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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb einer Magnetresonanzanlage
und betrifft insbesondere ein Verfahren zur Erzeugung von MR-Bildern
mit Hilfe von Gradientenechos.
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Für bestimmte
diagnostische Fragestellungen ist in der Kernspintomographie eine
T2*-Wichtung gewünscht.
Hierbei steht T2* für
die Zeitkonstante für
den Verlust der Phasenkohärenz
der Spins aufgrund einer Verknüpfung
von Magnetfeldinhomogenitäten
und von Spin-Spin-Querrelaxation. Typischerweise werden hierfür Gradientenechosequenzen
verwendet, wobei für
eine T2*-Wichtung lange Echozeiten TE erforderlich sind. Dies bedeutet
wiederum, dass lange Repetitionszeiten TR und zur Vermeidung von
Sättigungseffekten
kleine Anregungswinkel α verwendet
werden müssen.
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Weiterhin
ist die so genannte MEDIC Sequenz bekannt, wie sie beispielsweise
in
DE 198 08 662 A1 beschrieben
ist. Bei einer derartigen MEDIC Sequenz werden mehrere bipolare
Auslesegradienten hintereinander geschaltet, wobei jeder bipolare
Auslesegradient ein Gradientenecho erzeugt. Dies führt bei
mehreren bipolaren Gradienten zu Gradientenechos zu unterschiedlichen
Echozeitpunkten TE.
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Weiterhin
ist die in der NMR Spektroskopie verwendete chemische Verschiebung
bekannt, deren Eigenschaft es ist, dass die Resonanzfrequenz des
untersuchten Gewebes von der Art der chemischen Bindung abhängt, in
der sich der Kern befindet, wobei sich die Resonanzfrequenz proportional
zur Feldstärke
verschiebt. Im menschlichen Körper
tragen nur Wasserstoffkerne des freien Wassers und in Fettverbindungen zum
Signal und damit zum MR-Bild bei. Die relative Resonanzfrequenzdifferenz δ beträgt etwa
3 ppm (parts per million), das heißt 130 Hz bei einer Feldstärke von
1,0 T.
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Bei
der Untersuchung von Gewebe mit Fett- und Wasseranteilen haben der
Gewebeanteil des Wassers und der Gewebeanteil des Fetts eine unterschiedliche
Resonanzfrequenz. Diese unterschiedliche Resonanzfrequenz bedeutet,
dass bei Auslenkung der Spins durch einen Hochfrequenzanregungspuls
diese mit unterschiedlichen Frequenzen präzidieren. Dies führt dazu,
dass sich die Phasenlage der Wassersignalanteile gegenüber den
Signalanteilen des Fetts mit der Zeit verändert. In Abhängigkeit
von der Zeit herrscht Phasenkohärenz
der Signalanteile des Wassers und des Fetts, was bedeutet, dass
die Signalanteile beider Gewebeanteile in die gleiche Richtung zeigen
(so genannte inphase Bedingungen). Weiterhin kann es zu einem anderen
Zeitpunkt vorkommen, dass die Phasenlage der beiden Gewebearten
um 180° zueinander
versetzt ist, so dass die Magnetisierung des Wassergewebes entgegengesetzt
zur Magnetisierung des Fettgewebes liegt (so genannte opposed-phase
Bedingungen).
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Ist
die Phasenlage beider Gewebearten gleich, so ist die resultierende
Gesamtmagnetisierung und damit das Gesamtsignal größer, während das
Gesamtsignal bei entgegengesetzter Ausrichtung der beiden Magnetisierungen
verringert ist. Dies führt
zu unterschiedlichen Kontrasten im Magnetresonanzbild in Abhängigkeit
von der Echozeit.
