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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie
(Synonym: Magnetresonanztomographie – MRT) wie sie in der Medizin
zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich
die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Kernspintomographiegerät sowie ein
Verfahren zum Betreiben eines solchen, bei welchem auf Basis einer
Gradientenechosequenz ein hoher Kontrast bei der Bildgebung verschiedener Herzphasen
erreicht werden kann, d. h. ein Kontrast zur Darstellung des Durchblutungszustandes
der Herzwand.
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Die
MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz
und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin
und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode
wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt.
Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche
vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun
diese "geordneten" Kernspins zu einer
bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT
das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen
aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt
durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen
räumlich
kodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht,
wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in allen Richtungen aufgenommen
werden können.
Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik,
zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode durch ein vielseitiges
Kontrastvermögen
aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat
sich die MRT zu einem der Röntgencomputertomographie
(CT) vielfach überlegenen
Verfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von
Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Messzeiten in der
Größenordnung
von wenigen Sekunden bis Minuten (je nach Anwendung) eine exzellente
Bildqualität
ermöglichen.
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Die
ständige
technische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten und
die Einführung
schneller Bildgebungssequenzen eröffnete der MRT immer mehr Einsatzgebiete
in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur Unterstützung der minimal-invasiven
Chirurgie, funktionelle Bildgebung in der Neurologie und Perfussionsmessung
in der Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele.
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Die
Aufnahme der Daten in der MRT geschieht im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum),
wobei die sogenannte k-Raum-Trajektorie
die Abtastung, d.h. die Reihenfolge der Datenaufnahme im k-Raum
bestimmt. Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation
mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des
Objektes, welche den k-Raum aufspannt, kann auf verschiedene Weise
erfolgen, am gebräuchlichsten
jedoch ist eine kartesische oder eine radiale (projektionsweise)
Abtastung. Die Kodierung erfolgt mittels Gradienten in allen drei
Raumrichtungen. Bei kartesischer Abtastung unterscheidet man dabei
die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest,
z.B. die z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in
der Schicht fest, z.B. die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt
die zweite Dimension innerhalb der Schicht, z.B. die y-Achse). Je
nach Kombination bzw. Verschaltung der drei Gradienten in einer
sogenannten Bildgebungssequenz kann die Abtastung des k-Raumes kartesisch
(also zeilenweise) oder aber radial bzw. spiralförmig erfolgen.
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Um
eine Schicht des zu untersuchenden Objektes kartesisch zu vermessen,
wird eine Bildgebungssequenz N-mal für verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten
z. B. Gy wiederholt, wobei die Frequenz
des Kernresonanzsignals bei jedem Sequenzdurchgang durch einen Δt-getakteten
ADC (Analog Digital Wandler) N-mal in äkquidistanten Zeitschritten Δt in Anwe senheit
des Auslesegradienten Gx abgetastet, digitalisiert
und abgespeichert wird. Auf diese Weise erhält man eine Zeile für Zeile erstellte
Zahlenmatrix (Matrix im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N×N Datenpunkten (eine symmetrische
Matrix mit N×N
Punkten ist nur ein Beispiel, es können auch asymmetrische Matrizen
erzeugt werden). Aus diesem Datensatz kann durch eine Fouriertransformation
unmittelbar ein MR-Bild der betrachteten Schicht mit einer Auflösung von
N×N Pixeln
rekonstruiert werden.
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7 zeigt
schematisch das Anregungs- und Gradientenschema der FLASH (fast
low angle shot)-Sequenz. Diese beruht auf dem Prinzip der Gradientenechotechnik.
Als Gradientenechosequenzen (GE-Sequenzen) werden Schnellbildsequenzen bezeichnet,
die auf dem Prinzip der Kleinwinkelanregung beruhen und bei denen
das Echosignal ausschließlich
durch Gradientenumkehrung generiert wird. Bei der Kleinwinkelanregung
werden Flipwinkel von α < 90° verwendet,
wobei nur ein kleiner Bruchteil der Longitudinalmagnetisierung in
die Transversalebene gedreht wird. Dadurch muss weniger lange auf
Relaxation der Magnetisierung gewartet werden, was zu erheblichen
Zeiteinsparungen führt.
