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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Trennung einer
Signalkomponente einer Cerebrospinalflüssigkeit von anderen
Signalkomponenten bei der Aufnahme von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts.
Die Erfindung findet insbesondere Anwendung bei Aufnahme von MR-Bildern
des Gehirns.
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Die
Cerebrospinalflüssigkeit (CSF) ist eine klare, farblose
Flüssigkeit, die die Gehirnventrikel und den Rückenmarkskanal
füllt und die das Gehirn und das Rückenmark vor
Stößen schützt und als Medium für
den Stoffaustausch dient. Die Cerebrospinalflüssigkeit
hat eine lange T2-Relaxationszeit, was zu
einem sehr hellen Signal in T2-gewichteten
Bildern des Gehirns führt. Pathologien im Gehirn wie beispielsweise
Multiple Sklerose (MS) haben ebenfalls eine relativ lange T2-Relaxationszeit, so dass das starke Signal
der Cerebrospinalflüssigkeit die Signale der pathologischen
Gewebe in T2-gewichteten Bildern des Hirns überdecken
können. Aus diesem Grund sollte der Signalanteil von CSF
für eine genaue Diagnose unterdrückt werden.
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Um
die CSF-Signalanteile zu eliminieren, ist es bekannt, einen IR-(Inversion
Recovery)Präparationspuls zu verwenden in Verbindung mit
einer langen Inversionszeit TI aufgrund der langen T1-Relaxationszeit
der Cerebrospinalflüssigkeit. Diese lange IR-Präparierungsphase
vergrößert jedoch in starkem Maße die
Gesamtakquisitionszeit der Bilder und führt zu einem reduzierten
Kontrast zwischen weißer und grauer Gehirnmasse. Aus diesem
Grund ist die Anwendung einer IR-Präparierung für
T2-gewichtete Bilder mit CSF-Unterdrückung
nicht möglich.
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Weiterhin
ist in M. Essig et al. „Assessment of Cerebral
Gliomas by a New Dark Fluid Sequence HIRE (High Intensity Reduction)" in
Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 8, 2000, Seite 386 offenbart,
bei einer einzigen Messung zwei Bilder mit un terschiedlichem Kontrast
aufzunehmen, wobei ein Bild T2-gewichtet
ist, während das andere Bild sehr stark T2-gewichtet
ist. Im sehr stark T2-gewichteten Bild sind
fast ausschließlich CSF-Signalanteile aufgrund der langen
T2-Zeit enthalten. Bei diesem Verfahren
wird das zweite Bild als maßgebend für die Cerebrospinalflüssigkeit
verwendet, wobei ein CSF-unterdrücktes T2-gewichtetes
Bild erzeugt wird, indem eine Subtraktion der zwei Bilder erfolgt.
Da jedoch auch Pathologien so wie Multiple Sklerose eine relativ lange
T2-Zeit haben, können durch die
Subtraktion der beiden Bilder die pathologischen Signale ebenfalls
reduziert werden.
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Daher
ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren bereitzustellen,
bei dem die Signalanteile von der Cerebrospinalflüssigkeit
von den Signalanteilen anderer Gewebekomponenten bei T2-gewichteten
Aufnahmen getrennt werden.
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Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche
gelöst. In den abhängigen Ansprüchen
sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Trennung einer Signalkomponente
einer Cerebrospinalflüssigkeit von anderen Signalkomponenten
bei der Aufnahme von MR-Bildern eines Untersuchungsobjekts. Gemäß dem
erfindungsgemäßen Verfahren wird eine erste Signalakquisition
ausgeführt mit spinechobasierten Signalen, wobei bei dieser
ersten Signalakquisition die Signalkomponente der Cerebrospinalflüssigkeit
und die anderen Signalkomponenten die gleiche Phasenlage haben.