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Wie
oben erwähnt
werden bei der MEDIC Sequenz mehrere Gradientenechos zu unterschiedlichen Echozeiten
TE erzeugt. Nach Fourier-Transformation und Betragsbildung wird
die normierte Quadratsumme der Echodaten als Bild ausgegeben. Die
Phasenlage der beiden Gewebearten Fett und Wasser zueinander ändert sich
mit der Zeit kontinuierlich, so dass sich bei Multigradienten-Echosequenzen
zu unterschiedlichen Zeiten T sich verschiedene Bildkontraste einstellen.
Bisher werden die Echos bei der MEDIC Sequenz nacheinander gemessen,
ohne dass die sich einstellende Phasenlage der Fett- und Wasserprotonen berücksichtigt wird.
Das zusammengesetzte MEDIC Bild hat im Allgemeinen einen Mischkontrast.
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Für einige
Fragestellungen ist es jedoch wünschenswert,
beispielsweise einen reinen T2* Kontrast zu haben. Weiterhin wäre es wünschenswert,
dass die Bedienperson beeinflussen kann, welcher Kontrast das aufgenommene
MEDIC Bild hat.
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Diese
Aufgabe wird erfindungsgemäß durch
die Merkmale der unabhängigen
Ansprüche
gelöst.
In den abhängigen
Ansprüchen
sind bevorzugte Ausführungsformen
der Erfindung beschrieben.
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Gemäß einem
ersten Aspekt der Erfindung betrifft diese ein Verfahren zum Betrieb
einer Magnetresonanzanlage, welches folgende Schritte aufweist.
Es wird ein Hochfrequenzanregungspuls in ein Gewebe eingestrahlt,
das zumindest zwei unterschiedliche Gewebearten aufweist, wobei
die erste Gewebeart eine erste Resonanzfrequenz und die zweite Gewebeart
eine zweite Resonanzfrequenz aufweist. Weiterhin wird ein Auslesegradient
mit mindestens zwei Mal wechselnder Polarität zwischen zwei Hochfrequenzanregungspulsen eingeschaltet,
wobei durch jede bipolare Gradientenschaltung ein Gradientenecho
des Gewebes erzeugt wird, wobei die Echozeit der Zeitdauer von einem
Hochfrequenzanregungspuls bis zu einem Gradientenecho entspricht.
Schließlich
werden die Signale der zumindest zwei Gradientenechos bei eingeschalteten
Auslesegradienten zwischen zwei Hochfrequenzanregungspulsen ausgelesen.
Erfindungsgemäß kann nun
der Zeitpunkt der Signalauslese ausgewählt werden, wobei die Zeitpunkte
so ausgewählt
werden, dass die Gradientenechos der beiden Gewebearten die gleichen
Phasenlagen haben. Ebenso kann der Zeitpunkt der Signalauslese so gewählt werden,
dass die Phasenlage der Gradientenechos der ersten Gewebeart entgegengesetzt
zur Phasenlage der Gradientenechos der zweiten Gewebeart liegt.
Weiterhin können
die Zeitpunkte der Signalauslese auch so gewählt werden, dass die Phasenlage
der Gradientenechos der beiden Gewebearten zueinander bei der Wahl
der Signalauslese nicht berücksichtigt
wird. Diese letztere Methode entspricht dem bekannten bisherigen
Verfahren bei MEDIC Sequenzen, bei denen bei der Signalaufnahme
nicht zwischen gleicher Phasenlage und entgegengesetzter Phasenlage
der beiden Gewebearten unterschieden wird. Erfindungsgemäß kann die
Magnetresonanzanlage jedoch auch so betrieben werden, dass die Bedienperson
auswählen
kann, welchen Kontrast die Bildgebungssequenz haben soll.
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Es
ist möglich,
nur die Signalanteile zu berücksichtigen,
bei denen die Wasser- und die Fettprotonen in die gleiche Richtung
zeigen, ebenso ist es möglich,
nur die Signalanteile zu berücksichtigen,
bei denen die Wasserprotonen in die entgegengesetzte Richtung zu
den Fettprotonen zeigen, oder die dritte klassische Methode nach
dem Stand der Technik ist ebenso möglich, bei der die Phasenlage
der beiden Gewebeanteile untereinander nicht berücksichtigt wurde. Beschränkt man
sich bei der Aufnahme auf die Signale, bei denen die Fettprotonen
in Phase mit den Wasserprotonen sind, kann aus den berechneten Bildern
auch ein T2* Parameterbild berechnet werden, da in diesem Fall eine
reine T2*-Wichtung vorliegt.