Des weiteren wird durch die Umpolung des Schichtauswahl- und des
Frequenzkodiergradienten die durch die beiden Gradienten hervorgerufene
Dephasierung der Quermagnetisierung kompensiert, so dass ein Gradientenecho
entsteht. In 7 ist in der ersten Zeile der
HF-Impuls mit einer Kleinwinkelanregung unter einem Winkel α dargestellt
sowie nachfolgend auf der Zeitachse das HF-(Hochfrequenz-)Signal
mit dem Gradientenecho. In der zweiten Zeile ist entlang der Zeit
der Schichtauswahlgradient Gz aufgetragen.
Wie bereits erläutert,
wird hierbei während
des HF-Impulses entlang der Z-Achse der Schichtauswahlgradient dem
homogenen Magnetfeld überlagert
und anschließend
zum Zwecke der Dephasierung umgepolt. In der vierten Zeile wird
entlang der Zeitachse der Frequenzkodiergradient Gx dargestellt.
Für die Frequenzkodierung
wird hierbei nach Umpolen des Gradienten während der Aufnahme des HF-Signals dem homogenen
Magnetfeld ein Gradientenfeld in X-Richtung überlagert. In Zeile drei ist
entlang der Zeitachse der Phasenkodiergradient Gy dargestellt. Zur
Phasenkodierung entlang der Y-Achse wird hierbei vor Aufnahme des
HF-Signals ein konstanter Gradient für eine definierte Zeit zugeschaltet
und die Sequenz wird Ny-mal wiederholt.
Durch nach Aufnahme des HF-Signals geschaltete Spoilergradienten wird
nach der Datenakquisition die Quermagnetisierung wieder zerstört. Die
Repetitionszeit TR ist die Zeit für einen Sequenzdurchgang zwischen
zwei HF-Pulsen.
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8 zeigt
das Grundprinzip der True-FISP-Sequenz (fast imaging with steady
state precession), welche der FLASH-Sequenz sehr ähnlich ist.
Im Gegensatz zur FLASH-Sequenz wird bei der True-FISP-Sequenz die
verbleibende Transversalmagnetisierung nach der Datenauslese nicht durch
Spoilergradienten vernichtet, sondern vollständig rephasiert durch zuschalten
von Gradienten in umgekehrter Richtung entlang aller drei Koordinatenachsen.
Durch die Rephasierung gibt es einen weiteren Signalbeitrag, der
bei den nachfolgenden HF-Anregungen zur Verfügung steht.
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Die
Aufnahme von schnellen Bildfolgen wird standardgemäß mit Hilfe
der True-FISP-Sequenz aufgenommen, da sich hierbei ein optimales
Signal-Rausch-Verhältnis
(SNR) erreichen lässt.
Der Bildkontrast hängt
hierbei von dem Verhältnis
der longitudinalen Relaxationszeit T1 zur
transversalen Relaxationszeit T2 ab. In
Abhängigkeit
von den aufzunehmenden Gewebebereichen wird die Sequenz mit T1 oder T2 gewichteten
Bildern aufgenommen, beispielsweise werden für die Aufnahme von Bildern
des Herzens oder des Herzmuskels T1-gewichtete
Bildsequenzen verwendet. Insbesondere zur Darstellung von Narben
und zur Darstellung des Durchblutungszustandes von Gewebe werden
T1-gewichtete Bildsequenzen verwendet. Nachteilig
hierbei ist jedoch, dass ein guter T1-Kontrast
eine lange Wartezeit und Messzeit erfordert, da direkt nach dem
Inversionspuls noch keine ausreichende longitudinale Relaxation
stattgefunden hat. Diesem Problem wird dadurch begegnet, dass vor
der Sequenz eine Magnetisierungspräparation des Gewebes durchgeführt wird, wodurch
das Gewebe abhängig
von T1 und/oder T2 präpariert
wird. Der Bildkontrast variiert hierbei mit dem Abstand von der
Präparationsphase,
daher ist nach jeder Präparationsphase
nur innerhalb einer kurzen Zeitspanne eine Datenaufnahme möglich, was
die Menge der aufnehmbaren Daten deutlich reduziert. Um eine Folge
schneller Bilder mit Magnetisierungspräparation aufzunehmen, werden
daher lange Messzeiten benötigt
oder es muss eine schlechte zeitliche oder räumliche Auflösung in
Kauf genommen werden.
