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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufzeichnung und Verarbeitung
einer Folge von zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätzen,
wie es insbesondere bei der Magnet-Resonanz-Technik beispielsweise
im Rahmen der funktionellen Magnet-Resonanz-Bildgebung eingesetzt
wird (im Folgenden auch als "fMRI" bezeichnet). Weiterhin betrifft
die Erfindung ein Magnet-Resonanz-Gerät zur Durchführung
eines derartigen Verfahrens.
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Die
MR-Technik ist dabei eine seit einigen Jahrzehnten bekannte Technik,
mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können.
Stark vereinfacht beschrieben wird hierzu das Untersuchungsobjekt
in einem MR-Gerät in einem vergleichsweise starken statischen,
homogenen Grundmagnetfeld (Feldstärken von 0,2 Tesla bis
sieben Tesla und mehr) positioniert, so dass sich dessen Kernspins
entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zum Auslösen
von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse in das
Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen
gemessen und auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert. Zur Ortskodierung
der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische
Gradientenfelder überlagert. Die aufgezeichneten Messdaten
werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte in einer k-Raum-Matrix
abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist mittels
einer mehrdimensionalen Fourier-Transformation ein zugehöriges
MR-Bild rekonstruierbar. Die zeitliche Abfolge der Anregungspulse
und der Gradientenfelder zur Anregung des zu messenden Bildvolumens,
zur Signalerzeugung und zur Ortskodierung wird dabei als Sequenz
(oder auch Pulssequenz oder Messsequenz) bezeichnet.
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Ein
spezielles Verfahren der Magnet-Resonanz-Bildgebung ist die so genannte
funktionelle Magnet-Resonanz-Bildgebung (im Folgenden auch als "fMRI"
bezeichnet), das insbesondere zur Darstellung von funktionellen
Vorgängen im Gehirn eingesetzt wird. Bei diesem Verfahren
werden wiederholt in rascher zeitliche Abfolge Bilddatensätze
von einem abzubildenden Volumen mit einer schnellen Bildgebungssequenz
aufgezeichnet, beispielsweise mit einer so genannten EPI-Sequenz
(EPI für "Echo Planar Imaging") oder einer Sequenz mit
spiralartiger k-Raum-Abtastung. Das Verfahren macht sich dabei die
unterschiedlichen magnetischen Eigenschaften von oxygeniertem und
desoxygeniertem Blut zu Nutze (so genannter GOLD-Effekt – BOLD
für "blond Oxygen level dependency"). Bei der Aktivierung
von Kortexarealen kommt es zu einer Steigerung des Stoffwechsels,
worauf das aktivierte Areal mit einer überproportionalen
Erhöhung des Blutflusses (Änderung des CBF für
"cerebral blond flow" bzw. Änderung des CBV für
"cerebral blond volume") reagiert. Es verändert sich die
Konzentration von oxygeniertem zu desoxygeniertem Hämoglobin
in dem aktivierten Kortexareal, was zu einer Veränderung
der Relaxationszeiten, beispielsweise der T2*-Konstanten, führt.
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Diese Änderungen
werden bei fMRI-Bildserien üblicherweise für jedes
Voxel mithilfe eines statistischen Modells detektiert. Hier kann
z. B. eine Korrelationsanalyse oder eine Analyse mit einem so genannten
GLM-Modell (GLM für "general linear model") verwendet werden,
die die gemessene Folge von Bilddatensätzen mit dem zeitlichen
Verlauf eines Stimulationsparadigmas in Verbindung bringen.
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Voraussetzung
für ein erfolgreiches Durchführen des Verfahrens
ist eine den Bilddatensätzen zu Grunde liegende Stabilität,
sowohl im zeitlichen Bereich als auch im räumlichen Bereich.
Dies bedeutet, dass Bedingungen sowohl von Bilddatensatz zu Bilddatensatz
möglichst stabil bleiben sollen als auch von Voxel zu Voxel
innerhalb eines Bilddatensatzes.
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Die
räumliche Stabilität kann beispielsweise durch
eine Bewegung des zu untersuchenden Objekts gestört werden
und mit verschiedenen Techniken, beispielsweise mit speziellen,
bewegungsunempfindlichen Aufnahmesequenzen, erreicht werden.
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Die
zeitliche Stabilität kann ebenfalls mit verschiedenen Methoden
erreicht werden.
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In
der Schrift von Hu X et al., "Retrospective estimation and
correction of physiological fluctuation in functional MRI", Magnetic
Resonance in Medicine 35: 290–298 (1996), ist
ein Verfahren offenbart, bei dem der Atem- und der Herzzyklus während
der Aufzeichnung von fMRI-Bilddaten überwacht werden, und
retrospektiv die Bilddaten mit der physiologischen Aktivität
synchronisiert werden, um physiologische Effekte abzuschätzen
und zu entfernen.
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In
der Schrift von Glover G. H. et al., "Image-Based Method
for Retrospective Correction of Physiological Motion Effects in
fMRI: RETROICOR", Magnetic Resonance in Medicine 44: 162–167 (2000),
ist ein Verfahren offenbart, mit dem Effekte von Atmung und Herzschlag
auf Signalmodulationen bei fMRI-Bildserien korrigiert werden können.
In der Zeitdomäne werden Fourier-Serien niedriger Ordnung
an die Bilddaten gefittet, basierend auf der Zeitdifferenz, die
bei jeder Akquisition von Bilddaten relativ zu einer Phase des Herz-
und des Atemzyklus vorlag.