Weiterhin wird eine zweite Signalakquisition mit spinechobasierten
Signalen ausgeführt, bei der die Signalkomponente der Cerebrospinalflüssigkeit
und die anderen Signalkomponenten eine entgegengesetzte Phasenlage
haben. Dies bedeutet, dass bei den Spinechos bei der ersten Signalakquisition
die Echos der beiden Komponenten die gleiche Phasenlage haben, während bei
der zweiten Signalakquisition die beiden Signalkomponenten die entgegengesetzte
Phasenlage haben. Anschließend kann ein MR-Bild mit Signalen
der anderen Signalkomponenten und mit unterdrückter Signalkomponente
der Cerebrospinalflüssigkeit auf Grundlage der beiden Signalakquisitionen
bestimmt werden. Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren
ist es möglich, ein MR-Bild zu erzeugen, das im Wesentlichen
nur die anderen Signalkomponenten, wie Signale der grauen und weißen
Hirnsubstanz, enthält, wobei die Signalkomponente der Cerebrospinalflüssigkeit
im Wesentlichen unterdrückt ist und somit pathologische
Gewebestrukturen nicht überdecken kann. Mit den beiden
Signalakquisitionen ist es möglich, Gewebekomponenten,
die sich nicht durch eine unterschiedliche Resonanzfrequenz unterscheiden,
wie etwa Fett und Wasser, sondern im Wesentlichen die gleiche Resonanzfrequenz
haben, zu trennen und ein Bild zu berechnen, bei dem die eine Gewebekomponente
unterdrückt ist.
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Vorzugsweise
wird nach der ersten Signalakquisition und vor der zweiten Signalakquisition
eine erste Zeitspanne TRelax1 abgewartet,
die kleiner als die T1-Zeitkonstante der
Cerebrospinalflüssigkeit ist. Wenn die beiden Signalakquisitionen
mit einer Repetitionszeit TR wiederholt werden, wird nach der zweiten
Signalakquisition und vor der nächsten ersten Signalakquisition
eine Zeitspanne TRelax2 abgewartet, die
länger als TRelax1 ist. Hierbei
können die beiden Zeitspannen TRelax1 und TRelax2 so gewählt
werden, dass TRelax2 zwischen 3 und 50 mal
länger ist als TRelax1. Beispielsweise
kann die Zeitspanne TRelax1 zwischen 100
und 150 ms liegen, während die Zeitspanne TRelax2 vorzugsweise
zwischen 500 und 5000 ms liegen kann. Somit hat die Bildgebungssequenz
folgenden Ablauf: erste Signalakquisition, TRelax1,
zweite Signalakquisition, TRelax2, gefolgt
von der nächsten ersten Signalakquisition. Zur Trennung
der Phasenlage der Cerebrospinalflüssigkeit und der Phasenlage der
anderen Komponenten wird vorzugsweise die Magnetisierung am Ende
der ersten Signalakquisition invertiert, d. h. entgegengesetzt zur
Richtung eines Polarisationsfeldes B0 ausgerichtet.
Die Richtung des Polarisationsfeldes, die für die Polarisation
der Protonen im Magnetfeld zuständig ist, wird üblicherweise
mit z angegeben, so dass nach der Invertierung die Magnetisierung
in Richtung der -z-Achse liegt.
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Hierbei
werden sowohl die Magnetisierungskomponente der Cerebrospinalflüssigkeit
als auch die anderen Signalkomponenten invertiert. Durch die unterschiedlichen
T1-Zeiten der Cerebrospinalflüssigkeit
und die anderen Gewebekomponenten kann durch die Zeitspanne TRelax1 erreicht werden, dass die Magnetisierungskomponente
der Cerebrospinalflüssigkeit entgegengesetzt zur Magnetisierungskomponente
der anderen Gewebekomponenten ausgerichtet ist. Dies kann insbesondere
dadurch erreicht werden, dass die erste Zeitspanne TRelax1 derart
gewählt wird, dass nach Ablauf von TRelax1 die
Magnetisierungskomponente der Cerebrospinalflüssigkeit
noch entgegengesetzt zu der Richtung des Polarisationsfelds ausgerichtet
ist, während die Magnetisierungskomponente der anderen
Signalkomponenten aufgrund der kürzeren T1-Zeit
schon parallel zur Richtung des Polarisationsfelds ausgerichtet
ist. Bei der zweiten Signalakquisition wird dann diese entgegengesetzte
Phasenlage bei Einstrahlung der HF-Pulse der Spinechosequenz beibehalten,
so dass die sich ergebenden Spinechos eine entgegengesetzte Phasenlage
haben.
