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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erstellen von 4D-Flussbildern mittels einer Magnetresonanzanlage und eine Vorrichtung zum Erstellen von 4D-Flussbildern mittels einer Magnetresonanzanlage. Weiterhin betrifft die Erfindung eine Magnetresonanzanlage.
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Die MR-Phasenkontrast-Flussbildgebung (auch Phasenkontrast-Flussmessung genannt) ist ein nicht invasives in vivo anwendbares quantitatives Verfahren. Die Phasenkontrast-Flussmessung beruht auf den unterschiedlichen Phasen, die sich bei einer MR-Aufnahme in der transversalen Magnetisierung entwikkeln können. In der Anwesenheit von zeitlich veränderlichen Gradientenfeldern sammelt eine im äußeren B0-Feld bewegte Magnetisierung eine Phase auf. Diese kann genutzt werden, um Geschwindigkeiten zu kodieren. Dazu werden die unterschiedlichen Einflüsse der MR-Bildgebung auf die Magnetisierung durch spezielle Gradientenschaltungen derart ausgeglichen, dass nur noch Phasendifferenzen bestehen bleiben, die sich aufgrund der Bewegung der Magnetisierung ausbilden, beispielsweise beim Fluss des Blutes in einem Gefäß relativ zu der stationären Gefäßwand. Anders ausgedrückt, erhält die Magnetisierung der fließenden Materie durch das Anlegen eines Bipolargradienten einen Phasenversatz, der proportional zu der Geschwindigkeit der fließenden Teilchen ist. Stillstehende Untersuchungsbereiche weisen diese Phase idealerweise nicht auf. Die Phaseninformation eines MR-Signals ist im imaginären Anteil des Signals enthalten, der bei herkömmlichen MR-Messungen in der Regel verworfen wird oder mit dem eigentlichen anatomischen Magnitudenbild verrechnet wird. Im Normalfall enthält der imaginäre Anteil des Signals keine sinnvoll nutzbaren Informationen. Bei der Phasenkontrastmessung wird jedoch der imaginäre Anteil als eigener Datensatz zu einem Phasenbild rekonstruiert. Dieses Phasenbild enthält in jedem Bildpunkt als Graustufe kodiert die Information über die Geschwindigkeit und Richtung des entsprechenden Bildpunkts bzw. Bildvoxels. Die Richtung wird als Graustufenskala kodiert. Bei weißen Bildpunkten ist der Fluss auf den Betrachter hin gerichtet, bei schwarzen Bildpunkten ist der Fluss vom Betrachter weg gerichtet.
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Bei der Phasenkontrast-Flussmessung treten unterschiedliche Störphänomene auf, die das Ergebnis beeinträchtigen können. Ein Phänomen ist die sogenannte Phaseneinfaltung bzw. das darauf zurückzuführende Aliasing. Dieses rührt daher, dass nur Werte der Phase der transversalen Magnetisierung von +180° bis –180° richtig erkannt werden. Alle Werte, die darüber hinausgehen, werden nicht richtig erkannt und werden fälschlicherweise als Flüsse mit entgegengesetzter Richtung im Datensatz bzw. im Phasenbild dargestellt. Daher muss vor einer Phasenkontrast-Messung der Geschwindigkeitsbereich des zu untersuchenden Bereichs bzw. der darin sich bewegenden Flüssigkeiten festgelegt werden. Dabei wird das Gradientenprofil der Sequenz so modifiziert, dass die maximale Phasendifferenz von +–180° gerade dem angegebenen Geschwindigkeitsbereich entspricht. Diese Geschwindigkeit wird als Kodiergeschwindigkeit bzw. „encoding velocity“ (VENC) bezeichnet. Zu geringe Werte der VENC führen zu dem bereits erwähnten Aliasing. Andererseits nimmt das Rauschen einer Phasenkontrast-Flussmessung mit der Höhe der VENC zu, so dass bei zu hoch gewählter VENC ebenfalls eine Verfälschung der Messergebnisse zu erwarten ist.
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Weitere Fehler ergeben sich aus Phänomenen, welche aufgrund von Wirbelströmen und Maxwell-Termen (Magnetfelder höherer Ordnung) auftreten. Aus diesem Grund ist bei einer Phasenkontrast-Flussmessung auch die Phase der stationären Bereiche nicht exakt null. Zur Kompensation der genannten Fehler können die Maxwell-Terme berechnet werden und die Bilder mit den Rechenergebnissen korrigiert werden. Jedoch sind die Wirbelströme viel schwerer zu korrigieren bzw. zu kompensieren, da sie nur sehr schwer vorhersagbar sind.
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In letzter Zeit ist eine neue Art der Phasenkontrast-Bildgebung „4D-Fluss“ („4D Flow“) entwickelt worden, womit eine vollständige vektorielle Messung von Flussfeldern in einem Volumen erzielt werden kann. Dabei wird eine Geschwindigkeitsinformation über die Zeit in einem dreidimensionalen Raum erzeugt. Die Aufnahmezeit eines 4D-Flussdatensatzes ist, infolge der mehrfachen Geschwindigkeitskodierungen in verschiedenen Richtungen und einer räumlichen sowie zeitlichen Abdeckung des zu untersuchenden Bereichs bzw. der damit verbundenen benötigten räumlichen und zeitlichen Auflösung, üblicherweise sehr lang. Ferner wird typischerweise ein Navigator verwendet, um ein Takten der Aufnahme mit dem Atemrhythmus bei einer langandauernden Aufnahmezeit zu ermöglichen. Damit werden Aufnahmezeiten von etwa 15 Minuten erreicht.