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Das
Problem, schnelle Bildfolgen verschiedener Herzphasen und damit
einen Film der Herzbewegung aufzunehmen, wurde bisher dadurch gelöst, dass
jeweils nur ein Segment der für
ein Bild notwendigen Daten, dies jedoch mehrmals aufgenommen werden
und die Segmente von verschiedenen Herzschlägen dann zu Gesamtbildern zusammengesetzt werden,
die jeweils einzeln einer festen Herzphase zugeordnet sind. Nachteilig
ist diese Methode jedoch bei der Anwendung in Fällen, wo die Aufnahmezeit durch
eine Atempause der zu untersuchenden Person limitiert ist, da in
diesem Falle durch die Verkleinerung der aufgenommenen Segmente
die Auflösung
nicht verbessert werden kann.
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Dokument
US 6,144,201 offenbart ein
Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz,
bei welcher zunächst der
Pulsschlag der zu untersuchenden Person ermittelt wird und anschließend die
Aufnahme der Daten entlang einer ersten Schicht in mehreren Sequenzen erfolgt.
Jede Sequenz wird hierbei zeitlich zum ermittelten Pulsschlag verschoben,
in dem die Zeitspanne zwischen einem Pulsschlag und dem Startzeitpunkt einer
Sequenz für
jede Sequenz um einen festen Wert verlängert wird. Für jede Sequenz
wird somit zunächst
ein Pulsschlag registriert, ab dem Pulsschlag wird die entsprechende
Zeitspanne abgewartet und dann mit der Sequenz begonnen.
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Es
ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren
und ein Gerät
zur MRT-Bildgebung bereitzustellen, bei welchem für die Aufnahme
schneller Bildabfolgen und Filme in nerhalb einer Atempause Bilder
mit einer hohen Auflösung
und einem konstanten T1-Kontrast aufgenommen
werden können.
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Diese
Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die kennzeichnenden Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die
abhängigen
Ansprüche bilden
den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Gemäß Anspruch
1 der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung
auf Basis einer Gradientenechosequenz durch Anregung von Kernspins
und Messung von die angeregten Kernspins anzeigenden Hochfrequenz-Signalen,
wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:
- a) Ermitteln der Pulsfrequenz der zu untersuchenden Person,
- b) Präparieren
der Magnetisierung der Seins mittels eines HF-Puls-Blocks,
- c) Durchführen
mehrere Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals, wobei
die Messdaten entlang einer mittels Projektionsgradienten (Gx, Gy)
festgelegten Trajektorie entlang einer mittels eines Schichtauswahlgradienten
(Gz) festgelegten ersten Schicht aufgenommen werden,
- d) mehrmaliges Wiederholen der Schritte b) bis c) für die erste
Schicht, wobei jede Wiederholung der Schritte b) bis c) innerhalb
eines in seiner Dauer festgelegten zeitlichen Intervalls erfolgt
und wobei das Intervall für
jede Wiederholung relativ zur ermittelten Pulsfrequenz zeitlich
verschoben wird und
- e) Wiederholen der Schritte b) bis d) für verschiedene Schichten,
dadurch
gekennzeichnet,
dass das Intervall für die Wiederholung der Schritte
b) und c) jeweils um die Dauer für
die Aufnahme eines Segments verschoben wird, so dass der zeitliche
Abstand zwischen zwei Präparationspulsen
der Dauer für
die Aufnahme von N + 1 Segmenten entspricht und dass die Aufnahme
der Messdaten für
jede Schicht N-mal wiederholt wird.