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Weiterhin
werden Phasenkodiergradienten zur Phasenkodierung der Gradientenechos
geschaltet, wie sie üblicherweise
zur Bilderzeugung notwendig sind.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
wird jeweils der Betrag der ausgelesenen Signale gebildet, wobei
die ausgelesenen Signale zusammengesetzt werden durch Bilden der
Quadratwurzel aus der Summe der Quadrate der einzelnen Signale (Gradientenechos),
wobei bei der Summenbildung nur die Signale berücksichtigt werden, bei denen
die Gradientenechos der beiden Gewebearten die gleiche Phasenlage
haben. Dies bedeutet, dass bei der obigen Auswahl nur die erste
Option gewählt
wird, das heißt
alle berechneten Bilder werden auf Grundlage von Signalen erzeugt,
bei denen die Phasenlage der Wasser- und Fettprotonen identisch
ist.
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Ebenso
ist es möglich,
dass jeweils der Betrag der ausgelesenen Signale gebildet wird und
die ausgelesenen Signale zusammengesetzt werden durch Bilden der
Quadratwurzel aus der Summe der Quadrate der Signale, wobei bei
der Summenbildung nur die Signale berücksichtigt werden, bei denen
die Phasenlage der Gradientenechos der beiden Gewebearten entgegengesetzt
ist. Dies bedeutet, dass nur die zweite Option gewählt wird,
so dass nur so genannte opposedphase Bilder erzeugt werden.
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Weiterhin
kann das Verfahren gemäß einer
weiteren Ausführungsform
derart ausgebildet sein, dass anstelle der Erzeugung von nur opposed-phase
Bildern bzw. von nur inphase Bildern beide Echos ausgelesen werden.
So ist es beispielsweise möglich
sowohl die Gradientenechos auszulesen, bei denen beide Gewebearten
die gleiche Phasenlage haben, als auch die Gradientenechos, bei
denen beide Gewebearten entgegengesetzte Phasenlage haben.
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Dies
ist auf effiziente Weise durch simultane Messung in einer Bildgebungssequenz
möglich,
wobei die Gradientenechos, bei der die beiden Gewebearten die gleiche
Phasenlage haben, bei einer Polarität des Auslesegradienten ausgelesen
werden, während
die Gradientenechos, bei der die beiden Gewebearten die entgegengesetzte
Phasenlage haben, bei der anderen entgegengesetzten Polarität des Auslesegradienten ausgelesen
werden. Damit erhält
die Bedienperson bzw. der diagnostizierende Arzt in einer kurzen
Aufnahmezeit sowohl inphase Bilder als auch opposed-phase Bilder,
wobei dann aus den unterschiedlichen Kontrasten medizinische Fragestellungen
untersucht werden können.
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Gemäß einer
weiteren bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird der Auslesegradient so geschaltet, dass eine
eventuelle Flussbewegung der untersuchten Spins mit konstanter Geschwindigkeit
das Auslesesignal nicht beeinflusst. Diese als Flusskompensation
bekannte Schaltung der Gradienten verhindert, dass die Phasenentwicklung
der bewegten Spins zum Auslesezeitpunkt sich anders entwickelt als
die Phasenentwicklung von nicht bewegten Spins.