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Im Vergleich zu der etablierten Phasenkontrast-Flussmessung für die Messung der Flussgeschwindigkeiten, bei der eine einzelne Schicht mit einer Flusskodierung senkrecht zu der Schichtebene aufgenommen wird, werden bei der Sequenz „4D-Fluss“ Daten mit mehreren Flusskodierungsrichtungen (flusskompensiert (resultierendes erstes magnetisches Moment M1 = 0), vx, vy, vz) aufgenommen. Typischerweise wird die innerste Schleife in der Sequenz derart angelegt, dass darin Daten für mehrere unterschiedliche Flusskodierungsrichtungen aufgenommen werden. Zur Aufnahme der Vektorfelder werden bipolare Gradienten angelegt. Da die bipolaren Gradienten für verschiedene Flusskodierungsrichtungen in verschiedenen Richtungen angelegt werden, wird das effektiv wiederholte Gradientenmuster, das das Entstehen der Wirbelströme im stationären Zustand verursacht, während der Aufnahme eines 4D-Fluss-Protokolls, in einem Zeitintervall, das der effektiven Repetitionszeit TR(4D)= 4 × ES entspricht, wiederholt, wobei ES das echo spacing der zugrundeliegenden Bildgebungssequenz beschreibt, was sich entsprechend der Anzahl der Geschwindigkeitskodierrichtungen im Vergleich zur einfachen Phasenkontrast-Flussmessung wiederholt. Aus diesem Grund sind die entstehenden Wirbelströme im Gleichgewicht (nach vielen Wiederholungen des Gradientenmusters) ggf. stärker und die damit in Verbindung stehende Hintergrundphase bei „4D-Fluss“ höher als bei Flusskodier-Protokollen mit einer einzigen Geschwindigkeitsrichtung, wo derselbe Geschwindigkeits-Kodiergradient im Zeitabstand einer kürzeren Repetitionszeit TR(2D) = 2 × ES angelegt wird.
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Weiterhin gibt es Maßnahmen, mit denen eine schnellere Bildaufnahme gewährleistet wird, wobei die Gesamtaufnahmezeit in der Größenordnung weniger Minuten unter Verwendung eines klassischen Navigators erreicht werden kann.
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Zudem sind nun auch verbesserte Bewegungsregistrierungstechniken verfügbar, die eine Registrierung von Datensätzen über mehrere Atemzyklen erlauben. Die Beschleunigung der 4D-Fluss-Technologie auf eine Dauer weniger Atemzüge würde eine klinische Anwendung ermöglichen.
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Allerdings ergeben sich aus der herkömmlichen Vorgehensweise bei der 4D-Fluss-Bildaufnahme die folgenden Schwierigkeiten. Bisher wird bei der 4D-Fluss-Bildaufnahme die Geschwindigkeitskodierung in der innersten Schleife durchgeführt, wobei der Patiententisch stationär ist. Aufgrund der schnellen Gradienten-Änderungen ergeben sich Wirbelströme, die ein Hintergrundsignal zur Folge haben, welches sich mit dem Abstand zum Isozentrum verstärkt.
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Weiterhin bestehen folgende Probleme, welche eine klinische Anwendung des „4D-Fluss“ Verfahrens erschweren. Zum einen sind die Aufnahmezeiten für „4D-Fluss“ immer noch zu lang und zum anderen treten verstärkte Wirbelströme, insbesondere bei einer beschleunigten Vorgehensweise, aufgrund des komplexeren Flusskodierungsschemas bzw. der unterschiedlichen Flusskodierrichtungen bei „4D-Fluss“ auf.
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Es kann also eine Aufgabe darin gesehen werden, ein schnelleres, präziseres und weniger fehleranfälliges Verfahren zum Erstellen von 4D-Flussbildern zu entwickeln.
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Diese Aufgabe wird durch das Verfahren gemäß Patentanspruch 1, durch die Vorrichtung gemäß Patentanspruch 12 und durch die Magnetresonanzanlage gemäß Patentanspruch 13 gelöst.
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Bei dem Verfahren zum Erstellen von 4D-Flussbildern wird zunächst ein Volumenfluss-Datensatz aufgenommen, wobei der Fluss in einer einzigen Richtung kodiert wird. Der vorhergehende Schritt wird mit mindestens einer, bevorzugt mehreren Flusskodierungsrichtungen, besonders bevorzugt allen übrigen Flusskodierungsrichtungen, wiederholt. Aus den aufgenommenen, den jeweiligen Flusskodierungsrichtungen zugeordneten Daten werden Phasenbilder berechnet. Weiterhin werden anatomische Magnitudenbilder von allen Flusskodierungsrichtungen bzw. Geschwindigkeitskodierungen berechnet. Dann werden auf Basis der Magnitudenbilder Deformationsfelder berechnet und die resultierenden Deformationsfelder auf die entsprechenden Phasenbilder, die sich aus den den jeweiligen Geschwindigkeitskodierungen zugeordneten Daten ergeben, angewandt. Durch die Anwendung der Deformationsfelder auf die Phasenbilder werden die sich aus dem zeitlichen Versatz, mit dem die den unterschiedlichen Kodierrichtungen zugeordneten Daten aufgenommen werden, ergebenden Verzerrungen korrigiert. Schließlich wird ein 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfeld basierend auf einer Phasendifferenzrekonstruktion der korrigierten Phasenbilder berechnet. Mit dem genannten Verfahren wird eine Verkürzung der Aufnahmezeit sowie eine verbesserte Bildqualität aufgrund der Verringerung von Wirbelströmen erreicht.