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Gemäß Anspruch
8 wird weiterhin ein Gerät zur
Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz
durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Kernspins anzeigenden
Hochfrequenz-Signalen, mit einer Vorrichtung zum a) Ermitteln der
Pulsfrequenz der zu untersuchenden Person, einer Vorrichtung zum
b) Präparieren
der Magnetisierung der Seins mittels eines HF-Puls-Blocks, einer
Vorrichtung zum c) Durchführen
mehrere Schritte der Spin-Anregung sowie Messung eines HF-Antwortsignals,
wobei die Messdaten entlang einer mittels Projektionsgradienten
(Gx, Gy) festgelegten Trajektorie entlang einer mittels eines Schichtauswahlgradienten
(Gz) festgelegten ersten Schicht aufgenommen werden, einer Vorrichtung zum
d) mehrmaligen Wiederholen der Schritte b) bis c) für die erste
Schicht, wobei jede Wiederholung der Schritte b) bis c) innerhalb
eines in seiner Dauer festgelegten zeitlichen Intervalls erfolgt
und wobei das Intervall für
jede Wiederholung relativ zur ermittelten Pulsfrequenz zeitlich
verschoben wird und einer Vorrichtung zum Wiederholen der Schritte
b) bis d) für verschiedene
Schichten, dadurch gekennzeichnet,
dass das Intervall für die Wiederholung
der Schritte b) und c) jeweils um die Dauer für die Aufnahme eines Segments
verschoben wird, so dass der zeitliche Abstand zwischen zwei Präparationspulsen
der Dauer für
die Aufnahme von N + 1 Segmenten entspricht, und dass die Aufnahme
der Messdaten für
jede Schicht N-mal wiederholt wird.
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Des
Weiteren entspricht vorteilhafterweise die Dauer für die Aufnahme
von N-Segmenten der Dauer zwischen zwei Pulsschlägen.
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Die
Schichtauswahl kann mittels eines Frequenzkodiergradienten erfolgen.
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Vorteilhafterweise
erfolgt die Projektionskodierung mittels eines Phasenkodiergradienten
und eines Frequenzkodiergradienten.
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Der
Schritt c) kann gemäß der True-FISP-Sequenz
durchgeführt
werden.
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Vorteilhafterweise
werden die im k-Raum aufgenommenen Messdaten mittels Fouriertransformation
in ein reales Bild übersetzt.
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Des
Weiteren wird vorteilhafterweise bei der Fouriertransformation nur
der phasenkorrigierte Realteil des komplexen k-Raums verwendet.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden nun anhand von Ausführungsbeispielen
bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
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1 zeigt
schematisch ein Kernspintomographiegerät,
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2 zeigt
schematisch den Ablauf eines Teils der Sequenz gemäß der vorliegenden
Erfindung,
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3 zeigt
schematisch den Ablauf der Sequenz gemäß der vorliegenden Erfindung,
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4 zeigt
Relaxationskurven für
unterschiedliche T1-Zeiten,
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5 zeigt
die Signalintensität
für verschiedene
Methoden der Bildrekonstruktion,
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6 zeigt
verschiedene Signalintensitäten für unterschiedliche
Relaxationszeiten T1,
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7 zeigt
schematisch den Ablauf der FLASH-Sequenz und
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8 zeigt
schematisch den Ablauf der True-FISP-Sequenz.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Magnet-Resonanz-Bildgebungs-
bzw. Kernspintomographiegerätes.
Der Auf bau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau
eines herkömmlichen
Tomographiegerätes.
Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld
zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich
eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen
Körpers.
Die für
die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes
ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert,
in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht
werden. Zur Unterstützung
der Homogenitätsanforderungen
und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden
an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem
Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert,
die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
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In
den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt,
das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von
einem Verstärker
mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige
Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste
Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei
einen Gradienten Gx in x-Richtung, die zweite
Teilwicklung einen Gradienten Gy in y-Richtung
und die dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in
z-Richtung. Jeder Verstärker
umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum
zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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Innerhalb
des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4,
die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse
in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung
der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden
Bereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht
aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen
in Form einer ringförmigen
vor zugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen.
Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird
auch das von den präzedierenden
Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer
Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder
mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in
eine Spannung umgesetzt, die über
einen Verstärker 7 einem
Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird.
Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9,
in dem die Hochfrequenzpulse für
die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei
werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen
Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge
komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und
als Imaginäranteil über jeweils
einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und
von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden
die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen
Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen
entspricht.
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Die
Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine
Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt
die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen
MV ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab.
Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator)
des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz
demoduliert und im Analog-Digital-Wandler
(ADC) digitalisiert. Dieses Signal muss zur Frequenz 0 demoduliert
werden. Die Demodulation zu Frequenz 0 und Trennung in Real- und
Imaginärteil
findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem
zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus
den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die
Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme
erfolgt über
den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen
kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der
jeweils gewünschten Pulssequenzen
und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert
die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten
der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter
Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die
Zeitbasis für
das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird
von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl
entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes
sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein
Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere
Bildschirme umfasst.
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2 zeigt
schematisch den Ablauf eines Teils der Sequenz gemäß der vorliegenden
Erfindung. Hierbei sind in Abhängigkeit
von der Zeit verschiedene Größen, welche
den Sequenzablauf charakterisieren, dargestellt. In der ersten Zeile
ist der Ablauf dargestellt, gemäß welchem
der Analog-Digital-Wandler
ADC 8, 8' an-
oder abgeschaltet wird, wobei während
der Phasen in welchen der ADC 8, 8' angeschaltet ist, Messdaten aufgenommen
werden können.
In der zweiten Zeile ist die zeitliche Schaltabfolge des Frequenzkodiergradienten
Gx des Gradientenspulensystems 3 dargestellt.
Mittels des Frequenzkodiergradienten wird eine Zeile im k-Raum sukzessive
abgetastet. In der dritten Zeile ist der zeitliche Ablauf des Phasenkodiergradienten
Gy des Gradientenspulensystems 3 dargestellt.
Durch den Phasenkodiergradienten Gy wird
die Zeile bzw. ein aus mehreren Zeilen bestehendes Segment im k-Raum
festgelegt. In der vierten Zeile ist schematisch die k-Raum-Abtastung dargestellt.
Der k-Raum wird gemäß der vorliegenden
Ausführungsform
zeilenweise abgetastet. Dies ist in der Zeile der k-Raum-Abtastung
mittels eines linearen Verlaufs dargestellt, der 0-Punkt-Durchgang 31 entspricht hierbei
dem Durchlaufen des k-Raum-Zentrums. In der letzten Zeile der 2 ist
der mittels der Antenne 4 erzeugte HF-Puls 32 für die Magnetisierungspräparation
dargestellt. Zwischen zwei HF-Pulsen 32 zur Magnetisierungspräparation
folgen mehrere HF-Pulse
zur Spinanregung (nicht dargestellt), wonach dann jeweils eine Zeile
oder ein aus mehreren Zeilen bestehendes Segment des k-Raums ausgelesen wird.
Im vorliegenden Ausführungsbeispiel
erfolgt die k-Raum-Abtastung in vier Segmenten. Der Bildkontrast
ist im Allgemeinen abhängig
von den inneren Fourier-Zeilen im k-Raum, wodurch die Inversionszeit
TI, d.h. die Zeit vom Einstrahlen des HF-Pulses 32 bis
zum Durchlaufen des k-Raum-Zentrums am 0-Punkt-Durchgang 31 so
gewählt
werden muss, dass für
das k-Raum-Zentrum der Kontrast optimal ist. Wie bereits erläutert, muss
hierfür
insbesondere die Messzeit so gewählt
werden, dass je nach gewünschtem
Bildkontrast die Messung in einem bestimmten zeitlichen Abstand
zum HF-Puls 32 erfolgt. Im Fall, dass der HF-Puls 32 jeweils
zeitgleich zu einem Pulsschlag 30 der zu untersuchenden
Person erfolgt oder gegenüber
dem Pulsschlag 30 um einen konstanten Wert versetzt ist,
ist jeweils für
die gleiche Herzphase, nämlich
die Herzphase während
der das Zentrum des k-Raums durchlaufen wird, der Bildkontrast besonders
gut, für
die übrigen
Herzphasen hingegen schlechter. Gemäß der vorliegenden Erfindung
ist daher vorgesehen, nach dem Abtasten des k-Raums jeweils noch
eine Leerlaufphase 33 zwischenzuschalten, bevor der nächste HF-Puls 32 eingestrahlt
wird und die nächste
Abtastung des k-Raums
erfolgt. Die Leerlaufphase 33 entspricht hierbei in ihrer
Dauer der Dauer für
das Durchlaufen eines Segments des k-Raums. Gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel
wird der k-Raum
in vier Segmenten abgetastet, wodurch somit durch die zusätzliche
Leerlaufphase 33 der Abstand zwischen zwei HF-Pulsen 32 der
Dauer für
das Abtasten von fünf
Segmenten entspricht. Da die Dauer für das Abtasten der vier Segmente
des k-Raums genau der Dauer zwischen zwei Pulsschlägen 30 der
zu untersuchenden Person entspricht, wird durch die zusätzliche
Leerlaufphase 33 der HF-Puls 32 und damit die Abtastung
des k-Raums in jedem Sequenzdurchlauf um einen zeitlich konstanten
Wert gegenüber
dem Pulsschlag 30 verschoben. Die Abtastung des k-Raums
wird somit innerhalb des Herzintervalls zeitlich verschoben. Hierdurch
werden auch der Zeitpunkt des Durchlaufens des k-Raum-Zentrums und damit
der Zeitpunkt für
den optimalen Bildkontrast relativ zu den Herzphasen verschoben,
wodurch für jede
Herzphase Bilder mit unterschiedlichem Kontrast aufgenommen werden.