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Die
Erfindung betrifft weiterhin eine Magnetresonanzanlage zur Untersuchung
eines Gewebes mittels magnetischer Kernresonanz, welche eine Hochfrequenzanregungspulssende-
und -empfangseinheit aufweist, eine Gradientenerzeugungseinheit
zur Schaltung der verschiedenen Gradientenfelder, insbesondere zur Schaltung
des Auslesegradienten wie oben beschrieben, um die verschiedenen
Gradientenechos zu erzeugen. Weiterhin ist eine Auswahleinheit vorgesehen,
mit der ausgewählt
werden kann, ob MR Bilder erzeugt werden, bei denen die Phasenlage
der beiden verschiedenen Gewebearten identisch ist, oder ob MR Bilder erzeugt
werden, bei denen die Phasenlage des ersten Gewebes entgegengesetzt
zu der Phasenlage des Gradientenechos des zweiten Gewebes ist, oder
ob MR Bilder erzeugt werden, wobei die Phasenlage der beiden Gewebearten
zueinander nicht berücksichtigt
wird.
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Die
Erfindung wird nachfolgend unter Bezug auf die schematischen Zeichnungen
näher erläutert. Hierbei
zeigen:
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1 schematisch
die Schaltungdegradenten bei einer MEDIC Sequenz, und
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2a–2d die
Phasenentwicklung zweier verschiedener Gewebearten sowie die Schaltung
des Auslesegradienten.
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In 1 ist
ein Ausführungsbeispiel
einer Pulssequenz gezeigt, mit der mehrere Gradientenechos aufgenommen
werden können.
Hierbei wird wie bei einer herkömmlichen
Gradientenechosequenz bei jeder Sequenzrepetition ein Anregungshochfrequenzpuls
RF eingestrahlt, während
ein Schichtselektionsgradient GS eingeschaltet ist. Hiermit wird
eine bestimmte Schicht eines untersuchten Gewebes ausgewählt, wobei
in diesem untersuchten Gewebe beispielsweise Fettprotonen und Wasserprotonen
vorhanden sind. Wie bei der herkömmlichen
Gradientenechosequenz folgen auf den positiven Schichtselektionsgradienten
GS negative Schaltungen des Schichtselektionsgradienten GS und der
Auslesegradienten GR sowie des Phasenkodiergradienten GP. In 1 ist
weiterhin der Signalverlauf der Gradientenechos dargestellt, der
sich durch die Schaltungen des Auslesegradienten GR ergeben. Im
dargestellten Beispiel werden durch das wiederholte Schalten eines
positiven Auslesegradienten und eines negativen Auslesegradienten
insgesamt sechs Gradientenechos erzeugt. Nach dem letzten Gradientenecho
wird der Phasenkodiergradient GP wieder zurückgesetzt und die Phasenkohärenz durch
eine weitere Schaltung des Auslesegradienten zerstört.
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Die
Wiederholung des dargestellten Sequenzablaufs erfolgt mit einer
Repetitionszeit TR, die so ausgewählt wird, dass sich ein Gleichgewichtszustand
der Magnetisierung einstellt. Um eine Sättigung der Magnetisierung
zu vermeiden, weisen die Hochfrequenzanregungspulse RF Kippwinkel α von deutlich
kleiner als 90° auf.
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Die
in
1 gezeigte Bildgebungssequenz ist im Detail genauer
in
DE 198 08 662 A1 beschrieben, so
dass auf eine genauere Beschreibung der Pulssequenz verzichtet wird.
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Wenn
das durch den Hochfrequenzpuls RF angeregte Gewebe nun Fett- und
Wasserprotonen aufweist, so haben diese durch ihre unterschiedliche
chemische Umgebung eine unterschiedliche Resonanzfrequenz. Durch
die unterschiedliche Präzisionsfrequenz
variiert auch die Phasenlage der beiden Gewebearten zueinander.
Dies ist beispielsweise in
2a dargestellt.
In
2 ist die resultierende Vektorsumme
S vom Fettanteil λ und
dem Wasseranteil (1-λ)
im untersuchten Gewebe in Abhängigkeit
von der Echozeit TE aufgetragen. Die resultierende Vektorsumme
5 ist
eine Funktion der Repetitionszeit TR, der Echozeit TI, des Kippwinkels α, der Relaxationszeit
T1 und T2, des Grundfeldes B0, des Fettanteils λ und der chemischen Verschiebung σ. Das Signal
entwickelt sich nach der folgenden Formel:
wobei W das Gradientenechosignal
des Wassers und F das Gradientenechosignal des Fetts beschreibt
und Φ der
Präzisionswinkel
der nichtresonanten Komponente ist.