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Eine dem erfindungsgemäßen Verfahren zugrundeliegende Idee besteht darin, eine sequenzielle Aufnahme von den einzelnen Flusskodierungrichtungen zugeordneten Rohdaten vorzunehmen. Trotz der individuellen, für ein gegebenes Volumen oder für eine Schicht oder einen Schichtstapel für einen bestimmten Aufnahmezeitpunkt oder ein Aufnahmezeitintervall festgelegten Flusskordierrichtung, können die den unterschiedlichen Kodierungsrichtungen zugeordneten Geschwindigkeiten für einen bestimmten Zeitpunkt ermittelt bzw. rekonstruiert werden. Dies geschieht basierend auf aus zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgenommenen Daten ermittelten Magnitudenbildern bzw. aus den daraus zu bestimmenden Deformationsfeldern, die sich aus der zeitlichen Veränderung des Untersuchungsobjekts bzw. durch den zeitlichen Versatz der Aufnahme der den einzelnen Magnitudenbildern zugeordneten Daten ergeben. Somit wird trotz der sequentiellen Aufnahme der den einzelnen Flusskodierrichtungen zugeordneten Daten eine Bestimmung eines dreidimensionalen Geschwindigkeitsfeldes ermöglicht. Im Gegensatz zu den herkömmlichen Verfahren wird bei dem Abtasten eines zu untersuchenden Bereichs die Kodierrichtung erst nach einer vollständigen Abtastung beispielsweise im Fall einer schichtselektiven Abtastung einer Schicht oder eines aus mehreren Schichten bestehenden Schichtstapels, was dem Aufnehmen eines 2D-Mehrschicht-Volumenfluss-Datensatzes entspricht, geändert. Die Kodierrichtung bzw. Flusskodierrichtung ergibt sich aus der Richtung, in der die bipolaren Gradientenfelder angelegt werden. Aufgrund der Änderung der Flusskodierrichtung erst nach der Abtastung einer vollständigen Schicht bzw. eines vollständigen Schichtstapels wird die Änderungsrate der Gradientenpulse reduziert und somit die oben beschriebenen Artefakte reduziert.
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Aus den Rohdaten lassen sich sowohl Phasenbilder als auch anatomische Magnitudenbilder berechnen. Aus den Magnitudenbildern können Deformationsfelder berechnet werden, die auf die Phasenbilder angewandt werden, die sich aus den den jeweiligen Flusskodierrichtungen zugeordneten Daten ergeben. Wenn ein einzelner Kodierblock zu zeitaufwändig ist, kann ein Subsatz jedes Blocks in einem Bewegungszyklus des Untersuchungsobjekts, beispielsweise einem Atemzug, aufgenommen werden und die Daten mehrerer Atemzüge können hinsichtlich der Bewegungen korrigiert werden. Anstatt die Abtastzeit zu reduzieren, kann auch die zeitliche Auflösung erhöht werden. Beispielsweise können alle Kodierungen effektiv zu denselben Zeitpunkten innerhalb eines Bewegungszyklus eines Aufnahmeobjekts aufgenommen werden und die Daten für die verschiedenen Geschwindigkeitsrichtungen sequenziell aufgenommen werden. Insbesondere kann es sich bei dem Bewegungszyklus um einen Herzschlag-Zyklus oder einen Atemzyklus handeln.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung zum Erstellen von 4D-Flussbildern mittels einer Magnetresoanzanlage weist eine Ansteuerungseinheit auf, die dazu eingerichtet ist, eine Pulssequenz für eine Phasenkontrastmessung zu erzeugen, um einen Volumenfluss-Datensatz zu erfassen. Die Ansteuerungseinheit kann zum Beispiel eine entsprechend modifizierte Messsteuerungseinheit einer Magnetresonanzanlage sein. Zunächst wird der Fluss für eine Schicht oder einen Schichtstapel oder einen Volumenbereich nur in einer einzigen Richtung kodiert. Anschließend wird die Aufnahme für diese Schicht bzw. den Schichtstapel oder alternativ den Volumenbereich in allen Flusskodierungsrichtungen wiederholt. Die Vorrichtung weist eine Phasenbild-Ermittlungseinheit auf, die dazu eingerichtet ist, Phasenbilder aus den Daten, die den jeweiligen Flusskodierungsrichtungen zugeordnet sind, zu berechnen. Zudem weist die Vorrichtung eine Magnitudenbild-Ermittlungseinheit auf, die dazu eingerichtet ist, anatomische Magnitudenbilder aus den Daten, die den jeweiligen Flusskodierungsrichtungen zugeordnet sind, zu berechnen. Genauer gesagt, werden also die für die Phasenkontrastmessung aufgenommenen Daten zusätzlich dazu verwendet, Magnitudenbilder zu erzeugen, aus deren Änderung bzw. Deformation auf die zwischen den Aufnahmen mit verschiedenen Geschwindigkeitskodierungen aufgetretenen Veränderungen geschlossen werden kann. Zudem weist die Vorrichtung eine Vergleichseinheit auf, die dazu eingerichtet ist, auf Basis der Magnitudenbilder Deformationsfelder zu berechnen. Die Deformationsfelder geben Auskunft über die zwischen den einzelnen Kodierungszeitpunkten auftretende Veränderung des zu untersuchenden Objekts. Weiterhin weist die Vorrichtung eine Phasenbild-Korrektureinheit auf, die dazu eingerichtet ist, auf Basis der aus den Magnitudenbildern resultierenden Deformationsfelder die berechneten Phasenbilder zu korrigieren. Schließlich weist die Vorrichtung eine 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfeld-Rekonstruktionseinheit auf, die dazu eingerichtet ist, ein 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfeld basierend auf einer Phasendifferenzrekonstruktion der korrigierten Phasenbilder zu rekonstruieren.
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Die erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage weist die erfindungsgemäße Vorrichtung auf.