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In
der Schrift von Pfeuffer J. et al., "Correction of Physiologically
Induced Global Off-Resonance Effects in Dynamic Echo-Planar and
Spiral Functional Imaging", Magnetic Resonance in Medicine 47: 344–353
(2002), ist ein Verfahren offenbart, bei dem globale Änderungen
der Systemfrequenz (DORK für "Dynamic Off-Resonance changes
in K-space") überwacht und zur Korrektur verwendet werden.
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In
der Schrift Pfeuffer J. et al., "Functional MR imaging in
the awake monkey: effects of motion an dynamic off-resonance and
processing strategies", Magnetic Resonance Imaging (2007), doi:10.1016/j.mri.2007.03.002,
wird dieses Verfahren erweitert und mit anderen Verfahren zur Korrektur von
bewegungsinduzierten Artefakten verglichen.
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Es
ist die Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Aufzeichnung und
Verarbeitung einer Folge von zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätzen anzugeben,
mit dem auf einfache Weise eine zeitliche Stabilität in
der Folge von zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätzen
gewährleistet werden kann. Weiterhin ist es die Aufgabe
der Erfindung, ein Magnet-Resonanz-Gerät zur Durchführung
eines derartigen Verfahrens bereitzustellen.
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Die
Aufgabe der Erfindung wird gelöst durch ein Verfahren nach
Anspruch 1 sowie durch ein Magnet-Resonanz-Gerät nach Anspruch
17. Vorteilhafte Weiterbildungen finden sich in den Merkmalen der abhängigen
Ansprüche.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren zur Aufzeichnung und
Verarbeitung einer Folge von zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätzen
umfasst folgende Schritte:
- – Aufzeichnen
der Folge der zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätze
mittels Magnet-Resonanz-Technik, wobei zu jedem Bilddatensatz entsprechende
k-Raum-Bilddaten aufgezeichnet werden,
- – bei zumindest einem ersten Teil der Bilddatensätze
der Folge jeweils Ermittlung eines Maßes, das einen globalen
Bildintensitätswert des jeweiligen Bilddatensatzes kennzeichnet,
- – Korrektur zumindest eines zweiten Teils der Bilddatensätze
unter Verwendung der ermittelten Maße, und/oder
- – Verwendung der ermittelten Maße bei einer
Auswertung zumindest eines dritten Teils der Bilddatensätze.
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Auf
diese Weise wird eine zeitliche Änderung des globalen Bildintensitätswertes
bei der Folge der zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätze
ausgeglichen bzw. berücksichtigt.
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Der
Erfindung liegt dabei die Idee zu Grunde, dass aufgrund verschiedener
Ursachen die zeitliche Stabilität bei der Folge von zeitlich
aufeinander folgenden Bilddatensätzen nicht immer in einem
erforderlichen Ausmaß gewährleistet ist. Um die
zeitliche Stabilität dennoch gewährleisten zu
können, wird ein Maß ermittelt, das einen globalen
Bildintensitätswert kennzeichnet. Das Maß für
den globalen Bildintensitätswert ermöglicht es,
Schwankungen zumindest teilweise zu detektieren, die dem Erfordernis
der zeitlichen Stabilität der Bilderserie widersprechen.
Derartige Schwankungen können beispielsweise ein so genannter
Baseline-Drift oder ein Sprung in der globalen Bildamplitude sein.
Durch das Maß, das den globalen Bildintensitätswert
kennzeichnet, kann nun eine Korrektur der Folge von Bilddatensätzen
durchgeführt bzw. eine Auswertung verbessert durchgeführt
werden.
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Unter
einem globalen Bildintensitätswert versteht man in diesem
Zusammenhang einen Bildintensitätswert, der kennzeichnend
für das gesamte, also für das globale Bild ist.
Der globale Bildintensitätswert bezieht sich beispielsweise
auf den Intensitätswert des gesamten abgebildeten Volumens,
der gesamten abgebildeten Schicht oder zumindest auf einen wesentlichen,
großen Teil des abgebildeten Volumens bzw. der abgebildeten
Schicht. Im Gegensatz hierzu stehen lokale Veränderungen
der Bildintensitätswerte, die sich nur auf einen kleinen
Bildbereich beziehen, und die auf einer Veränderung der
Eigenschaften des in diesem Bildbereich abgebildeten Gewebes beruhen.
Eine lokale Veränderung der Bildintensitätswerte
findet beispielsweise in aktivierten Regionen in Kortex während
einer fMRI-Untersuchung statt. Eine Änderung des globalen
Bildintensitätswertes erschwert jedoch die Detektion der
lokalen Veränderungen, da die Änderung des globalen
Bildintensitätswertes der lokalen Veränderung überlagert
ist. Mit dem Verfahren ist es jedoch möglich, den Effekt einer Änderung
des globalen Bildintensitätswertes zumindest teilweise
zu kompensieren.
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Das
Verfahren wird vorzugsweise derart ausgeführt, dass die
Ermittlung des Maßes nicht nur bei einem Teil der Bilddatensätze,
sondern bei jedem Bilddatensatz der Folge von Bilddatensätzen
durchgeführt wird. Ebenso wird das Verfahren vorzugsweise
derart ausgeführt, dass die Korrektur nicht nur bei einem
Teil der Bilddatensätze, sondern bei jedem Bilddatensatz
der Folge von Bilddatensätzen ausgeführt wird
und/oder dass die ermittelten Maße bei der Auswertung nicht
nur bei lediglich einen Teil, sondern bei jedem Bilddatensatz der
Folge von Bilddatensätzen verwendet wird.