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In 2a sind
jeweils mit 21 die Echozeitpunkte dargestellt, bei denen
die Gewebekomponenten des Wassers die gleiche Phasenlage haben wie
die Gewebekomponenten des Fetts, so dass sich beide Signalanteile
addieren. In 2a ist beispielhaft der Signalverlauf
dargestellt, wobei für
die Berechnung der verschiedenen Echozeiten ein Grundmagnetfeld
B0 von 1,5 T angenommen wurde. Wie oben erwähnt, beträgt die chemische Verschiebung
zwischen den Fett- und Wasserprotonen 3,3 ppm, der Kippwinkel α betrug 30°, die Repetitionszeit
TR 700 ms. Der gewünschte
zeitliche Abstand zwischen zwei Echos ΔTE ist abhängig von der chemischen Verschiebung σ, des Grundmagnetfeldes
B0 und der effektiven Echozeit TEeff, wobei
sich die effektive Echozeit berechnet nach: TEeff =
der Zeitpunkt des letzten aufgenommenen Echos geteilt durch 2. Weiterhin
ist der Echo-Echo-Abstand von dem Gesichtsfeld oder Field of View
FoV und der gewählten
Matrixgröße abhängig, als
auch von der Bandbreite pro Bildpunkt, welche wiederum von der Länge des
Ausleseintervalls abhängt,
bei welchem das Signal ausgelesen wird.
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In 2b ist
beispielsweise die Schaltung des Auslesegradienten GR dargestellt,
wenn alle Echos aufgenommen werden sollen, bei denen die so genannten
inphase Bedingung vorliegt, das heißt die Phasenlage der Fett-
und Wasserprotonen gleich ist. Bei der in 2b dargestellten
Ausführungsform
ist gleichzeitig der Auslesegradient so geschaltet, dass eine Flusskompensation
der bewegten Spins vorgenommen wird. Aus diesem Grund kann das erste
Echo nicht aufgenommen werden, da zu diesem Zeitpunkt der negative
Auslesegradient zur Flusskompensation geschaltet wird. Die Signalauslese
erfolgt während
der positiven Auslesegradienten und sind in 2b mit
ADC dargestellt. In 2b sind weiterhin beispielhaft
die Gradientenechos 22 dargestellt, die während der
Signalauslese ADC aufgenommen werden. Bei dem in 2a gewählten Beispiel
bei einer Grundmagnetfeldstärke
von 1,5 T ergibt sich ein erstes nutzbares Echo bei 9,49 s, das
zweite bei 18,98 s und das dritte bei 28,47 s. Die effektive Echozeit
TEeff für
die inphase Bedingung beträgt
damit 14,23 ms.
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Wie
aus den 2a und 2b zu
erkennen ist, ist die Realisierung davon abhängig, welche Gradientenamplitude
G zur Verfügung
steht, und mit welcher Geschwindigkeit diese Gradientenamplitude
aus- und angeschaltet werden kann. Die Formel zur Berechnung der
Echozeit lautet wie folgt für
die Inphase-Bedingungen: TEin(j)
= j2/(γσB0)wobei γ das gyromagnetische
Verhältnis
beschreibt und σ die
chemische Verschiebung. Hierdurch ergeben sich, wie in 2a dargestellt
Echos mit der inphase Bedingung bei 4,74 ms, 9,49 ms, 14,23 ms,
18,98 ms, 23,72 ms und 28,47 ms. Aufgrund der Gradientenschaltung
in Ausleserichtung können
jedoch nur die Echos zu den Zeitpunkten bei 9,49, 18,98 und 28,47
ms zur Bildberechnung verwendet werden.