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Die Erfindung umfasst auch ein Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher der erfindungsgemäßen Vorrichtung ladbar ist, mit Programmcode-Abschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der erfindungsgemäßen Vorrichtung ausgeführt wird. Eine solche softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass bisherige Steuereinrichtungen von Magnetresonanzanlagen durch Implementierung des Programms in geeigneter Weise modifiziert werden können, um in der erfindungsgemäßen Weise ein Messprotokoll festzulegen, was z. B. mit den oben genannten Vorteilen verbunden ist.
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Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten besonders vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung, wobei insbesondere auch die Ansprüche einer Kategorie analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
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Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens umfasst der Volumenfluss-Datensatz einen 2D-Mehrschicht-Volumenfluss-Datensatz oder alternativ einen 3D-Volumenfluss-Datensatz. Im Fall des 2D-Volumenfluss-Datensatzes wird zunächst für eine Schicht oder einen Schichtstapel jeweils zunächst eine vollständige Abtastung in einer einzigen Kodierrichtung bzw. Flusskodierrichtung vorgenommen. Erst anschließend wird die Kodierrichtung geändert und die Abtastung der genannten Schicht bzw. des Schichtstapels mit der geänderten Kodierrichtung wiederholt. Aufgrund der Änderung der Flusskodierrichtung erst nach der Abtastung einer vollständigen Schicht bzw. eines vollständigen Schichtstapels wird die Änderungsrate der Gradientenpulse reduziert.
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Gemäß einer alternativen Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens kann anstatt des 2D-Mehrschicht-Volumenfluss-Datensatzes ein 3D-Volumenfluss-Datensatz aufgenommen werden. In diesem Fall werden also keine einzelnen Schichten nacheinander aufgenommen, sondern dreidimensionale Bereiche nacheinander in verschiedenen Kodierrichtungen abgetastet.
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Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens wird der Volumenfluss-Datensatz während eines einzigen Bewegungszeitabschnitts bzw. Bewegungszyklus des Untersuchungsobjekts, beispielsweise in einem einzigen Atemzug, aufgenommen. Genauer gesagt, wird vorteilhaft ein Datensatz mit einer Kodierrichtung während des Intervalls zwischen zwei Atemzeitpunkten aufgenommen. Der Datensatz mit der nächsten Kodierrichtung kann anschließend in dem nächsten Intervall zwischen zwei Atemzeitpunkten aufgenommen werden. Durch diese Vorgehensweise kommt es nicht zu durch die Atembewegung erzeugten Artefakten, wie es bei herkömmlichen Verfahren der Fall ist.
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Zur Beschleunigung der Bildaufnahme kann der Volumenfluss-Datensatz basierend auf einem beschleunigten Verfahren wie PAT oder inkohärenten Unterabtastungen (compressed sensing) aufgenommen werden. Dabei werden für die einzelnen Kodierrichtungen bewusst Unterabtastungen vorgenommen und die fehlenden Daten durch aufwändigere iterative Verfahren rekonstruiert.
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Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch dahingehend modifiziert bzw. ergänzt werden, dass der Volumenfluss-Datensatz mit einer Bewegung des Untersuchungsobjekts während des Abtastens aufgenommen wird, um die Aufnahme auf den Nahbereich des Isozentrums zu beschränken. Beispielsweise kann das erfindungsgemäße Verfahren als Aufnahmeverfahren mit einem bewegten Patiententisch („Tim-CT“) ausgestaltet werden. Dieses Aufnahmeverfahren wird üblicherweise mit einem axialen Einzelaufnahmemodul durchgeführt, während der Tisch kontinuierlich bewegt wird. Die Beschränkung des Aufnahmebereichs auf das Isozentrum ermöglicht es, dass bei den 4D-Fluss-Messungen zusätzlich die Wirbelströme, die nichtlinearen Gradienten und die möglichen Maxwellfehler reduziert werden, da alle Schichten nahe dem Isozentrum aufgenommen werden, wo diese Effekte minimiert sind.
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Dagegen machen sich bei einer 4D-Fluss-Aufnahme mit fester Tischposition negative Effekte durch Beiträge von exzentrischen Positionen bemerkbar. Bei einem Abstand zum Isozentrum von mehreren Zentimetern bis der Hälfte des FOV (Sichtfeld) in z-Richtung des MR-Systems können die Abweichungen leicht die Größenordnung einiger Prozent der gemessenen Geschwindigkeit erreichen, was ein erhebliches Problem für die Genauigkeit bei solchen Flussmessungen darstellt.
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Gemäß einer Ausgestaltung kann bei dem erfindungsgemäßen Verfahren der Schritt der sequenziellen Fluss-Bildaufnahme mit allen Flusskodierungsrichtungen flusskompensiert und/oder in einer vx-Richtung, in einer vy-Richtung, in einer vz-Richtung und/oder mit einem anderen Kodierschema durchgeführt werden. Als Kodierschema kann ferner auch z.B. ein tetraedrisches oder beliebiges anderes Schema verwendet werden.
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Gemäß einer besonders bevorzugten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird nach den beschriebenen Verfahrensschritten, d.h. nach dem Berechnen eines 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfeldes, eine Standard 4D-Flussprozessierung zur Analyse und bildlichen Darstellung angewandt, um eine Bildwiedergabe der erfassten Daten zu realisieren. Es lassen sich also bereits vorhandene Bildverarbeitungsprozesse auch im Anschluss an die Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens nutzen, um eine bildliche Darstellung der Phasenkontrastmessung zu ermöglichen bzw. zu verbessern.
