
- 36
- CPU-Modul
- 38
- Pulsgeneratormodul
- 40
- serielles
Verbindungselement
- 42
- Satz
von Gradientenverstärkern
- 44
- physiologischer
Akquisitionscontroller
- 46
- Scanraum-Interfaceschaltkreis
- 48
- Patientenpositionierungssystem
- 50
- Gradientenspulenanordnung
- 52
- Magnetanordnung
- 54
- polarisierender
Magnet
- 56
- Ganzkörper-HF-Spule
- 58
- Transceivermodul
- 60
- HF-Verstärker
- 62
- Sende/Empfangsschalter
- 64
- Vorverstärker
- 66
- Speichermodul
- 68
- Feldprozessor
- 100
- Pulssequenz
- 110
- Anfangskontrastbewahrungsphase
- 112
- HF-Pulse
- 112a
- erster
Puls
- 114
- effektive
Echozeit
- 120
- Flankenabfallphase
- 122
- HF-Pulse
- 130
- Relaxationsverlängerungsphase
- 132
- refokussierende
HF-Pulse
wobei p(α) ein Polynom mit geeignet gewählten Koeffizienten ist, um mit der exakten Lösung übereinstimmen. Für das Polynom dritter Ordnung ist