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Wie
aus den 2a und 2b zu
erkennen ist, kann man in Abhängigkeit
von verschiedenen Parametern der Magnetresonanzanlage berechnen,
wann eine inphase Bedingung der Fett- und Wasserprotonen vorliegt.
Wenn nun der Auslesegradient GR der in 1 gezeigten
Bildgebungssequenz so gewählt
wird, wie es in 2b dargestellt ist, werden nur
Gradientenechos aufgenommen, bei denen die Fett- und Wasserprotonen
die gleiche Phasenlage haben.
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In 2a sind
weiterhin die Echozeitpunkte 23 dargestellt, bei denen
die Phasenlage der Fettprotonen entgegengesetzt zur Phasenlage der
Wasserprotonen ausgerichtet ist, so dass sich insgesamt eine Signalminderung
ergibt. Die Echozeiten TE für
diese opposed-phase Bedingung berechnet sich wie folgt: TEop(j) = (2j – 1)·skip/(2γσB0).
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Für 1,5 T
ergeben sich damit Echozeiten von 7,12; 11,86; 16,60; 21,35; 26,09
und 30,84 ms Echos mit entgegengesetzter Phasenlage. Wenn nun die
Gradientenschaltung so wie in 2c erfolgt,
verwendet wird, können
die opposed-phase Echos zu den Zeitpunkten 7,12 ms, 16,61 ms und
26,09 ms verwendet werden. Diese Gradientenechos sind in 2c mit
Bezugszeichen 24 beispielhaft dargestellt. Der Auslesegradient
GR ist in 2c so geschaltet, dass die Signalauslese
ADC zu den Zeitpunkten dieser Gradientenechos 24 erfolgt.
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Wird
nun der Auslesegradient wie in 2c dargestellt
geschaltet, kann die Magnetresonanzanlage MR Bilder aufgrund von
Signalen erzeugen, welche nur auf opposed-phase Signalanteilen beruhen.
Die Bedienperson kann beispielsweise auswählen, dass sie beispielsweise
nur an inphase oder an opposed-phase Bildern interessiert ist, wobei
dann der Auslesegradient und die Signalauslese so gewählt werden,
wie es in den 2b bzw. 2c dargestellt
ist.
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In 2d ist
nun die Schaltung einer Bildgebungssequenz dargestellt, bei der
gleichzeitig inphase Bilder und opposedphase Bilder aufgenommen
werden. In 2d zeigen die Bezugszeichen 25 die
Echos für die
opposed-phase Bilder, die beispielsweise während der positiven Gradientenschaltungen
ausgelesen werden können.
Gleichzeitig können
die Gradientenechos 26 während der negativen Schaltung
des Auslesegradienten GR aufgenommen werden. Aus den inphase Signalanteilen
kann dann ein MR Bild erzeugt werden, bei dem die Fett- und Wasserprotonen
in die gleiche Richtung zeigen, während weiterhin Bilder aufgrund
der opposed-phase Signalanteile erzeugt werden können, deren Fett- und Wasseranteile
in entgegengesetzte Richtungen zeigen. Wie in
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2d gezeigt,
ist dies in einer sehr kurzen Zeit möglich, da sowohl während des
positiven als auch während
des negativen Auslesegradienten Signale ausgelesen werden.
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Zusammenfassend
ermöglicht
die Erfindung die Bereitstellung einer Option, dass MR Bilder erzeugt werden,
die nur mit Signalanteilen berechnet werden, bei denen Gewebe mit
unterschiedlichen Resonanzfrequenzen die gleiche Phasenlage haben.
Ebenso ist es möglich,
MR Bilder aufgrund der Signale zu erzeugen, bei denen zwei unterschiedliche
Gewebearten eine entgegengesetzte Phasenlage haben. Weiterhin ist
selbstverständlich
der übliche
Fall möglich,
dass die Phasenlage der beiden Gewebearten nicht berücksichtigt
wird.