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Für
eine Optimierung des Signals vor Invertierung der Magnetisierung
am Ende der ersten Signalakquisition kann zur Invertierung eine
Pulsfolge verwendet werden, wobei zuerst HF-Pulse eingestrahlt werden, die
die Magnetisierung in der transversalen Ebene senkrecht zum Polarisationsfeld
maximieren, bevor diese maximierte Magnetisierung dann entgegengesetzt
zur Richtung des Polarisationsfelds invertiert wird. Zur Maximierung
der transversalen Magnetisierung können beispielsweise
zwei HF-Pulse mit unterschiedlichen Kippwinkel verwendet werden.
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Zur
Signaloptimierung ist es weiterhin möglich, bei den Refokussierungspulsen
zur Erzeugung von Spinechozügen variable Kippwinkel zu
verwenden. Bei einem Anregungspuls und mehreren Refokussierungspulsen,
wie bei schnellen Spinechosequenzen üblich, kann durch
die variablen Kippwinkel insbesondere der Signalunterschied zwischen
grauer Hirnsubstanz und weißer Hirnsubstanz maximiert werden.
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Ein
MR-Bild, das im Wesentlichen nur einen Signalanteil der anderen
Signalkomponenten aufweist, kann mit Hilfe der beiden Signalakquisitionen
und einem Skalierungsfaktor Ccsf berechnet
werden, wobei dieser Faktor den Signalanteil der Magnetisierung
der Cerebrospinalflüssigkeit am Gesamtsignal bei der zweiten Signalakquisition
repräsentiert. Die Signale der ersten Signalakquisition
und der zweiten Signalakquisition werden gemessen und der Skalierungsfaktor
Ccsf kann mit Hilfe der Bloch-Gleichungen
bestimmt werden, so dass ein im Wesentlichen csf-freies MR-Bild
berechnet werden kann, wenn die beiden Signalintensitäten
und der Faktor Ccsf bekannt sind. Um den
Einfluss von Signalanteilen bei der zweiten Signalakquisition zum
Rauschen zu verringern, kann eine Cerebrospinalflüssigkeitsmaske
vor der Rekonstruktion gebildet werden, bei der nur Bildpunkte berücksichtigt
werden, die ein Bildsignal höher als ein vorbestimmter
Schwellwert haben.
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Die
Erfindung betrifft weiterhin eine MR-Anlage, welche in der Lage
ist, ein MR-Bild der anderen Signalkomponenten und unterdrückter
Cerebrospinalflüssigkeit wie oben erklärt zu berechnen.
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Die
Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden
Zeichnungen näher erläutert: Hierbei zeigen
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1 schematisch
eine MR-Anlage, mit der ein Verfahren zur Trennung der Cerebrospinalflüssigkeit von
anderen Signalkomponenten durchgeführt werden kann,
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2 ein
Sequenzdiagramm zur Trennung der beiden Signalkomponenten,
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3 die
Pulsfolge bei der ersten und zweiten Signalakquisition, und
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4 die
Entwicklung der Magnetisierung bei der Bildgebungssequenz von 2.
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In 1 ist
eine MR-Anlage 10 gezeigt, mit deren Hilfe MR-Bilder erzeugt
werden können, bei denen die Signalkomponenten der Cerebrospinalflüssigkeit
bei T2-gewichteten Bildern des Gehirns weitestgehend unterdrückt
werden können. Die MR-Anlage weist einen Magneten 11 zur
Erzeugung eines Polarisationsfeldes B0 auf,
das beispielsweise in die z-Richtung verlaufen kann. Zur Erzeugung
von MR-Bildern wird eine auf einer Liege 12 angeordnete
Untersuchungsperson 13 in den Magneten 11 gefahren,
um dort beispielsweise Aufnahmen des Gehirns der Untersuchungsperson 13 aufzunehmen.
Zur Erzeugung der MR-Bilder sind ein Gradientensystem 14 zur
Erzeugung von Magnetfeldgradienten, ein nicht gezeigtes HF-System
zur Einstrahlung von HF-Pulsen und Spulen zur Detektion der durch
die HF-Einstrahlung induzierten Signale vorgesehen. In einer Steuereinheit 15,
welche zur Steuerung des Ablaufs der MR-Untersuchung verwendet wird,
sind eine Pulssequenzsteuereinheit 16, ein Bildrechner 17,
ein Speicher 18 sowie eine Anzeige 19 mit einem
Bedienelement 20 vorgesehen. Die allgemeine Funktionsweise
einer MR-Anlage zur Erzeugung von MR-Bildern durch Einstrahlen von
HF-Pulsen und Schalten von Gradienten zur Lokalisierung der detektierten
Signale ist dem Fachmann bekannt und wird nicht näher erläutert.