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Die
Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten erfolgt bevorzugterweise unter
Verwendung einer EPI-Technik oder unter Verwendung einer spiralartigen
Abtastung des k-Raums. Auf diese Weise können die einzelnen
Bilddatensätze schnell hintereinander aufgezeichnet werden.
Ein derartiges Verfahren eignet sich besonders zur fMRI-Bildgebung. K-Raum-Bilddaten
sind dabei Messdaten, mit denen der k-Raum belegt wird, und die
Informationen beinhalten, aus denen in einem späteren Schritt
ein Bild rekonstruiert wird, beispielsweise durch eine mehrdimensionale
Fourier-Transformation der k-Raum-Bilddaten.
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Das
Maß, das bei einzelnen Bilddatensätzen den globalen
Bildintensitätswert kennzeichnet und charakterisiert, kann
auf verschiedene Weise ermittelt werden.
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In
einer Ausführungsform wird bei der Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten
des ersten Teils der Bilddatensätze jeweils zusätzlich
zu den eigentlichen k-Raum-Bilddaten eines Bilddatensatzes ein Navigator-Signal
mit aufgezeichnet. Die Ermittlung des Maßes bei einem Bilddatensatz
erfolgt dann dadurch, dass jeweils das zugehörige Navigator-Signal
ausgewertet wird. Insbesondere wird durch das Navigator-Signal ein
zentraler k-Raum-Bereich abgetastet.
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Das
Navigator-Signal kann dabei zwischen einem Anregungspuls und einer
auf diesen Anregungspuls folgenden Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten
aufgezeichnet werden. Diese Variante hat den Vorteil, dass keine
zusätzliche Anregung von Kernspins zur Aufzeichnung des
Navigator-Signals stattfinden muss. Alternativ und/oder zusätzlich
kann für die Aufzeichnung des Navigator-Signals eine zusätzliche
Anregung von Kernspins stattfinden. Dies bedeutet, dass für
das Navigator-Signal und für die k-Raum-Bilddaten eines
Bilddatensatzes jeweils eigene Anregungspulse eingestrahlt werden.
Das Navigator-Signal kann dabei sowohl ein Echo-Signal sein als
auch ein FID-Signal (FID für "free induction decay").
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Die
Verwendung eines Navigator-Signals hat den Vorteil, dass das Navigator-Signal – beispielsweise
im Falle einer BOLD-fMRI-Bildgebung – nach einer vergleichsweise
kurzen Zeit bzw. kurzen Echozeit aufgezeichnet werden kann, nach
der der Beitrag des Gewebekontrasts zum Signal – z. B.
aufgrund des BOLD-Effekts – minimal ist. Das Navigator-Signal
spiegelt so in guter Weise die globale Bildintensität wider
und ist von lokalen Bildintensitätswertschwankungen, hervorgerufen
durch den GOLD-Effekt, nur wenig beeinflusst. Darüber hinaus
weist das Navigator-Signal ein vergleichsweise gutes Signal-Rausch-Verhältnis
auf, verglichen mit Messdaten mit größerer Echozeit.
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Im
Falle einer Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten mit einer EPI-Sequenz
kann beispielsweise bei der Abtastung des Navigator-Signals zusätzlich
ein zentraler k-Raum-Bereich abgetastet werden, bevor die k-Raum-Bilddaten
aufgezeichnet werden. Im Falle einer spiralartigen Abtastung des k-Raums
können beispielsweise zusätzliche zentrale k-Raum-Punkte
vor Beginn einer Spirale abgetastet werden oder zusätzliche
k-Raum-Punkte zwischen einer Abtastung des k-Raums spiral-einwärts
und spiral-auswärts.
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In
einer alternativen Ausführungsform kann das Ermitteln des
Maßes dadurch erfolgen, dass bei dem ersten Teil der Bilddatensätze
jeweils die k-Raum-Bilddaten ausgewertet werden, die einem zentralen
k-Raum-Bereich zugeordnet sind. Diese Ausführungsform hat
zwar den Vorteil, dass die Aufzeichnung des Na vigator-Signals nicht
zwingend notwendig ist, um Daten aus einem zentralen Bereich des
k-Raums zu erhalten. Nachteilig ist jedoch, dass die Daten des zentralen
k-Raum-Bereichs gegebenenfalls ein reduziertes Signal-Rausch-Verhältnis und/oder
eine ungewünschte Gewichtung (beispielsweise durch den
GOLD-Effekt verursacht) aufweisen.
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Diese
beiden Ausführungsformen – also die Verwendung
von k-Raum-Bilddaten eines zentralen k-Raum-Bereichs und die Verwendung
eines Navigator-Signals – können auch kombiniert
eingesetzt werden. Die Verwendung von Messdaten, also von k-Raum-Bilddaten
und/oder Daten eines Navigator-Signals, eines zentralen k-Raum-Bereichs
hat den Vorteil, dass dieser k-Raum-Bereich aufgrund der niedrigen
Ortsfrequenz Bildeigenschaften widerspiegelt, die das globale Bild
betreffen. Im einfachsten Fall würde ein einzelner zentraler
k-Raum-Punkt genügen; um die Robustheit und das Signal-Rausch-Verhältnis
zu erhöhen, können aber auch andere, benachbarte
zentrale k-Raum-Punkte herangezogen werden, um das Maß zu
ermitteln.
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In
einer anderen alternativen Ausführungsform kann das Maß,
das einen globalen Bildintensitätswert kennzeichnet, auch
von einem externen Signal ermittelt werden, d. h. von einem Signal,
das nicht von k-Raum-Daten stammt.