Die Parameter für
den Sequenz durchlauf werden so gewählt, dass ein bestimmtes k-Raum-Segment
immer zum selben Zeitpunkt nach dem HF-Puls 32 abgetastet
wird und somit immer den gleichen Kontrast hat. Durch die Sequenz
gemäß der vorliegenden
Erfindung kann somit eine Kontrastmittelung über einen großen Zeitraum erfolgen.
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Die
vorliegende Erfindung ist nicht auf das beschriebene Ausführungsbeispiel
beschränkt.
Vielmehr kann der k-Raum in einer beliebigen Anzahl von Segmenten
oder auch zeilenweise abgetastet werden.
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Der
HF-Puls 32 kann hierbei ein einzelner Puls sein oder ein
anderer beliebiger aus mehreren Pulsen bestehender HF-Puls-Block zur Präparation. Insbesondere
für T1- oder T2-Präparation
werden komplexere Kombinationen eingesetzt. Nach jedem HF-Puls-Block 32 zur
Magnetisierungspräparation werden
entlang einer mittels eines Schichtauswahlgradienten Gz festgelegten
ersten Schicht Daten entlang einer festgelegten Trajektorie aufgenommen, wobei
die Trajektorie innerhalb der Schicht mittels Projektionsgradienten
Gx und Gy festgelegt
wird. Wie bereits erläutert
werden die einzelnen Segmente des k-Raums und damit die Teildaten
relativ zum ermittelten Puls 30 verschoben. Um eine hohe
Zeitauflösung zu
gewinnen werden die Teildaten aus den nach dem HF-Puls-Block 32 wiederholten
Messungen so kombiniert, dass jedes Bild eine hohe Zeitauflösung besitzt.
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Hierdurch
kann eine schnelle Bildabfolge von örtlich und zeitlich hoch aufgelösten Bildern
des Herzens erstellt werden und darüber hinaus insbesondere ein
zeitlich und örtlich
hoch aufgelöster
Film der Herzbewegung mit gutem T1-Kontrast.
Obwohl die Messzeit durch die maximale Dauer, innerhalb der der
Patient den Atem anhalten kann, begrenzt wird, ist es ohne zusätzlichen
Aufwand oder eine Verlängerung
der Messzeit gemäß der vorliegenden
Erfindung möglich,
einen zeitlich und örtlich
hoch aufgelösten
Film der Herzbewegung zu erhalten.
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In 3 ist
der Ablauf gemäß der erfindungsgemäßen Sequenz
in einer zweiten Ansicht dargestellt. Hierbei ist der zeitliche
Ablauf verschiedener, die Sequenz bestimmender Größen dargestellt.
In der ersten Zeile ist die Schaltfolge des Analog-Digital-Wandlers 8, 8' aufgezeigt.