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Da eine einzelne Geschwindigkeitskodieraufnahme mit einer hohen zeitlichen Auflösung, beispielsweise mit einer Frame-Rate von 40 ms durchgeführt werden kann, sind bei dem erfindungsgemäßen 4D-Fluss-Bildaufnahmeverfahren die Bewegungsartefakte, beispielsweise in dem Fall der Aufnahme von 2D-Mehrschicht-Volumenfluss-Datensätzen, über die aufeinanderfolgenden aufgenommenen Schichten minimal und die Bewegung aufgrund eines sich bewegenden zu untersuchenden Objekts, beispielsweise die Herzkontraktion und/oder die Atembewegung, kann in den aufgenommenen Bilderserien aufgelöst werden. Daher sind die typischen Zickzackartefakte, wie sie für die Verfahren zum Aufnehmen eines einzigen Bildes pro Herzbewegung bekannt sind (zum Beispiel bei QISS), nicht zu erwarten.
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Wenn die Reduktion der Wirbelströme bei aufeinanderfolgenden Messungen für unterschiedliche Flusskodierungen nicht relevant ist, kann es trotzdem vorteilhaft sein, dieses Abtastverfahren mit bewegtem Patiententisch mit mehreren unterschiedlichen Kodierungen einzusetzen, da die einzelnen Kodierdatensätze, die in Echtzeit aufgenommen wurden, die kontinuierliche Bewegung des Untersuchungsbereichs abdecken und daher die Registrierung besser sein sollte als in einer überlappten Aufnahme, bei der die unterschiedlichen Kodierungen in der innersten Schleife aufgenommen werden, wodurch bei der herkömmlichen Herangehensweise ein Verlust der zeitlichen Auflösung um den Faktor der Gesamtzahl der Kodierungen bzw. Kodierungsrichtungen in Kauf genommen werden muss.
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Um physiologische Veränderungen über unterschiedliche Kodierepisoden zu berücksichtigen, können die Daten für eine sich ändernde Herzfrequenz mittels Interpolations- oder Extrapolationsalgorithmen korrigiert werden, was in ähnlicher Weise angewandt werden kann, wie bei einer getriggerten retrogating Rekonstruktion. Dabei werden die in einem Herzschlag bei einem bestimmten k-Raum Segment gemessenen Daten auf ein mittleres RR Intervall interpoliert, bevor die Rekonstruktion aller k-Raum Daten erfolgt.
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Der Effekt der Bewegung des Untersuchungsobjekts auf die flusssensitive Signalaufnahme aufgrund der Tischbewegung während einer Aufnahme einer einzelnen Schicht bzw. eines einzelnen Schichtstapels kann beispielsweise im Fall der Aufnahme von 2D-Mehrschicht-Volumenfluss-Datensätzen durch Kompensation der kontinuierlichen Tischbewegung durch Verschieben der Aufnahmeschicht, relativ zu einem Isozentrum der verwendeten Magnetresonanzanlage, in der der Tischbewegung entgegengesetzten Richtung, vermieden werden. Bei dem Start der Aufnahme der nächsten Schicht, wird die Schichtposition dann aufgrund der Tischbewegung auf die nächste aufzunehmende Position innerhalb des Patienten verschoben, während eine Schichtbewegung während der Aufnahme der einzelnen Schichten oder Schichtstapel vermieden werden kann. Die Schicht wandert also mit, bis eine Schicht abgeschlossen ist und springt dann auf die nächste Schichtposition im Patienten, die dann wiederum mit dem kontinuierlich verschobenen Patienten weiterwandert usw.
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Die Tischgeschwindigkeit kann an die Änderungen der physiologischen Parameter wie die Herzfrequenz oder die Atemfrequenz angepasst werden. Durch die Verwendung von Tim_CT in Verbindung mit der vektorkodierten Phasenkontrastaufnahme kann die verwendbare z-FOV, d.h. der Bildbereich in z-Richtung, auf typische mit dem Tim-CT-Verfahren erreichte Bereiche von bis zu 200 cm ausgedehnt werden, ohne dass die bereits erwähnten Probleme, wie zum Beispiel Wirbelstromeffekte und nichtlineare Gradienten, auftreten. Die Kombination aus der stetigen Verschiebung des Tischs und dem oben erläuterten Aufnahmeverfahren ermöglicht eine noch bessere Minimierung von Wirbelströmen, die bei dem herkömmlichen Verfahren aufgrund der schnellen Änderung der Geschwindigkeitskodierrichtung in der innersten Schleife der Aufnahmesequenz erzeugt werden. Das genannte Verfahren lässt sich auch als unterabgetastetes Verfahren realisieren. Die Aufnahme in Echtzeit kann auf klassische Art und Weise realisiert sein, wobei eine separate Referenzaufnahme mit Flusskompensation für jede Geschwindigkeitskodierrichtung aufgenommen wird Die Aufnahme mit Flusskompensation hat den Vorteil, dass die kompensierte und die kodierte Messung aufgrund der zeitlichen Nähe besser zusammen passen.
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Alternativ kann, um die Aufnahmegeschwindigkeit zu erhöhen, eine echte Einzelflusskodierung mit jeder Bewegung, d.h. der ersten Bewegung mit Flusskompensation, der zweiten mit vx-Kodierung, der dritten mit vy-Kodierung und der vierten mit vz-Kodierung aufgenommen werden. Diese Art des Verfahrens würde eine zusätzliche Geschwindigkeitserhöhung um 50% bedeuten (4 statt 3 mal 2 Aufnahmen).
