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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Magnetresonanzanlage, um MR-Daten in einem Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts zu erfassen.
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US 8 089 278 B1 offenbart ein MR-Verfahren, bei welchem der K-Raum entlang von Halbprojektionen, die vom Zentrum nach außen verlaufen, abgetastet wird, wobei ein asymmetrisches radiales Abtasten bereitgestellt wird. Dabei kann die Echozeit in einem Bereich von 1,1 bis 1,4 ms liegen.
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In „Real-Time Cardiac Cine Imaging With SPIDER: Steady-State Projection Imaging With Dynamic Echo-Train Readout”, von A. C. Larson u. a., in Magn. Reson. Med. 46 (2011), Seiten 1059–1066 wird ein MR-Verfahren beschrieben, welches den K-Raum radial abtastet. Dabei werden mehrere radiale Auslesezüge (Readouts), welche einer jeweiligen HF-Anregung folgen, abgetastet.
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In „Optimized 3D Ultrashort Echo Time Pulmonary MRI”, von K. M. Johnson u. a., in Magn. Reson. Med. 70 (2013), Seiten 1241–1250 wird ein MR-Verfahren beschrieben, wobei radial vom K-Raum-Zentrum nach außen abgetastet wird. Dabei werden Pulsbreiten von 1 ms und 5 ms erwähnt.
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Weitere radiale MR-Verfahren sind in „Rapid Fat-Suppressed Isotropic Steady-State Free Precession Imaging Using True 3D Multiple-Half-Echo Projection Reconstruction”, von A. Lu u. a., in Magn. Reson. Med. 53, 2005, Seiten 692–699 und in „Self-calibrated Multiple-Echo Acquisition With Radial Trajectories Using the Conjugate Gradient Method (SMART-CG)”, von Y. Jung u. a., in J. Magn. Reson. Imaging, 33, 2011, Seiten 980–987 beschrieben.
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Zum Erfassen von MR-Daten werden unter anderem Magnetfeld-Gradienten geschaltet. Beim Schalten dieser Magnetfeld-Gradienten treten erhebliche Stromstärken auf. Da sich die Gradientenspulen, mit denen die Magnetfeld-Gradienten erzeugt werden, innerhalb des Hauptmagnetfelds (B0-Felds) der Magnetresonanzanlage befinden, wird dadurch eine Lorentzkraft erzeugt, welche zu einer mechanischen Anregung des Gradientensystems der Magnetresonanzanlage führt. Bei einer schnellen Änderung der Magnetfeld-Gradienten und damit einer schnellen Änderung der Lorentzkräfte kommt es dadurch zu starken Vibrationen des gesamten Aufbaus der Magnetresonanzanlage, wobei diese Vibrationen auch über die Raumluft übertragen werden können. In der Folge kommt es abhängig von der eingesetzten Anstiegsrate oder Anstiegsgeschwindigkeit (slew rate) der Magnetfeld-Gradienten zu einer verschieden hohen Lautstärkebelastung. Dabei steigt die Lautstärke in der Regel logarithmisch mit der Anstiegsrate des jeweiligen Gradienten an.
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Da die von einer Magnetresonanzanlage erzeugte Lautstärke von zu untersuchenden Patienten als störend oder sogar Angst einflößend angesehen wird, stellt sich die vorliegende Erfindung die Aufgabe, die Lautstärke beim Erfassen von MR-Daten im Vergleich zum Stand der Technik zu senken.
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Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zum Erfassen von MR-Daten nach Anspruch 1, durch eine Magnetresonanzanlage nach Anspruch 9, durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 11 und durch einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 12 gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
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Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts mittels einer Magnetresonanzanlage bereitgestellt. Dabei umfasst das Verfahren folgende Schritte:
- • Einstrahlen eines HF-Anregungspulses.
- • Erfassen der MR-Daten einer K-Raum-Speiche, während Gradienten geschaltet werden.
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Dabei werden die MR-Daten entlang von Trajektorien erfasst, welche radial durch das K-Raum-Zentrum verlaufen. Eine K-Raum-Speiche entspricht der Hälfte einer solchen Trajektorie. Ausgehend von demselben HF-Anregungspuls werden nur die MR-Daten einer K-Raum-Speiche erfasst, wobei die MR-Daten zuerst im K-Raum-Zentrum (erstes Ende der K-Raum-Speiche) und dann fortlaufend zum K-Raum-Rand (zweites Ende der K-Raum-Speiche) erfasst werden. Dabei ist die Echozeit größer als 1 ms.