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Dieses
externe Signal kann beispielsweise von einer Komponente eines Magnet-Resonanz-Geräts
stammen. Viele Komponenten eines Magnet-Resonanz-Geräts
können einen Einfluss auf die globale Bildintensität
haben, wie beispielsweise Hochfrequenz-Antennen, mit denen Anregungspulse
eingestrahlt werden. Wenn die Funktion einer derartigen Komponente
einem Sprung oder einem Drift unterliegt, kann sich dies auf den
globalen Bildintensitätswert eines Bilddatensatzes auswirken.
Ein Zustand einer derartigen Komponente kann jedoch extern überwacht
werden, d. h. diese Komponente wird über eine Messung überwacht
und ein externes Signal erzeugt, das auf diese Weise den globalen
Bildintensitätswert widerspiegelt. Andere Komponenten,
die von Veränderungen betroffen sein können und zu
einer Änderung des globalen Bildintensitätswertes
führen, sind beispielsweise andere Hochfrequenz-Komponenten,
wie z. B. Hochfrequenz-Verstärker, Hochfrequenz-Empfangsantennen,
oder Shim-Systeme bzw. Komponenten, die für die Erzeugung
von Magnetfeldern mitverantwortlich sind.
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Das
externe Signal kann jedoch auch einen Zustand im Inneren der Messkabine
kennzeichnen. Ein derartiger Zustand kann beispielsweise von dem zu
untersuchenden Objekt erzeugt sein. Wenn eine Person untersucht
wird, kann eine Bewegung dieser Person, z. B. deren Hand, dazu führen,
die Magnetfelder des Magnet-Resonanz-Geräts zu ändern,
wodurch sich eine Änderung der globalen Bildintensität ergeben
kann. Das externe Signal kann von einer Messeinrichtung stammen,
die den Zustand des zu untersuchenden Objekts oder auch einen weiteren Zustand
im Inneren der Messkabine überwacht.
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Falls
die ermittelten Maße dazu eingesetzt werden, zumindest
einen zweiten Teil der Bilddatensätze der Folge von Bilddatensätzen
zu korrigieren, kann dies auf verschiedene Weise erfolgen. In einem einfachen
Fall werden die ermittelten Maße zu einem Referenzmaß in
Beziehung gesetzt. Dieses Referenzmaß kann beispielsweise
das Maß für den globalen Bildintensitätswert
des ersten Bilddatensatzes der Serie sein. Die relativen Maße,
d. h. die zu dem Referenzmaß in Beziehung gesetzten ermittelten Maße,
können nun verwendet werden, um zumindest einen Teil der
Bilddatensätze der Folge von Bilddatensätzen zu
korrigieren. In einem einfachen Fall kann dies beispielsweise dadurch
erfolgen, dass bei einem Bilddatensatz ein Bild erstellt wird, das
anschließend mit dem inversen relativen Maß multipliziert
wird. Eine derartige Korrektur kann beispielsweise nachträglich,
d. h. nach Aufzeichnung der gesamten Folge von Bilddatensätzen
erfolgen. Bei genügend schneller Rechnerleistung eines
Magnet-Resonanz-Geräts kann diese Korrektur jedoch auch
"online", d. h. während der Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten,
erfolgen.
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Falls
die ermittelten Maße bei einer Auswertung der Folge von
Bilddatensätzen verwendet werden, kann die Auswertung der
Bilddatensätze mithilfe einer statistischen Auswertungsmethode,
insbesondere mithilfe eines linearen statistischen Modells (auch
GLM für "general linear model" genannt), durchgeführt
werden. In diesem Fall können die ermittelten Maße
bzw. die relativen Maße als Regressoren in das statistische
Modell bzw. in die statistische Auswertungsmethode einfließen.
Auf diese Weise werden zwar nicht die Bilddatensätze direkt korrigiert,
die Schwankungen eines globalen Bildintensitätswertes werden
jedoch trotzdem bei der Auswertung berücksichtigt. Weitere
Regressoren, die in das statistische Modell bzw. Auswertungsmethode einfließen,
können physiologische Signale, wie beispielsweise ein Atemsignal
oder ein Herzschlag-Signal, sein.
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Insbesondere
eignen sich das beschriebene Verfahren und seine Weiterbildungen
zum Einsatz im Rahmen der fMRI. Dies bedeutet, dass die Folge der zeitlich
aufeinander folgenden Bilddatensätze derart ausgebildet
ist, dass Stoffwechsel-bedingte Unterschiede im untersuchten Gewebe
registriert werden können. Hierdurch können vor
allem hämodynamisch bedingte Korrelate einer neuronalen
Aktivität im Gehirn oder im Rückenmark von Menschen
oder Tieren untersucht werden.
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Das
erfindungsgemäße Magnet-Resonanz-Gerät
umfasst eine Steuerung- und/oder Rechnereinheit, die zur Durchführung
eines Verfahrens nach einem der obigen Ansprüche ausgebildet
sind.
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Ausführungsformen
der Erfindung sowie vorteilhafte Weiterbildungen gemäß den
Merkmalen der abhängigen Ansprüche werden anhand
der folgenden Zeichnung näher erläutert, ohne
jedoch darauf beschränkt zu sein. Es zeigen:
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1 einen
schematischen Überblick über ein Magnet-Resonanz-Gerät,
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2 einen
schematischen Überblick über die einzelnen Verfahrensschritte,
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3 ein
für eine EPI-Sequenz charakteristisches Abtastungsschema
des k-Raums,
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4 ein
spiralförmiges k-Raum-Abtastungsschema, und
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5 und 6 jeweils
einen Ausschnitt aus einem Sequenzdiagramm, das die zeitliche Relation
eines Navigator-Signals zu einem Anregungspuls bzw. zu der Aufzeichnung
der eigentlichen k-Raum-Bilddaten illustriert.