In der zweiten Zeile ist der Verlauf des Frequenzkodiergradienten Gx dargestellt. Die dritte Zeile zeigt das
Z-Gradientenmoment nullter Ordnung. In der vierten Zeile ist die
Abfolge der Hochfrequenzanregungen gemäß der vorliegenden Erfindung
dargestellt. Die fünfte Zeile
zeigt den Phasenwechsel des NCO (numerically controlled oscillator),
eines numerisch gesteuerten Oszillatoren zur Erzeugung periodischer
Signale mit einer präzise
eingestellten Frequenz. Die NCO-Phase variiert dabei zwischen 0° und 180°. In der
untersten Zeile ist der Schichtauswahlgradient Gz dargestellt.
Nach Durchlaufen der True-Fisp-Sequenz befindet sich die Magnetisierung
annähernd
in einem Gleichgewichtszustand. Um zumindest beim Inversionspuls
von dieser Gleichgewichtsmagnetisierung aus die Sequenz zu beginnen
wird durch einen α/2-Puls 35 der
Zustand der Gleichgewichtsmagnetisierung entlang des statischen
Magnetfeldes als Polarisation gespeichert. Anschließend wird
der Inversionspuls bzw. der HF-Puls-Block,
welcher im einfachsten Fall ein 90°-Puls 37 ist, eingestrahlt.
In Anschluss hieran werden durch einen Z-Gradienten-Spoiler 36 alle
verbliebenen transversalen Magnetisierungskomponenten gelöscht. Hierauf
folgt ein zweiter α/2-Puls 34,
um den True-Fisp-Steady-State, d. h. die Gleichgewichtsmagnetisierung,
ohne große Signalfluktuationen
zu erreichen. Im Anschluss an den zweiten α/2-Puls 34 folgt die
Akquisition der Messdaten mittels der True-Fisp-Sequenz. Statt α/2-Pulsen
können
auch andere Präparationsblöcke wie
z. B. lineare Rampen verwendet werden.
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Die
im k-Raum aufgenommen Messdaten werden mittels Fouriertransformation
in ein reales Bild übersetzt.
Bei der Fouriertransformation wird nur der phasenkorrigierte Realteil
des komplexen k-Raums verwendet. Bei sättigungspräparierten Bildern, in denen
keine invertierten Spins vorkommen, kann die Phasenkorrektur unter
der Annahme, dass keine Phasen spränge existieren, aus den Messdaten in
der Mitte des k-Raums
selber gewonnen werden. Bei Inversionspräparation hingegen wird eine
separate Referenzmessung verwendet, um invertierte Spins detektieren
zu können.
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In 4 sind
entlang der Zeitachse verschiedene Relaxationskurven für unterschiedliche
Verhältnisse
von der longitudinalen Relaxationszeit T1 zur Akquisitionszeit
dargestellt. Die Relaxationskurven sind monoton und daher asymmetrisch.
Standardmäßig wird
zur Rekonstruktion eines Bildes bei der Fouriertransformation die
Magnitude des Signals verwendet. Dies führt insbesondere dann, wenn
die gesamte Relaxationskurve abgetastet wird, auf Grund der Asymmetrie
der Relaxationskurve zu Unschärfen im
erhaltenen Bild. Diese Artefakte lassen sich dadurch vermeiden,
dass zur Rekonstruktion des Bildes nicht die Magnitude sondern lediglich
der Realteil des komplexen k-Raums verwendet wird. Dies ergibt eine Symmetrisierung
der Relaxationskurven wie sie in 4 in den
gepunkteten Graphen dargestellt ist. Wie am Beispiel der 4 gezeigt,
wird hierbei entlang der Phasenkodierzeilen über alle Werte gemittelt, d.h.
im Falle von 128 Phasenkodierzeilen wie in 4 wird ausgehend
vom Wert in der mittleren Phasenkodierzeile 64 jeweils über die
rechts und links davon liegenden Werte gemittelt. Wie aus 4 ersichtlich,
ergeben sich hierbei für
lange Relaxationszeiten T1 ideale, gerade
Linien, wohingegen für
kürzere
Relaxationszeiten die symmetrisierten Kurven eine starke Krümmung an
den Randwerten aufweisen. Dieses Low-Pass-Verhalten an den Rändern des
Bildes erzeugt zwar gewisse Intensitätsschwankungen für lange
T1-Werte, jedoch bleiben diese in einem
tolerablen Rahmen, da sie innerhalb von 5% bleiben. Die Bildbearbeitung
und Datenauswertung erfolgt hierbei größtenteils mittels des Bildrechners 17,
des Anlagenrechners 20 und des Terminals 21.