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Durch die sequenzielle Aufnahme der 4D-Flussdaten für unterschiedliche Geschwindigkeitskodierungen wird eine Echtzeitdatenaufnahme ermöglicht und genügend Raumabdeckung in kurzer Zeit (in einem Atemzug für die höchste Beschleunigung der Aufnahme) erreicht. Weiterhin wird eine Reduktion der Wirbelströme infolge des VENC-Umschaltens durch die beschriebene sequenzielle Aufnahme der Rohdaten für die einzelnen Geschwindigkeitskodierungen erzielt. Dabei wird durch eine gleichzeitige Aufnahme von Magnitudenbildern für jede Geschwindigkeitskodierung und die Anwendung der Deformationsfelder auf die Phasenbilder eine Qualitätsverschlechterung der Aufnahme aufgrund von durch den zeitlichen Versatz der Aufnahme bedingten Verzerrungen vermieden. Wird diese Aufnahmetechnik mit einer Aufnahme mit bewegtem Tisch kombiniert, können ferner Effekte, wie zum Beispiel Wirbelströme, nichtlineare Gradienten und verbleibende Maxwelleffekte, wie sie bei einer dezentrierten Aufnahme von phasenkodierten Bildern auftreten, minimiert werden.
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Wie bereits beschrieben, wird eine zusätzliche Korrektur als Kompensation des sich bewegenden Tischs dadurch erreicht, dass die Aufnahmeschichten in der der Bewegungsrichtung des Tischs entgegengesetzten Richtung bewegt werden. Durch Aufnahme mit bewegtem Tisch wird zudem eine erweiterte Raumabdeckung erreicht. Eine zusätzliche Erhöhung der Geschwindigkeit der Aufnahme wird mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ermöglicht, da das Takten mit einem Navigator vermieden werden kann.
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Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
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1 eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,
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2 eine schematische Darstellung eines Verfahrens gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
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In 1 ist grob schematisch eine erfindungsgemäß eingerichtete Magnetresonanzanlage 1 dargestellt. Sie umfasst zum einen den eigentlichen Magnetresonanzscanner 2 mit einem darin befindlichen Untersuchungsraum 8 bzw. Patiententunnel 8. Eine Liege 7 ist in diesen Patiententunnel 8 hineinfahrbar, so dass ein darauf liegender Patient O oder Proband während einer Untersuchung an einer bestimmten Position innerhalb des Magnetresonanzscanners 2 relativ zu dem darin angeordneten Magnetsystem und Hochfrequenzsystem gelagert werden kann bzw. auch während einer Messung zwischen verschiedenen Positionen verfahrbar ist.
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Wesentliche Komponenten des Magnetresonanzscanners 2 sind ein Grundfeldmagnet 3, ein Gradientensystem 4 mit Magnetfeldgradientenspulen zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten in x-, y- und z- Richtung sowie eine Ganzkörper-Hochfrequenzspule 5. Die Magnetfeldgradientenspulen in x-, y- und z-Richtung sind unabhängig voneinander ansteuerbar, so dass durch eine vorgegebene Kombination Gradienten in beliebigen logischen Raumrichtungen (beispielsweise in Schichtselektionsrichtung, in Phasenkodierrichtung oder in Ausleserichtung) angelegt werden können, wobei diese Richtungen i. d. R. von der gewählten Schichtorientierung abhängen. Ebenso können die logischen Raumrichtungen auch mit den x-, y- und z-Richtungen übereinstimmen, beispielsweise Schichtselektionsrichtung in z-Richtung, Phasenkodierrichtung in y-Richtung und Ausleserichtung in x-Richtung. Der Empfang von im Untersuchungsobjekt O induzierten Magnetresonanzsignalen kann über die Ganzkörperspule 5 erfolgen, mit der in der Regel auch die Hochfrequenzsignale zur Induzierung der Magnetresonanzsignale ausgesendet werden. Üblicherweise werden diese Signale aber mit einer Lokalspulenanordnung 6 mit beispielsweise auf oder unter den Patient O gelegten Lokalspulen (von denen hier nur eine dargestellt ist) empfangen. Alle diese Komponenten sind dem Fachmann grundsätzlich bekannt und daher in der 1 nur grob schematisch dargestellt.
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Die Komponenten des Magnetresonanzscanners 2 sind von einer Steuereinrichtung 10 ansteuerbar. Dabei kann es sich um einen Steuerrechner handeln, der auch aus einer Vielzahl von – gegebenenfalls auch räumlich getrennten und über geeignete Kabel oder dergleichen untereinander verbundenen – Einzelrechnern bestehen kann. Über eine Terminalschnittstelle 17 ist diese Steuereinrichtung 10 mit einem Terminal 20 verbunden, über das ein Bediener die gesamte Anlage 1 ansteuern kann. Im vorliegenden Fall ist dieses Terminal 20 als Rechner mit einer Tastatur, einem oder mehreren Bildschirmen sowie weiteren Eingabegeräten wie beispielsweise einer Maus oder dergleichen ausgestattet, so dass dem Bediener eine grafische Benutzeroberfläche zur Verfügung steht.
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Die Steuereinrichtung 10 weist u. a. eine Gradienten-Steuereinheit 11 auf, die wiederum aus mehreren Teilkomponenten bestehen kann. Über diese Gradienten-Steuereinheit 11 werden die einzelnen Gradientenspulen gemäß einer Gradientenpulssequenz GS mit Steuersignalen beschaltet. Hierbei handelt es sich wie oben beschrieben um Gradientenpulse, die während einer Messung an genau vorgesehenen zeitlichen Positionen und mit einem genau vorgegebenen zeitlichen Verlauf gesetzt (ausgespielt) werden.