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1 zeigt
schematisch den Aufbau eines Magnet-Resonanz-Gerätes 1 mit
seinen wesentlichen Komponenten. Um einen Körper mittels
Magnet-Resonanz-Bildgebung zu untersuchen, werden verschiedene,
in ihrer zeitlichen und räumlichen Charakteristik genauestens
aufeinander abgestimmte Magnetfelder angelegt.
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Ein
in einer hochfrequenztechnisch abgeschirmten Messkabine 3 angeordneter
starker Magnet, üblicherweise ein Kryomagnet 5 mit
einer tunnelförmigen Öffnung, erzeugt ein statisches
starkes Hauptmagnetfeld 7, das üblicherweise 0,2
Tesla bis drei Tesla und mehr beträgt. Ein zu untersuchender Körper 8 oder
ein Körperteil wird auf einer Patientenliege 9 gelagert
und anschließend im homogenen Bereich des Hauptmagnetfeldes 7 positioniert.
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Die
Anregung der Kernspins des Körpers erfolgt über
magnetische Hochfrequenz-Anregungspulse, die über eine
hier als Körperspule 13 dargestellte Hochfrequenzantenne
eingestrahlt werden. Die Hochfrequenz-Anregungspulse werden von
einer Pulserzeugungseinheit 15 erzeugt, die von einer Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 gesteuert
wird. Nach einer Verstärkung durch einen Hochfrequenzverstärker 19 werden
sie zur Hochfrequenzantenne geleitet. Das hier gezeigte Hochfrequenzsystem ist lediglich
schematisch angedeutet. Üblicherweise werden mehr als eine
Pulserzeugungseinheit 15, mehr als ein Hochfrequenzverstärker 19 und
mehrere Hochfrequenzantennen in einem Magnet-Resonanz-Gerät 1 eingesetzt.
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Weiterhin
verfügt das Magnet-Resonanz-Gerät 1 über
Gradientenspulen 21, mit denen bei einer Messung magnetische
Gradientenfelder zur selektiven Schichtanregung und zur Ortskodierung des
Messsignals eingestrahlt werden. Die Gradientenspulen 21 werden
von einer Gradientenspulen-Steuerungseinheit 23 gesteuert,
die ebenso wie die Pulserzeugungseinheit 15 mit der Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 in
Verbindung steht.
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Die
von den angeregten Kernspins ausgesendeten Signale werden von der
Körperspule 13 und/oder von Lokalspulen 25 empfangen,
durch zugeordnete Hochfrequenzvorverstärker 27 verstärkt und
von einer Empfangseinheit 29 weiterverarbeitet und digitalisiert.
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Bei
einer Spule, die sowohl im Sende- als auch im Empfangsmodus betrieben
werden kann, wie z. B. die Körperspule 13, wird
die korrekte Signalweiterleitung durch eine vorgeschaltete Sende-Empfangs-Weiche 39 geregelt.
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An
den Komponenten des Magnet-Resonanz-Geräts 1 können
Sensoren angeordnet sein, mit denen eine Größe
gemessen werden kann, aus der ein Maß ermittelbar ist,
das bei einem aufgezeichneten Bild dem globalen Intensitätswert
des Bildes kennzeichnet. In 1 dargestellt
weist die Körperspule 13 einen derartigen Sensor 14 auf,
mit dem die Funktion der Körperspule 13 überwacht
werden kann. Wenn die Funktion der Körperspule 13 beispielsweise
einem Sprung und/oder einem Drift unterliegt, wird diese Änderung
der Funktionsweise durch den Sensor 14 registriert. Hieraus
kann ein Maß ermittelt werden, das den globalen Bildintensitätswert
eines Bilddatensatzes kennzeichnet, da der globale Bildintensitätswert
eines Bilddatensatzes mit der Funktionsweise der Körperspule 13 gekoppelt
ist.
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In 1 ist
ein derartiger Sensor lediglich beispielhaft an der Körperspule 13 dargestellt.
Derartige Sensoren können jedoch an verschiedensten Komponenten
des Magnetresonanzgerätes 1 angeordnet sein, wie
an Gradientenspulen 21, an Shim-Systemen (nicht dargestellt),
an HF-Empfangsantennen wie den Lokalspulen 25, oder auch
am nachgeschalteten HF-Verarbeitungssystem (Hochfrequenzverstärker 27 und
Empfangseinheit 29). Derartige Sensoren können
jedoch auch einen Zustand im Inneren der Messkabine 3 überwachen,
insbesondere einen Zustand des zu untersuchenden Körpers 8.
Beispielsweise kann ein anderer Sensor 14' eine Bewegung
des zu untersuchenden Körpers 8, z. B. der Bewegung
des Brustkorbs, aufzeichnen, so dass hieraus ein Maß ermittelt
werden kann, das mit einem globalen Bildintensitätswert
des aufgezeichneten Bilddatensatzes korreliert.
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Eine
Bildverarbeitungseinheit 31 erzeugt aus den Messdaten ein
Bild, das über eine Bedienkonsole 33 einem Anwender
dargestellt oder in einer Speichereinheit 35 gespeichert
wird. Eine zentrale Rechnereinheit 37 steuert die einzelnen
Anlagekomponenten. Die Rechnereinheit 37 und/oder andere Steuerungseinheiten – wie
z. B. die Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 – des
Magnet-Resonanz-Gerätes 1 sind dabei so ausgebildet,
dass mit dem Magnet-Resonanz-Gerät 1 ein Verfahren
zur Aufzeichnung und Verarbeitung einer Folge von zeitlich aufeinander
folgenden Bilddatensätzen, wie es hier beschrieben ist,
ausgeführt werden kann.