Aus Übersichtlichkeitsgründen werden nur die Elemente
näher erläutert, die für das Verständnis
der vorliegenden Erfindung von Bedeutung sind.
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Die
Steuereinheit 15 weist weiterhin eine Recheneinheit 21 auf,
mit deren Hilfe das MR-Bild berechnet werden kann, bei dem die Signalkomponente
der Cerebrospinalflüssigkeit im Wesentlichen unterdrückt
ist, während die anderen Signalkomponenten im MR-Bild vorhanden
sind. Wie eine Erzeugung eines derartigen MR-Bilds möglich
ist, wird näher im Zusammenhang mit den 2–4 beschrieben.
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In
2 ist
die Pulssequenz schematisch dargestellt, mit der MR-Bilder des Gehirns
mit gutem Signalkontrast zwischen weißer und grauer Gehirnmasse
erreicht wird, wobei bei T
2- gewichteten
Sequenzen der Signalanteil der Cerebrospinalflüssigkeit
minimiert wird. Die zur Bildgebung verwendete Bildgebungssequenz ist
eine schnelle Spinechosequenz mit zwei Akquisitionen innerhalb einer
Messung. Das Pulssequenzschema der ersten Akquisition weist eine
Anregung
22 auf, die beispielsweise eine nicht selektive
Anregung der Spins sein kann. Nach der Anregung für die
Spinechosequenz, d. h. nach dem 90°-Puls, folgt die Refokussierungspulsfolge
23 zur
Erzeugung der Spinechos gefolgt von einer Invertierungs- bzw. Wiederherstellungspulsfolge
24,
bei der die restliche Magnetisierung nach den Refokussierungspulsen
zuerst maximiert wird in der transversalen Ebene, bevor die Magnetisierung
in die Richtung entgegengesetzt zur Richtung des Polarisationsfeldes
B
0 invertiert wird. Nach einer Zeitspanne
T
Relax1 folgt die Akquisition 2, die der
Akquisition 1 entspricht mit derselben Anregung
22, Refokussierungspulsfolge
23 und
Invertierung
24. Bevor die Pulssequenz wiederholt wird
mit der Repetitionszeit TR, erfolgt nach Ende der zweiten Akquisition
eine zweite Zeitspanne T
Relax2, die wesentlich
größer ist als die Zeitspanne T
Relax1.
Die Pulsfolge der beiden Akquisitionen 1 und
2 wird näher
im Zusammenhang mit
3 beschrieben. Nach dem 90°-Anregungspuls,
der im dargestellten Beispiel ein nicht selektiver Anregungspuls
entlang der x-Achse ist, folgen die Refokussierungspulse α
1,y bis a
N,y, die
jeweils um die Zeitspanne ESP beabstandet sind. Der Abstand zwischen
dem 90°-Anregungspuls und dem ersten Refokussierungspuls α
1,y beträgt hierbei ESP/2. Wie aus
der Größe der Balken, die schematisch den Kippwinkel repräsentieren,
zu erkennen ist, werden zu Beginn große Kippwinkel verwendet,
beispielsweise Kippwinkel über 80°, wobei nach
weniger als 5 HF-Pulsen Kippwinkel von 20°–25° verwendet
werden. Anschließend steigt der Kippwinkel kontinuierlich
an, wobei am Schluss die Invertierungspulsfolge mit den HF-Pulsen β
1,y, β
2,y und dem
letzten Invertierungspuls angewandt wird. Mit den beiden Pulsen ß1
und β
2 wird die Magnetisierung
in der transversalen Ebene maximal, bevor diese mit dem letzten
90°-Puls in die entgegengesetzte Richtung zum Polarisationsfeld
invertiert wird. Durch die in
3 gezeigte
Pulsfolge kann der Signalkontrast zwi schen weißer und grauer
Hirnsubstanz maximiert werden. Die Kippwinkel der ersten beiden
Pulse der Invertierungspulsfolge β
1 und β
2 können wie folgt berechnet werden
wobei β
max der maximale Winkel ist, der im Hinblick
auf die Energiedeposition im Körper und der HF-Spannung gewählt
wurde. β
max kann beispielsweise
160° betragen. α
L,y aus
Gleichung (2) ist hierbei der Kippwinkel des letzten HF-Pulses vor
dem Start der Invertierungspulsfolge.