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Die 5 und 6 zeigen
eine räumliche Darstellung
entlang der Phasenkodierrichtung, wobei entlang der X-Achse die
Bildpixel aufgetragen sind und entlang der Y-Achse die Intensität des Bildsignals.
In 5 ist hierbei der Idealfall einer solchen Kurve
mit line 1 bezeichnet, wo hingegen die Kurven mit line 2 bzw. line
3 bezeichnet einmal den Magnitudenteil eines Bildes und einmal den
Realteil eines Bildes darstellen. Aus der 5 ist ersichtlich,
dass die Schwankungen des Realteilbildes dem des Magnitudenbildes
entsprechen und dass die Schwankungen in tolerierbaren Grenzen bleiben.
Des weiteren zeigt 6, dass die Schwankungen mit
einer steigenden Relaxationszeit abnehmen, da die Intensitäten für verschiedene
Relaxationszeiten aufgetragen sind. Die mit line 1 bezeichnete Kurve
ist wieder das Referenzbild, die mit line 2 bis line 12 bezeichneten
Kurven entsprechen den Intensitäten
für größere Relaxationszeiten.
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Obwohl
die Schwankungen der Intensität
in einem akzeptablen Toleranzbereich liegen, können sie durch nachträgliche Multiplikation
der Daten in Phasenkodierrichtung kompensiert werden, indem ein
Filter die durchschnittlichen Schwankungen in den Daten kompensiert.
In einer Alternative wird die Datenaufnahme nicht über die
ganze Relaxationskurve ausgedehnt. Die Asymmetrie ist besonders stark
unmittelbar nach dem Präparationspuls,
so dass eine sehr kurze Wartezeit nach dem Präparationspuls genügt, um die
Schwankungen der Intensität zu
minimieren.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird als Präparationspuls
ein Saturationspuls verwendet. Hierdurch wird das Kontrast-Rauschen-Verhältnis um
die Hälfte
reduziert, wodurch sich die Aufnahmezeit bei gleichem Signal-Rauschen-Verhältnis vervierfacht.
Des Weiteren muss bei der Verwendung eines Saturationspulses kein Phasenreferenzbild
aufgenommen werden. Nach einem Sequenzdurchgang muss darüber hinaus
nicht auf die Gleichgewichtsmagnetisierung gewartet werden, wodurch
der nächste
Sequenzdurchgang begonnen werden kann unmittelbar nach Beendigung des
vorhergehenden Sequenzdurchganges. Hierdurch kann eine Akquisitionszeit
erzielt werden, die doppelt so schnell ist wie bei Verwendung eines
Inversionspulses.
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Des
Weiteren besteht die Möglichkeit,
statt eines Saturationspulses einen Inversionspuls zu verwenden.
Darüber
hinaus kann für
die Sequenz die FLASH-Sequenz oder jede andere Gradientenechosequenz
verwendet werden.
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Darüber hinaus
ist eine weitere Verkürzung der
Messzeit möglich,
in dem innerhalb eines Pulsschlagintervalls mehrere Inversionspulse
eingestrahlt werden. Hierdurch lassen sich für die Inversionszeit Zeiten
von 200 bis 250 msek erreichen.
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In
einer weiteren Ausführungsform
ist es möglich,
den Präparationspuls
unabhängig
von dem gemessenen Puls der zu untersuchenden Person einzustrahlen
und die Messdaten in einer späteren Bildrekonstruktion
entsprechend der verschiedenen Herzphasen zu sortieren.
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Durch
die vorliegende Erfindung wird es ermöglicht, das gesamte Intervall
zwischen zwei Pulsschlägen
für die
Aufnahme von Messdaten zu nutzen und Messdaten während der gesamten Relaxation aufzunehmen.
Hierdurch wird eine kurze Messzeit erreicht, was insbesondere bei
Untersuchungen die ein Anhalten des Atems erfordern, von großer Bedeutung
ist.