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Unter der Echozeit wird dabei diejenige Zeitspanne verstanden, welche zu dem Zeitpunkt beginnt, zu welchem der HF-Anregungspuls seinen Maximalwert aufweist, und welche zu demjenigen Zeitpunkt endet, zu welchem das Erfassen der MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Speiche beginnt.
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Durch die Wahl einer Echozeit von mehr als 1 ms können die zum Erfassen der MR-Daten notwendigen Gradienten vorteilhafterweise mit einer derart geringen Anstiegsrate geschaltet werden, dass die Lautstärke unterhalb eines vorbestimmten Schwellenwerts gehalten werden kann.
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Indem die MR-Daten entlang der K-Raum-Speichen, welche auch als radiale Halbprojektionen bezeichnet werden können, erfasst werden, wird vor dem Auslesen oder Erfassen der MR-Daten vorteilhafterweise kein dephasierender Gradient in Ausleserichtung benötigt. Mit anderen Worten kann aufgrund des Erfassens der MR-Daten entlang der K-Raum-Speichen vor dem Auslesen auf ein von Gradienten-Echo-Sequenzen bekanntes Dephasieren vollständig verzichtet werden oder dieses Dephasieren zumindest stark verkürzt werden, wodurch sehr kurze Echozeiten (z. B. 70 μs) erzielt werden können. Indem die Echozeit erfindungsgemäß dennoch auf mehr als 1 ms eingestellt wird, kann vorteilhafterweise jederzeit die Anstiegsrate aller Gradienten gering gehalten werden. Dadurch kann beispielsweise trotz einer Schichtdicke von 3 mm die Lautstärkebelastung auf ca. 75 dB reduziert werden, wenn mit einer Echozeit von 1,5 ms gearbeitet wird.
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Insbesondere bei einem zweidimensionalen oder schichtweisen Erfassen der MR-Daten kann der HF-Anregungspuls ein Halbpuls sein.
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Da Halbpulse ihr Maximum am Ende des Zeitintervalls aufweisen, in welchem der Halbpuls eingestrahlt wird, muss in Schichtselektionsrichtung nach dem Halbpuls nur ein sehr geringes Schichtrephasierungsmoment aufgebracht werden.
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Wenn es sich bei dem HF-Anregungspuls um einen Halbpuls handelt, werden die MR-Daten jeder K-Raum-Speiche insbesondere zweimal erfasst. Der Schichtselektionsgradient, welcher bei der ersten Messung der jeweiligen K-Raum-Speiche eingesetzt wird, weist im Vergleich zu dem Schichtselektionsgradienten, welcher bei der zweiten Messung derselben K-Raum-Speiche eingesetzt wird, denselben Betrag aber ein anderes Vorzeichen auf.
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Darüber hinaus ist es möglich, dass es sich bei dem Schichtselektionsgradienten, welcher gleichzeitig mit dem HF-Anregungspuls angelegt wird, um einen sich zeitlich während des Einstrahlens des HF-Anregungspulses ändernden Schichtselektionsgradienten handelt. In diesem Fall können der HF-Anregungspuls und der Schichtselektionsgradient derart eingestellt oder aneinander angepasst werden, dass der Schichtselektionsgradient bereits heruntergefahren wird, während der HF-Anregungspuls noch eingestrahlt wird. Dadurch wird das durch den Schichtselektionsgradienten erzeugte Dephasierungsmoment minimiert, so dass im Idealfall kein Schichtrephasierungsmoment erzeugt werden muss.
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Das Erfassen der MR-Daten kann erst dann beginnen, wenn jeder Auslesegradient seinen Maximalwert erreicht hat, was auch als Flattop-Verfahren bezeichnet wird. Dabei werden vorher weitere Gradienten geschaltet, um ein Gradientenmoment zu erzeugen, mit welchem das Gradientenmoment, welches durch das Hochfahren der Auslesegradienten erzeugt wird, ausgeglichen wird. Diese weiteren Gradienten werden dabei vorzugsweise dann geschaltet, wenn der Schichtselektionsgradient zur Rephasierung geschaltet wird.
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Erfindungsgemäß ist es allerdings auch möglich, dass das Erfassen der MR-Daten bereits beim Hochfahren der Auslesegradienten beginnt, was auch als Rampensampling bezeichnet wird.
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Im Vergleich zum Flattop-Verfahren kann die Echozeit beim Rampensampling weiter verkürzt werden, da quasi die Zeit zum Hochfahren der Gradienten eingespart wird.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung können die MR-Daten schichtweise (d. h. zweidimensional) oder dreidimensional erfasst werden.