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2 zeigt
schematisch einen Überblick über die Abfolge einzelner
Verfahrensschritte, die bei der Durchführung des Verfahrens
ausgeführt werden bzw. ausgeführt werden können.
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Zu
Beginn erfolgt die Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten für
die Bilddatensätze (Schritt 51), die zeitlich
aufeinander folgen und so eine Folge bzw. Serie von Bilddatensätzen
bilden. Derartige Folgen von Bilddatensätzen werden beispielsweise
bei der fMRI-Bildgebung aufgezeichnet.
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Die
Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten kann dabei mit bekannten Sequenzen
wie beispielsweise mit einer Echo-Planar-Imaging-Sequenz oder mit
einer schnellen Sequenz mit einer spiralartigen k-Raum-Abtastung
erfolgen. Anregungspulse, Gradientenpulse und -felder sind in ihrer
Größe und zeitlichen Abfolge derart aufeinander
abgestimmt, dass ein jeweils gewünschter Kontrast bei den
aufgezeichneten Bilddaten erreicht wird. Zur fMRI von Kortexarealen
eignen sich beispielsweise besonders bekannte Sequenzen, die einen
GOLD-Kontrast gut darstellen und damit den Gewebekontrast in Abhängigkeit
von der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins wiedergeben.
Mögliche Sequenzen, die zur Aufzeichnung von k-Raum-Bilddaten
eingesetzt werden, werden weiter unten genauer erläutert.
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Die
k-Raum-Bilddaten zu den einzelnen Bilddatensätzen werden
jeweils zeitlich aufeinander folgend aufgezeichnet.
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Zusätzlich
zu der Aufzeichnung der eigentlichen k-Raum-Bilddaten, d. h. denjenigen
Messdaten, aus denen später ein Bild rekonstruiert wird,
kann optional bei zumindest einem Teil der Bilddatensätze (oder
bei jedem Bilddatensatz) zusätzlich jeweils ein Navigator-Signal
aufgezeichnet werden (Schritt 53). Mit Hilfe des Navigator-Signals
kann in einem späteren Schritt ein Maß ermittelt
werden, das einen globalen Bildintensitätswert des zugehörigen
Bilddatensatzes kennzeichnet.
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Zusätzlich
zu der Aufzeichnung der eigentlichen k-Raum-Bilddaten kann weiterhin
optional bei zumindest einem Teil der Bilddatensätze (oder
bei allen Bilddatensätzen) zusätzlich jeweils
zumindest ein externes Signal aufgezeichnet werden (Schritte 55). Mit
dem externen Signal kann beispielsweise eine Komponente des Magnet-Resonanz-Geräts
bzw. deren Betriebszustand überwacht werden (Schritt 57). Mit
dem externen Signal kann alternativ ein Zustand im Inneren der Messkabine überwacht
werden, insbesondere ein Zustand, der das zu untersuchende Objekt
kennzeichnet (Schritt 59). Hierzu gehört bei spielsweise
ein Bewegungszustand des zu untersuchenden Objekts. Mithilfe des
externen Signals bzw. der externen Signale kann bei einem Bilddatensatz
in einem späteren Schritt ein Maß ermittelt werden,
das einen globalen Bildintensitätswert dieses Bilddatensatzes
kennzeichnet, indem das externe Signal oder die externen Signale
ausgewertet werden, die zum Zeitpunkt der Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten dieses
Bilddatensatzes vorhanden waren.
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Nach
Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten und/oder während der
Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten erfolgt bei zumindest einem Teil der
Bilddatensätze (vorzugsweise bei allen) eine Auswertung
der jeweils aufgezeichneten k-Raum-Bilddaten, insbesondere eine
Auswertung derjenigen k-Raum-Bilddaten, die einem zentralen k-Raum-Bereich
zugeordnet sind (Schritt 61). Alternativ und/oder zusätzlich
erfolgt eine Auswertung der zu den Bilddatensätzen korrespondierenden
Navigator-Signale (Schritt 63). Alternativ und/oder zusätzlich
erfolgt eine Auswertung des oder der externen Signale (Schritt 65).
Welche Auswertungsmethode bzw. welche Kombination von Auswertungsmethoden
angewandt wird, hängt zum einen von den vorhandenen aufgezeichneten
Signalen und zum anderen von den Bedürfnissen ab. Je mehr
Daten ausgewertet werden, desto genauer kann das Verfahren ausgeführt
werden, da das ermittelte Maß einen globalen Bildintensitätswert
umso genauer charakterisiert. In diesem Fall wird jedoch das Verfahren
auch zeit- und kostenintensiver, da mehrere Signale ausgewertet
werden und eventuell zusätzliche Sensoren zur Aufzeichnung
von externen Signalen bereitgestellt werden müssen.
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In
jedem Fall führt die Auswertung bei dem Teil der Bilddatensätze
jeweils zu einem Maß, das einen globalen Bildintensitätswert
des zugehörigen Bilddatensatzes kennzeichnet (Schritt 67).
Mithilfe eines derartigen Maßes können nun Drift
und/oder Sprünge in der globalen Bildintensität
bei der Folge der zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätze
detektiert werden. Dies kann in einfacher Weise dadurch erfol gen,
dass die ermittelten Maße zueinander in Beziehung gesetzt
werden.
