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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 ”blood 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: S. 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: S. 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: S. 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 on dynamic off-resonance and processing
strategies”,
Magnetic Resonance Imaging 25 (2007), S. 869–882, wird dieses Verfahren
erweitert und mit anderen Verfahren zur Korrektur von bewegungsinduzierten
Artefakten verglichen.
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In
der
US 6,996,261 B1 sind
Korrekturverfahren für
die MR-Bildgebung
offenbart. Unter anderem kann mit diesen Verfahren eine Rauschreduktion
erreicht oder ein Baseline-Drift ausgeglichen werden.
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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 bzw. durch ein Verfahren nach
Anspruch 8 sowie durch ein Magnet-Resonanz-Gerät nach Anspruch 19. 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 im Kortex während einer
fMRI-Untersuchung statt. Eine Änderung
des globa len 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
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 BOLD-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 Navigator-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 BOLD-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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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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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,
nach dem Stand der Technik,
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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 BOLD-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.