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Es sei darauf hingewiesen, dass auch bei einer dreidimensionalen Erfassung der MR-Daten mit einer Art Schichtselektionsgradient gearbeitet werden kann, um den Volumenabschnitt (beispielsweise entlang von 60 mm) anzuregen. Da in diesem Fall die Amplituden des Schichtselektionsgradienten sehr gering sind, fällt auch das zu rephasierende Gradientenmoment in Schichtselektionsrichtung entsprechend gering aus, so dass die notwendige Rephasierung innerhalb des zur Phasenkodierung erforderlichen Zeitraums abgeschlossen werden kann. Bei einer dreidimensionalen Erfassung der MR-Daten kann daher in der Regel auf Halbpulse verzichtet werden.
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Zur dreidimensionalen Erfassung der MR-Daten kann auch ein globaler, nicht selektiver HF-Anregungspuls eingesetzt werden. Da dabei kein Schichtselektionsgradient benötigt wird, ist auch keine Rephasierung in Schichtselektionsrichtung notwendig, wodurch die Echozeit entsprechend verkürzt werden kann.
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Bei der dreidimensionalen Erfassung der MR-Daten werden die MR-Daten bevorzugt entlang von Trajektorien erfasst, welche jeweils durch ein einziges dreidimensionales K-Raum-Zentrum verlaufen. Daher sind auch drei Auslesegradienten in allen drei Raumrichtungen erforderlich, um die MR-Daten entlang der jeweiligen Trajektorie zu erfassen.
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Bei der dreidimensionalen Erfassung der MR-Daten ist es allerdings auch möglich, vor dem Erfassen der MR-Daten in einer Raumrichtung einen Phasenkodiergradienten zu schalten, mittels welchem quasi die entsprechende Schicht eingestellt wird, um die MR-Daten dann wie im zweidimensionalen Fall entlang von Trajektorien zu erfassen, welche radial zum Mittelpunkt dieser Schicht innerhalb dieser Schicht verlaufen. Dieses Vorgehen wird auch als „Stack of Stars” bezeichnet.
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Die Anstiegsrate (slew rate) aller Gradienten beim Erfassen der MR-Daten wird derart eingestellt, dass diese Anstiegsrate maximal einem vorbestimmten Prozentsatz (z. B. 20%, besser 10% und am besten 5%) der maximalen Anstiegsrate entspricht, welche der Magnetresonanzanlage für den entsprechenden Gradienten möglich ist.
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Mit anderen Worten entspricht die Anstiegsrate jedes Gradienten während der gesamten Messung höchstens dem vorbestimmten Prozentsatz der maximal möglichen Anstiegsrate. Auch kurze Überschreitungen dieses Prozentsatzes werden dabei nicht toleriert. Dadurch kann die von der Magnetresonanzanlage erzeugte Lautstärke vorteilhafterweise im Vergleich zum Stand der Technik deutlich reduziert werden.
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Um für eine bestimmte Magnetresonanzanlage den vorbestimmten Prozentsatz zu ermitteln, kann auch im Vorfeld die Lautstärke jeweils für bestimmte Anstiegsraten des jeweiligen Gradienten gemessen werden. Da die Lautstärke mit steigender Anstiegsrate ansteigt, kann der vorbestimmte Prozentsatz der maximal möglichen Anstiegsrate als derjenige Prozentsatz der maximalen Anstiegsrate des jeweiligen Gradienten bestimmt werden, bei welchem die Lautstärke, welche sich bei diesem Prozentsatz der maximalen Anstiegsrate ergibt, gerade noch unterhalb oder zumindest nicht höher als ein vorbestimmter Lautstärke-Schwellenwert liegt.
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Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird auch eine Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt in einem Untersuchungsobjekt bereitgestellt. Dabei umfasst die Magnetresonanzanlage einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, mindestens eine HF-Antenne und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der mindestens einen HF-Antenne, zum Empfang von von der oder den HF-Antennen aufgenommenen Messsignalen und zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung der MR-Bilder. Die Magnetresonanzanlage ist derart ausgestaltet, dass die Magnetresonanzanlage mit der mindestens einen HF-Antenne einen HF-Anregungspuls einstrahlt und die MR-Daten entlang von radial durch das K-Raum-Zentrum verlaufenden Trajektorien erfasst. Dabei erfasst die Magnetresonanzanlage die MR-Daten einer K-Raum-Speiche, welche einer halben Trajektorie entspricht, mit der mindestens einen HF-Antenne, während die Magnetresonanzanlage Gradienten mittels des Gradientenfeldsystems schaltet. Die Magnetresonanzanlage erfasst dabei ausgehend von demselben HF-Anregungspuls nur die MR-Daten einer K-Raum-Speiche, wobei die Magnetresonanzanlage die MR-Daten beginnend im K-Raum-Zentrum kontinuierlich zum K-Raum-Rand entlang der K-Raum-Speiche erfasst. Die Echozeit ist dabei größer als 1 ms.