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Innerhalb
dieses langen Refokussierungspulszuges relaxiert die transversale
Magnetisierung der Cerebrospinalflüssigkeit sehr langsam
aufgrund der langen T2-Relaxationszeit,
während die transversale Magnetisierung des restlichen
Gehirgewebes relativ schnell relaxiert, was zu einem größeren
Signal der Cerebrospinalflüssigkeit relativ zu den anderen
Gewebekomponenten im Gehirn führt.
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In 4 ist
die Magnetisierung der Cerebrospinalflüssigkeit und die
Magnetisierung der übrigen Gewebekomponenten im Verlauf
der Pulssequenz dargestellt. Die in den Bildern 4a–4f gezeigten
Magnetisierungen entsprechen den Zeitpunkten, die den Buchstaben
a–f in 2 entsprechen.
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Der
durchgezogene Pfeil zeigt die Magnetisierung der Cerebrospinalflüssigkeit,
während der gestrichelte Pfeil die andere Gewebekomponente,
d. h. die NichtCerebrospinalflüssigkeit darstellt. Vor
Beginn der Messung ist, wie in
4a zu
erkennen ist, die Magnetisierung der Cerebrospinalflüssigkeit
und die Magnetisierung der übrigen Gewebekomponenten entlang
der z-Achse parallel zum Polarisationsfeld ausgerichtet. Am Ende
der Refokussierungspulsfolge zum Zeitpunkt b wird eine Magnetisierung
detektiert wie in
4b zu erkennen ist.
Es wird durch die Refokussierungspulsfolge ein Echo entlang der
y-Achse für beide Signalkomponenten erzeugt, wobei aufgrund
der längeren T
2-Zeit der Cerebrospinalflüssigkeit
noch mehr Magnetisierung der Cerebrospinalflüssigkeit vorhanden
ist als von den übrigen Gewebekomponenten. Durch die Invertierungspulsfolge
werden die beiden Magnetisierungskomponenten entlang der -z-Richtung
ausgerichtet zum Zeitpunkt c. Nach der Invertierung relaxieren die
beiden Gewebekomponenten, d. h. die Cerebrospinalflüssigkeit und
die anderen Gewebekomponenten mit der T
1-Relaxationszeitkonstante,
in die Ausgangslage zurück. Die Zeitspanne T
Relax1 wird
nun so gewählt, dass die Magnetisierung der Cerebrospinalflüssigkeit
vor der nächsten 90°-Anregung zum Zeitpunkt d
noch in eine Richtung entgegengesetzt zur z-Achse verläuft,
während durch die kürzere T
1-Zeit
ein kleiner Magnetisierungsanteil des übrigen Gewebes wieder
in die positive z-Richtung zeigt. Durch die Invertierung und die
nachfolgende erste Zeitspanne T
Relax1 konnten
die Magnetisierungskomponenten der Cerebrospinalflüssigkeit
und der anderen Signalkomponenten voneinander getrennt werden. Durch
die nachfolgende zweite Akquisition, die zur ersten Akquisition
identisch ist, wird nach dem 90°-Anregungspuls und den
Refokussierungspulsen jeweils ein Echo für die Cerebrospinalflüssigkeit
entlang der -y-Achse erzeugt, während für die
anderen Signalkomponenten ein kleineres Echosignal entlang der positiven y-Achse
erzeugt wird, wie aus
4e zu erkennen
ist. Das heißt, bei der zweiten Refokussierungspulsfolge werden
jeweils Echos mit entgegengesetzter Phasenlage erzeugt. Durch den
anschließenden 90°-Invertierungspuls wird die
CSF-Magnetisierung wieder entlang der positiven z-Achse ausgerichtet,
während die restliche Magnetisierung entlang der negativen
-z-Achse ausgerichtet wird. Durch Einschub der Zeitspanne T
Relax2 mit einer Zeitspanne zwischen 500
und 5000 ms kann die Gesamtmagnetisierung wieder in die positive
z-Achse zurückrelaxieren. Nachfolgend wird die Berechnung
des Bildes erklärt, das im Wesentlichen nur Signalanteile
der anderen Signalkomponenten aufweist und keinen Signalanteil der
Cerebrospinalflüssigkeit. Unter Berücksichtigung
der entgegengesetzten Phasenentwicklung bei Akquisition 1 und 2
können die Signalintensitäten bei der ersten Akquisition
I
1 und die Signalintensität I
2 der Signalakquisition wie folgt ausgedrückt
werden
wobei
I
csf die Signalintensität der Cerebrospinalflüssigkeit,
I
non-csf die Signalintensität der
anderen Signalkomponenten und C
csf und C
non-csf die Skalierungsfaktoren sind, mit
denen die Signalintensitäten bei der zweiten Akquisition
im Vergleich zur ersten Akquisition jeweils verringert sind. Da
C
non-csf, wie in
4d zu
erkennen ist, aufgrund der kürCeren Relaxationszeit viel
kleiner ist als C
csf, kann Gleichung (5)
wie folgt geschrieben werden
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Der
Skalierungsfaktor C
csf kann nun mit den
Messparametern mit Hilfe der Blochgleichung gelöst werden
wobei
M
z,1,f die Längsmagnetisierung
von csf am Ende der ersten Akquisition und M
z,2,f die
Längsmagnetisierung von csf am Ende der zweiten Akquisition
ist.