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Die Steuereinrichtung 10 weist außerdem eine Hochfrequenz-Sendeeinheit 12 auf, um in die Ganzkörper-Hochfrequenzspule 5 jeweils Hochfrequenzpulse gemäß einer vorgegebenen Hochfrequenzpulssequenz HFS der Pulssequenz einzuspeisen. Die Hochfrequenzpulssequenz HFS umfasst beispielsweise Anregungs- und Refokussierungspulse. Der Empfang der Magnetresonanzsignale geschieht dann mit Hilfe der Lokalspulenanordnung 6, und die davon empfangenen Rohdaten RD werden von einer HF-Empfangseinheit 13 ausgelesen und verarbeitet. Die Magnetresonanzsignale werden in digitaler Form als Rohdaten RD an eine Rekonstruktionseinheit 14 übergeben, die daraus die Bilddaten BD rekonstruiert und diese in einem Speicher 16 hinterlegt und/oder über die Schnittstelle 17 an das Terminal 20 übergibt, so dass der Bediener sie betrachten kann. Die Bilddaten BD können auch über ein Netzwerk NW an anderen Stellen gespeichert und/oder angezeigt und ausgewertet werden. Die Bilddaten BD umfassen einerseits die klassischen aus den Magnitudendaten der Rohdaten RD rekonstruierten Bilddaten und andererseits auch die bei der Phasenkontrastmessung aus den Imaginärteilen der Rohdaten erstellten Phasenbilder.
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Alternativ kann auch eine Hochfrequenzpulssequenz über die Lokalspulenanordnung ausgesendet werden und/oder die Magnetresonanzsignale können von der Ganzkörper-Hochfrequenzspule empfangen werden (nicht dargestellt), je nach aktueller Verschaltung der Ganzkörper-Hochfrequenzspule 5 und der Spulenanordnungen 6 mit der Hochfrequenz-Sendeeinheit 12 bzw. HF-Empfangseinheit 13.
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Über eine weitere Schnittstelle 18 werden Steuerbefehle an andere Komponenten des Magnetresonanzscanners 2, wie z. B. die Liege 7 oder den Grundfeldmagnet 3, übermittelt oder Messwerte bzw. andere Informationen übernommen.
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Die Gradienten-Steuereinheit 11, die HF-Sendeeinheit 12 und die HF-Empfangseinheit 13 werden jeweils koordiniert durch eine Messsteuereinheit 15 angesteuert. Diese sorgt durch entsprechende Befehle dafür, dass die gewünschten Gradientenpulssequenzen GS und Hochfrequenzpulssequenzen HFS ausgesendet werden. Außerdem muss dafür gesorgt werden, dass zum passenden Zeitpunkt die Magnetresonanzsignale an den Lokalspulen der Lokalspulenanordnung 6 durch die HF-Empfangseinheit 13 ausgelesen und weiterverarbeitet werden. Ebenso steuert die Messsteuereinheit 15 die weitere Schnittstelle 18 an. Die Messsteuereinheit 15 kann beispielsweise aus einem Prozessor oder mehreren zusammenwirkenden Prozessoren gebildet sein.
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Der grundlegende Ablauf einer solchen Magnetresonanzmessung und die genannten Komponenten zur Ansteuerung sind dem Fachmann aber bekannt, so dass sie hier im Detail nicht weiter besprochen werden. Im Übrigen kann ein solcher Magnetresonanzscanner 2 sowie die zugehörige Steuereinrichtung noch eine Vielzahl weiterer Komponenten aufweisen, die hier ebenfalls nicht im Detail erläutert werden. Es wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass der Magnetresonanzscanner 2 auch anders aufgebaut sein kann, beispielsweise mit einem seitlich offenen Patientenraum, oder als kleinerer Scanner, in dem nur ein Körperteil positioniert werden kann.
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Um eine Messung zu starten, kann ein Bediener über das Terminal 30 üblicherweise ein für diese Messung vorgesehenes Steuerprotokoll P aus einem Speicher 16 auswählen, in dem eine Vielzahl von Steuerprotokollen P für verschiedene Messungen hinterlegt sind. Im Übrigen kann der Bediener auch über ein Netzwerk NW Steuerprotokolle, beispielsweise von einem Hersteller der Magnetresonanzanlage, abrufen und diese dann ggf. modifizieren und nutzen.