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In
einem einfachen Fall wird aus den ermittelten Maßen ein
Maß zum Referenzmaß bestimmt und die anderen Maße
auf dieses Referenzmaß bezogen (Schritt 69), beispielsweise
durch eine Quotientenbildung mit dem Referenzmaß. Als Referenzmaß kann
beispielsweise das ermittelte Maß bei dem ersten Bilddatensatz
verwendet werden. Auf diese Weise werden aus den ermittelten Maßen
relative Maße erzeugt (Schritt 71).
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In
einer Ausführungsform des Verfahrens können die
ermittelten Maße zu einer Korrektur der Folge der zeitlich
aufeinander folgenden Bilddatensätze – oder zumindest
eines Teils der Bilddatensätze – verwendet werden
(Schritt 73).
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Beispielsweise
kann mit den relativen Maßen eine Korrektur der Bilddatensätze
auf einfache Weise erfolgen. Bei einem Bilddatensatz kann beispielsweise
eine Division der Bildamplituden durch das zugehörige relative
Maß durchgeführt werden. Auf diese Weise werden
die Bilddatensätze aneinander angeglichen, so dass Schwankungen
im globalen Bildintensitätswert ausgeglichen werden. Eine
derartige Korrektur der Bilddatensätze kann je nach Ausgestaltung
des Verfahrens während der Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten
(Schritt 75) und/oder nach erfolgter Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten erfolgen
(Schritt 77).
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Falls
die Maße bzw. die relativen Maße während
der Aufzeichnung der k-Raum-Bilddaten ermittelt werden, können
diese Maße auch einem Anwender angezeigt werden, der so
die Qualität der Aufzeichnung der Messdaten überwachen
kann. Alternativ dazu können die Maße zumindest
teilweise automatisiert ausgewertet werden, z. B. durch eine Software,
und so die Qualität der Aufzeichnung der Messdaten überwacht
werden.
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Falls
ein externes Signal aufgezeichnet wird, das einen Betriebszustand
einer MR-Komponente kennzeichnet, kann dieses Signal auch als Input
für eine Überwachungssoftware verwendet werden. Falls
ein externes Signal aufgezeichnet wird, das einen Zustand eines
zu untersuchenden Objekts, z. B. einen Bewegungszustand eines Patienten,
kennzeichnet, kann die Messung ggf. wiederholt werden mit genauerer
Instruktion für den Patienten.
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Alternativ
und/oder zusätzlich können in einer anderen Ausführungsform
des Verfahrens die ermittelten Maße bei einer Auswertung
der Folge der zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätze – oder zumindest
eines Teils der Bilddatensätze – eingesetzt werden
(Schritt 79). Bei einer fMRI-Untersuchung erfolgt eine
Auswertung der Folge der Bilddatensätze üblicherweise
anhand einer statistischen Auswertungsmethode (Schritt 81),
beispielsweise durch ein statistisches lineares Modell (auch als
GLM bekannt). Wenn eine derartige Auswertung erfolgt, kann das Maß bzw.
die relativen Maße als Regressor in das statistische lineare
Modell eingeführt werden, so dass bei der Auswertung der
Bilddatensätze eine Schwankung in dem globalen Bildintensitätswert
im Verlauf der Folge von Bilddatensätzen berücksichtigt und
ausgeglichen wird (Schritt 83).
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3 zeigt
ein Abtastungsschema eines k-Raums 91, wie es beispielsweise
bei einer EPI-Sequenz zur Abtastung eines k-Raums 91 eingesetzt wird.
Das in 3 gezeigte Abtastungsschema des k-Raums ist lediglich
schematisch skizziert und dient lediglich der Erläuterung
zu Grunde liegenden Idee. Maßstabsverhältnisse
sind in 3 nicht korrekt wiedergegeben.
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Nach
einem Anregungspuls erfolgt bei einer EPI-Sequenz durch entsprechend
geschaltete Gradientenfelder die Erzeugung einer Vielzahl hintereinander
abfolgender Gradientenechos, mit denen eine Vielzahl von k-Raum-Zeilen 93 nach
dem Anregungspuls abgetastet werden. In 3 gestrichelt eingezeichnet
sind zwei zentrale k-Raum-Zeilen 95, beispielhaft für
einen zentralen k-Raum-Bereich 99. Anhand der k-Raum-Bilddaten
des zentralen k-Raum-Bereichs 99 oder anhand eines zusätzlich aufgezeichneten
Navigator-Signals, mit dem dieser zentrale k-Raum-Bereich 99 abgetastet
wird, kann auf einfache Weise ein Maß ermittelt werden,
das den globalen Bildintensitätswert des zugehörigen Bilddatensatzes
kennzeichnet. Dies beruht darauf, dass im zentralen k-Raum-Bereich 99 lediglich k-Raum-Bilddaten
mit niedriger Ortsfrequenz wiedergegeben sind. Diese k-Raum-Bilddaten
entsprechen globalen Bilddaten, d. h. Bilddaten, die den gesamten Bilddatensatz
charakterisieren, im Gegensatz zu lokalen Bilddaten, die eine hohe
Ortsfrequenz aufweisen und die daher in peripheren k-Raum-Bereichen wiedergegeben
sind.
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Das
Navigator-Signal kann dabei lediglich einen kleinen Bereich abtasten.