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Die Vorteile der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage entsprechen dabei im Wesentlichen den Vorteilen des erfindungsgemäßen Verfahrens, welche vorab im Detail ausgeführt worden sind, so dass hier auf eine Wiederholung verzichtet wird.
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Des Weiteren beschreibt die vorliegende Erfindung ein Computerprogrammprodukt, insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software, welche man in einen Speicher einer programmierbaren Steuerung bzw. einer Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage laden kann. Mit diesem Computerprogrammprodukt können alle oder verschiedene vorab beschriebene Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden, wenn das Computerprogrammprodukt in der Steuerung oder Steuereinrichtung der Magnetresonanzanlage läuft. Dabei benötigt das Computerprogrammprodukt eventuell Programmmittel, z. B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, um die entsprechenden Ausführungsformen der Verfahren zu realisieren. Mit anderen Worten soll mit dem auf das Computerprogrammprodukt gerichteten Anspruch insbesondere ein Computerprogramm oder eine Software unter Schutz gestellt werden, mit welcher eine der oben beschriebenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden kann bzw. welche diese Ausführungsform ausführt. Dabei kann es sich bei der Software um einen Quellcode (z. B. C++), der noch compiliert (übersetzt) und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder um einen ausführbaren Softwarecode handeln, der zur Ausführung nur noch in die entsprechende Recheneinheit bzw. Steuereinrichtung zu laden ist.
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Schließlich offenbart die vorliegende Erfindung einen elektronisch lesbaren Datenträger, z. B. eine DVD, ein Magnetband oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software (vgl. oben), gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen (Software) von dem Datenträger gelesen und in eine Steuereinrichtung bzw. Recheneinheit einer Magnetresonanzanlage gespeichert werden, können alle erfindungsgemäßen Ausführungsformen des vorab beschriebenen Verfahrens durchgeführt werden.
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Die vorliegende Erfindung ermöglicht eine signifikante Reduzierung der Lautstärke einer Magnetresonanzanlage trotz geringer Echozeiten und trotz geringer Schichtdicken.
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Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter erfindungsgemäßer Ausführungsformen mit Bezug zu den Figuren im Detail beschrieben.
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In 1 ist schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage dargestellt.
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In 2 ist eine erfindungsgemäße zweidimensionale Sequenz dargestellt, wobei die MR-Daten entlang der K-Raum-Speichen erst erfasst werden, nachdem die Auslesegradienten jeweils ihren Maximalwert erreicht haben.
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In 3 ist eine erfindungsgemäße zweidimensionale Sequenz dargestellt, wobei die MR-Daten entlang der K-Raum-Speichen erfasst werden, sobald die Auslesegradienten eingeschaltet werden.
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In 4 sind erfindungsgemäße K-Raum-Speichen im K-Raum dargestellt.
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In 5 ist ein Flussplan einer erfindungsgemäßen Sequenz dargestellt.
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1 ist eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Untersuchungsbereich eines Objekts O, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegend in der Magnetresonanzanlage 5 angeordnet ist. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welchem die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers angeordnet werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert.
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In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenfeldsystem bzw. Gradientenfeldsystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen (auch zeitlich veränderbaren) Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten Gy in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in z-Richtung. Der Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befinden sich eine oder mehrere Hochfrequenzantennen 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts O bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts O umsetzen. Jede Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer ringförmigen, vorzugsweise linearen oder matrixförmigen, Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen der jeweiligen Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22, welches Teil einer Steuereinrichtung 10 der Magnetresonanzanlage 5 ist, umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagerechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
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Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespulen der Hochfrequenzantenne(n) 4 strahlt/en die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und resultierende Echosignale werden über die HF-Empfangsspule(n) abgetastet. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator) des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert, im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert und über den Ausgang 11 ausgegeben. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz 0 demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz 0 und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt über einen Ausgang 11 gewonnenen Messdaten ein MR-Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines MR-Bildes, welche z. B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgt über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
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In 2 ist eine erfindungsgemäße Sequenz dargestellt, mit welcher der K-Raum schichtweise abgetastet wird. Dabei werden die MR-Daten erst erfasst, wenn die Auslesegradienten Gx, Gy 36, 37 ihren Maximalwert erreicht haben.