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Da
jedoch das Signal I
2 einen hohen CSF-Signalanteil
und einen sehr niedrigen Nicht-CSF-Signalanteil hat, ergibt Gleichung
(6) ein sehr rauschhaltiges Bild des Gehirngewebes, da aufgrund
der kürzeren T
2-Zeit die anderen
Signalkomponenten nur einen sehr geringen Signalanteil haben. Um
zu verhindern, dass das Rauschen des Bildes von Gleichung (6) verstärkt
wird, kann das Rauschen in I
2 durch Bildung
eines Schwellwerts vermindert werden. Beispielsweise kann eine CSF-Maske
erzeugt werden, in der nur die Bildpunkte berücksichtigt
werden, die in I
2 einen Signalanteil haben,
der größer als der Schwellwert ist. Die anderen
Bildpunkte werden in I
2 zu 0 gesetzt. Damit
kann Gleichung (6) wie folgt geschrieben werden
wobei
b die binäre CSF-Maske ist, um Bildpunkte mit geringem
Signalanteil in I
2 zu verwerfen.
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Wie
aus Gleichung (8) zu erkennen ist, kann mit Hilfe des Signals der
ersten Signalakquisition, mit Hilfe der Signalintensität
der zweiten Signalakquisition und mit Hilfe des berechneten Skalierungsfaktors
Ccsf ein Bild berechnet werden, das eine
Intensität der anderen Signalkomponenten berücksichtigt,
wobei die Signale der Cerebrospinalflüssigkeit unterdrückt
sind.
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Die
vorliegende Erfindung hat den Vorteil, dass keine Inversion-Recovery-Technik
verwendet wird, wodurch die Gesamtaufnahmezeit gegenüber
herkömmlichen Inversion-Recovery-Verfahren reduziert wird.
Weiterhin wird ein sehr guter T2-Kontrast
im Bild erreicht gegenüber Bildern, die mit dem herkömmlichen
Inversion-Recovery-Verfahren erzeugt wurden. Ein weiterer wichtiger
Vorteil besteht darin, dass die Signalintensität von krankhaften
Geweben sowie Multiple Sklerose nicht unterdrückt wird,
da sowohl die Phasen- als auch die Betragsinformation verwendet
wird. Weiterhin kann das Hintergrundsignal wie beispielsweise von
Fett, Blut, Leber, etc. besser unterdrückt werden, die
eingestrahlte HF-Leistung wird reduziert und es wird eine T2-Wichtung erreicht, die nicht sensitiv gegenüber
den Magnetfeldgradienten ist, die bei der Bildgebung verwendet werden.
Die Erfindung kann immer dann angewendet werden, wenn verschiedene
Gewebekomponenten, welche unterschiedliche T1-
und T2-Zeiten haben, voneinander getrennt
dargestellt werden sollen. Die unterschiedliche T1-Zeit
ist insbesondere notwendig, um die entgegengesetzte Phasenlage nach
der Zeitspanne TRelax1 zu erreichen.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- - M. Essig et
al. „Assessment of Cerebral Gliomas by a New Dark Fluid
Sequence HIRE (High Intensity Reduction)” in Proc. Intl.
Soc. Mag. Reson. Med. 8, 2000, Seite 386 [0004]