Im einfachsten Fall kann eine Bestimmung des globalen Bildintensitätswertes
lediglich anhand von k-Raum-Daten des Navigator-Signals, die das
k-Raum-Zentrum 96 belegen, ermittelt werden. Zur Verbesserung
der Robustheit des Verfahrens und zur Erhöhung des Signal-Rausch-Verhältnisses
können auch umliegende k-Raum-Daten des zentralen k-Raum-Bereichs 99 verwendet
werden. Analoges gilt für den Fall, dass zur Bestimmung
des globalen Bildintensitätswertes k-Raum-Bilddaten verwendet
werden. Auch hier können in einem einfachen Fall lediglich
die k-Raum-Bilddaten des k-Raum-Zentrums 96 verwendet werden,
oder auch umliegende k-Raum-Bilddaten des zentralen k-Raum-Bereichs 99.
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Als
Maß für den globalen Bildintensitätswert eines
Bilddatensatzes kann beispielsweise die Signalstärke der
k-Raum-Bilddaten des zentralen k-Raum-Bereichs bzw. die Signalstärke
des zugehörigen Navigator-Signals verwendet werden, d.
h. die Größe der Amplitude der k-Raum-Bilddaten
des zentralen k-Raum-Bereichs oder der Amplitude des Navigator-Signals.
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4 zeigt
ein weiteres Abtastungsschema, wie es bei der fMRI-Bildgebung eingesetzt
werden kann. Das in 4 gezeigte Abtastungsschema
des k-Raums ist lediglich schematisch skizziert und dient lediglich
der Erläuterung zu Grunde lie genden Idee. Maßstabsverhältnisse
sind in 3 nicht korrekt wiedergegeben.
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Der
k-Raum 91 wird hierbei anhand einer spiralartigen Abtastung
abgetastet. Dies wird ermöglicht, indem nach einem Anregungspuls
Gradientenfelder in bekannter Weise in zwei zueinander orthogonalen
Richtungen gleichzeitig sinus-artig mit variierender Amplitude und
Frequenz moduliert werden.
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Im
zentralen k-Raum-Bereich 99 ist die Spirale 97 gestrichelt
dargestellt. Diese k-Raum-Bilddaten können dazu verwendet
werden, ein Maß zu ermitteln, das den globalen Bildintensitätswert
des zugehörigen Bilddatensatzes kennzeichnet. Alternativ und/oder
zusätzlich kann ein zentraler k-Raum-Bereich 99 zusätzlich
durch ein Navigator-Signal – dargestellt durch zwei zentrale
k-Raum-Zeilen 95 – abgetastet werden.
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5 zeigt
schematisch einen Ausschnitt aus einem Sequenzdiagramm. Bei der
zugehörigen Sequenz werden bei einem Bilddatensatz sowohl
ein Navigator-Signal 41 als auch eigentliche k-Raum-Bilddaten 43 aufgezeichnet.
Das Navigator-Signal und die eigentlichen k-Raum-Bilddaten werden
dabei jeweils nach einem eigenen Anregungspuls 45 aufgezeichnet.
Das Navigator-Signal kann dabei unmittelbar nach dem zugehörigen
Anregungspuls als FID-Signal aufgezeichnet werden oder im weiteren
Verlauf als Echo-Signal.
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Weitere
ggf. vorhandene Anregungs- oder Inversionspulse sowie Gradientenfelder
sind nicht dargestellt, da sie zur Erläuterung des in 5 und 6 gezeigten
Konzepts nicht notwendig sind.
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6 zeigt
im Gegensatz zu 5 einen Ausschnitt aus einem
Sequenzdiagramm, bei dessen zugehörigen Sequenz das Navigator-Signal 41 und die
eigentlichen k-Raum-Bilddaten 43 nach dem gleichen Anregungspuls 45 aufgezeichnet
werden. Das Navigator-Signal 41 wird dabei zwischen dem
Anregungspuls 45 und den daraufhin aufgezeichneten k-Raum-Bilddaten 43 aufgezeichnet.
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In
beiden Fällen werden die k-Raum-Bilddaten 43 und
das Navigator-Signal 41 zu unterschiedlichen Zeitpunkten
nach einem Anregungspuls 45 aufgezeichnet. Dies hat den
Vorteil, dass das Navigator-Signal 41 und die k-Raum-Bilddaten 43 einen
anderen Kontrast aufweisen. Das Navigator-Signal 41 und
die k-Raum-Bilddaten 43 können dabei so aufeinander
abgestimmt werden, dass sich ein gewünschter Gewebekontrast,
dessen Änderung im zeitlichen Verlauf der Folge von Bilddatensätzen
untersucht werden soll, vorwiegend in den k-Raum-Bilddaten 43 widerspiegelt,
während das Navigator-Signal 41 dieses Kontrastverhalten
nicht aufweist.
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Auf
diese Weise kann aus dem Navigator-Signal 41 das Maß für
einen globalen Bildintensitätswert in besonders robuster
Weise ermittelt werden, da das Navigator-Signal 41 durch
den sich ändernden Gewebekontrast weitgehend unbeeinflusst bleibt.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- - Hu X et al.,
"Retrospective estimation and correction of physiological fluctuation
in functional MRI", Magnetic Resonance in Medicine 35: 290–298
(1996) [0008]
- - Glover G. H. et al., "Image-Based Method for Retrospective
Correction of Physiological Motion Effects in fMRI: RETROICOR",
Magnetic Resonance in Medicine 44: 162–167 (2000) [0009]
- - Pfeuffer J. et al., "Correction of Physiologically Induced
Global Off-Resonance Effects in Dynamic Echo-Planar and Spiral Functional
Imaging", Magnetic Resonance in Medicine 47: 344–353 (2002) [0010]
- - Pfeuffer J. et al., "Functional MR imaging in the awake monkey:
effects of motion an dynamic off-resonance and processing strategies",
Magnetic Resonance Imaging (2007), doi:10.1016/j.mri.2007.03.002 [0011]