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Die Messsteuereinheit 15 ist zum Erstellen von 4D-Flussbildern eingerichtet. Genauer gesagt ist die Messsteuereinheit 15 dazu eingerichtet, eine Pulssequenz für eine Phasenkontrastmessung zu erzeugen, um einen Volumenfluss-Datensatz RD zu erfassen, wobei der Fluss in einer einzigen Richtung kodiert wird, und die Aufnahme in mehreren Flusskodierungsrichtungen zu wiederholen. Die Pulssequenz umfasst dafür insbesondere spezielle Gradienpulse für bipolare Gradientenfelder, mit denen die geschwindigkeitsabhängigen Phasenkodierungen der Spins in einem zu untersuchenden Bereich erzeugt werden. Die Magnetresonanzanlage 1 weist zudem eine Phasenbild-Ermittlungseinheit 21 auf. Die Phasenbild-Ermittlungseinheit empfängt Rohdaten RD von den Empfangseinheiten 12 bzw. 13 und berechnet Phasenbilder PBD aus den Rohdaten RD, genauer gesagt, aus den jeweiligen Flusskodierungsrichtungen zugeordneten Rohdaten. Die Phasenbild-Ermittlungseinheit ist gemäß dem in 1 gezeigten Ausführungsbeispiel Teil der Rekonstruktionseinheit 14. Die Rekonstruktionseinheit 14 umfasst gemäß dem in 1 gezeigten Ausführungsbeispiel auch eine Magnitudenbild-Ermittlungseinheit 22. Die Magnitudenbild-Ermittlungseinheit 22 empfängt ebenfalls Rohdaten RD von den Empfangseinheiten 12 bzw. 13 und ist dazu eingerichtet, anatomische Magnitudenbilder MBD für alle Geschwindigkeitskodierungen, d.h. aus den Daten RD, die den jeweiligen Flusskodierrichtungen zugeordnet sind, zu berechnen. Die Rekonstruktionseinheit 14 umfasst zudem eine Vergleichseinheit 23, die auf Basis der anatomischen Magnitudenbilder MBD Deformationsfelder DFD berechnet. Anders ausgedrückt, werden aus den verschiedenen Zeitpunkten zugeordneten Magnitudenbildern MBD Veränderungen bzw. die Dynamik des zu untersuchenden Objekts O ermittelt. Die Deformationsfelddaten DFD und die Phasenbilddaten PBD werden an eine Phasenbild-Korrektureinheit 24 übermittelt, die die aus den Magnitudenbildern resultierenden Deformationsfelder DFD auf die entsprechenden Phasenbilder PBD anwendet. Damit werden die sich aus dem zeitlichen Versatz der Aufnahme der den Phasenbildern zugrundeliegenden Daten ergebenden Verzerrungen der Phasenbilder korrigiert. Die korrigierten Phasenbilder KPBD werden an eine 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfeld-Rekonstruktionseinheit 25 übermittelt, die dazu eingerichtet ist, ein 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfeld 4D-FGFD basierend auf einer Phasendifferenzrekonstruktion der korrigierten Phasenbilder KPBD zu rekonstruieren. Die genannten Einheiten können alternativ auch als Software beispielsweise auf dem Terminal 20 realisiert sein.
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In 2 wird das Verfahren 200 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel veranschaulicht. Bei dem Schritt 2.I wird ein 2D-Mehrschicht-Volumenfluss-Datensatz RD mit einer Flusskodierung in einer einzigen Richtung, bevorzugt in einem einzigen Atemzug aufgenommen. Dabei können auch Beschleunigungsmethoden wie zum Beispiel PAT, Unterabtasten von geteilten Geschwindigkeiten (compressed sensing) bevorzugt in Kombination mit einer Bewegung des Patienten O während des Abtastens zum Einsatz kommen, um die Aufnahme auf den Nahbereich des Isozentrums zu beschränken. Bei dem Schritt 2.II wird die Vorgehensweise bei dem Schritt 2.I für alle benötigten Flusskodierungen, beispielsweise flusskompensiert, in vx-Richtung, in vy-Richtung, in vz-Richtung oder mit anderen Kodierschemata, wie zum Beispiel tetraedrisch, wiederholt. Bei dem Schritt 2.III werden Phasenbilder PBD aus den Daten RD für die jeweiligen Flusskodierrichtungen berechnet. Bei dem Schritt 2.IV werden anatomische Magnitudenbilder MBD aus den Daten RD für die jeweiligen Geschwindigkeitskodierungen bzw. Kodierrichtungen berechnet. Bei dem Schritt 2.V werden Deformationsfelder DFD auf Basis der Magnitudenbilder MBD berechnet. Bei dem Schritt 2.VI werden die Deformationsfelder DFD auf die berechneten Phasenbilder PBD angewandt, d.h, die Phasenbilder PBD werden entsprechend korrigiert. Bei dem Schritt 2.VII werden 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfelder auf Basis einer Phasendifferenzrekonstruktion der korrigierten Phasenbilder KPBD berechnet. Bei dem Schritt 2.VIII wird eine Standard 4D-Flussprozessierung zur Analyse und Visualisierung angewandt.
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Wie bereits erwähnt, kann diese Aufnahmetechnik mit einer Aufnahme mit bewegtem Tisch kombiniert werden, so dass Effekte, wie zum Beispiel Wirbelströme, nichtlineare Gradienten und verbleibende Maxwelleffekte, wie sie bei einer dezentrierten Aufnahme von phasenkodierten Flussbildern auftreten, minimiert werden können.
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Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor beschriebenen detaillierten Verfahren und Aufbauten um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit“ oder „Modul“ nicht aus, dass diese(s) aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
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Bezugszeichenliste
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- 1
- Magnetresonanzanlage/Magnetresonanzsystem
- 2
- Magnetresonanzscanner
- 3
- Grundfeldmagnet
- 4
- Gradientensystem
- 5
- Ganzkörper-Hochfrequenzspule
- 6
- Lokalspulen
- 7
- Liege
- 8
- Patiententunnel/Untersuchungsraum
- 10
- Steuereinrichtung
- 11
- Gradienten-Steuereinheit
- 12
- Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinheit
- 13
- HF-Empfangseinheit
- 14
- Rekonstruktionseinheit
- 15
- Messsteuereinheit/Ansteuerungseinheit
- 16
- Speicher
- 17
- Terminalschnittstelle
- 18
- Schnittstelle
- 20
- Terminal
- 21
- Phasenbild-Ermittlungseinheit
- 22
- Magnitudenbild-Ermittlungseinheit
- 23
- Vergleichseinheit
- 24
- Phasenbild-Korrektureinheit
- 25
- 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfeld-Rekonstruktionseinheit
- 4D-FGFD
- 4D-Fluss-Geschwindigkeitsfelddaten
- BD
- Bilddaten
- DFD
- Deformationsfelddaten
- GS
- Gradientensignal
- HFS
- Hochfrequenzsignal
- KFBD
- korrigierte Phasenbilddaten
- MBD
- Magnitudenbilddaten
- NW
- Netzwerk
- O
- Patient/Untersuchungsobjekt
- P
- Steuerprotokoll
- PBD
- Phasenbilddaten
- RD
- Rohdaten