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Erfindungsgemäß werden die MR-Daten entlang von Trajektorien erfasst, welche radial durch das K-Raum-Zentrum verlaufen, wie es später mit 4 im Detail beschrieben wird. Zum Erfassen der MR-Daten entlang einer K-Raum-Speiche, welche jeweils der Hälfte einer der Trajektorie entspricht, wird ein HF-Anregungspuls 31 eingestrahlt, während gleichzeitig ein Schichtselektionsgradient 32 geschaltet wird. Zum Ausgleich der dephasierenden Wirkung des Schichtselektionsgradienten 32 wird zeitlich nach dem Schichtselektionsgradienten 32 ein Gradient 33 geschaltet, welcher ein Gradientenmoment erzeugt, welches die Wirkung des dephasierenden Gradientenmoments des Schichtselektionsgradienten 32 quasi aufhebt (d. h. gleicher Betrag, aber unterschiedliche Vorzeichen).
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Gleichzeitig mit dem Gradienten 33 werden entlang der Raumrichtungen x und y, welche jeweils senkrecht auf der Schichtselektionsrichtung z stehen, die Gradienten 34, 35 geschaltet. Diese Gradienten 34, 35 erzeugen ein Gradientenmoment, welches vom Betrag her demjenigen Gradientenmoment entspricht, welches die Auslesegradienten 36, 37 beim Hochfahren (d. h. vom Zeitpunkt des Einschaltens der Auslesegradienten 36, 37 bis zum Erreichen ihres Maximalwerts) erzeugen. Da das Vorzeichen des von den Gradienten 34, 35 erzeugten Gradientenmoments genau umgekehrt zu dem Vorzeichen des beim Hochfahren von den Auslesegradienten 36, 37 erzeugten Gradientenmoment ist, tritt zum Beginn des Auslesens der MR-Daten (d. h. zu Beginn der Messzeit TS) eine Art Gradientenecho auf. Die Echozeit TE entspricht dabei dem Zeitintervall, welches zum Zeitpunkt des Maximalwerts des HF-Anregungspulses 31 beginnt und zu Beginn der Messzeit TS endet. Während der Messzeit TS weisen die Auslesegradienten 36, 37 ihren Maximalwert auf und die MR-Daten einer K-Raum-Speiche werden ausgelesen.
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Die in 2 dargestellte Sequenz wird entsprechend für jede K-Raum-Speiche ausgespielt, um die MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Speiche zu erfassen.
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In 3 ist eine weitere erfindungsgemäße Sequenz zum Erfassen von MR-Daten entlang einer K-Raum-Speiche dargestellt.
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Im Unterschied zu der in 2 dargestellten Sequenz beginnt das Erfassen der MR-Daten bei der in 3 dargestellten Sequenz allerdings bereits mit dem Einschalten der Auslesegradienten 36, 37. Daher werden die Gradienten 34, 35 (siehe 2) nicht benötigt, weshalb bei der Sequenz der 3 der freie Induktionszerfall (und kein Gradientenecho) erfasst wird. Dieses Erfassen der MR-Daten beim Hochfahren der Auslesegradienten 36, 37 wird auch als Rampensampling bezeichnet. Da quasi das Zeitintervall, in welchem die Auslesegradienten 36, 37 hochgefahren werden, eingespart wird, ist die Echozeit TE bei der Sequenz der 3 kürzer als bei der Sequenz der 2.
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In gleicher Weise wie bei der in 2 dargestellten Sequenz wird die in 3 dargestellte Sequenz entsprechend für jede K-Raum-Speiche ausgespielt, um die MR-Daten der jeweiligen K-Raum-Speiche zu erfassen.
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In 4 sind die erfindungsgemäßen K-Raum-Speichen 38 im K-Raum 40 dargestellt.
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Man erkennt, dass jede K-Raum-Speiche 38 im K-Raum-Zentrum 39 beginnt und am Rand des K-Raums 40 endet. Da der K-Raum 40 anhand dieser K-Raum-Speichen 38, welche auch als radiale Halbprojektionen bezeichnet werden können, abgetastet wird, wird das K-Raum-Zentrum 39 gleich zu Beginn der Datenerfassung ausgelesen, wodurch die Echozeit TE sehr kurz gehalten werden kann.
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In 5 ist ein Flussplan zum erfindungsgemäßen Erfassen der MR-Daten dargestellt.
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Um die MR-Daten entlang einer Halbprojektion bzw. K-Raum-Speiche 38 zu erfassen, wird im ersten Schritt S1 der HF-Anregungspuls 31 eingestrahlt. Anschließend werden die MR-Daten entlang der jeweiligen Halbprojektion im Schritt S2 erfasst. Die Schritte S1, S2 werden so oft in der angegebenen Reihenfolge wiederholt, bis die MR-Daten im gesamten K-Raum 40 erfasst worden sind.
