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Die Erfindung betrifft ein MR-Verfahren
(MR = Magnetresonanz) mit mehrdimensionalen Hochfrequenzimpulsen,
ein MR-Gerät
zur Durchführung
des MR-Verfahrens und ein Computerprogramm für die Steuereinheit eines solchen
MR-Gerätes.
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Als „mehrdimensional" werden bekanntlich
Hochfrequenzimpulse bezeichnet, die gleichzeitig mit wenigstens
zwei Gradientenfeldern mit zeitlich und räumlich unterschiedlichen Gradienten
auf einen Untersuchungsbereich einwirken. Mit solchen mehrdimensionalen
Hochfrequenzimpulsen lässt
sich die Kernmagnetisierung in einem räumlich begrenzten Teil des
Untersuchungsbereichs anregen. In dem verbleibenden Teil des Untersuchungsbereiches
wird die Kernmagnetisierung nicht angeregt, obwohl der Hochfrequenzimpuls
und die magnetischen Gradientenfelder auch auf diesen Teil einwirken.
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Bei derartigen mehrdimensionalen
Hochfrequenzimpulsen ergeben sich Beschränkungen dadurch, dass einerseits
der Hochfrequenzimpuls nur eine gewisse zeitliche Länge haben
darf und dass andererseits die Leistungsfähigkeit des Gradientensystems
begrenzt ist (bzw. eine bestimmte Änderungsgeschwindigkeit des
Gradienten aus medizinischen Gründen
nicht überschritten
werden darf). Dies führt
dazu, dass die durch den zeitlichen Verlauf der magnetischen Gradientenfelder
definierte Trajektorie den (Anregungs-)k-Raum nicht beliebig dicht überstreichen
kann. Dies führt
zu einer Begrenzung der Auflösung
sowie zur Anregung der Kernmagnetisierung außerhalb des gewünschten
Bildgebungsbereiches, wodurch die anschließend akquirierten MR-Signale
in Folge von Rückfaltungseffekten
verfälscht
werden können.
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Zur Lösung dieses Problems ist es
aus der US-Appln
09/728111 (PHD
99-170) bekannt, mit zwei (oder mehr) mehrdimensionalen Hochfrequenzimpulsen
zwei (oder mehr) MR- Signale
zu erzeugen und den zeitlichen Verlauf der Gradientenfelder dabei
so zu gestalten, dass der k-Raum entlang versetzter Trajektorien durchlaufen
wird. Kombiniert man diese MR-Signale (bzw. deren Fourier-Transformierte),
dann erhält
man ein Anregungsprofil mit einer verbesserten räumlichen Auflösung, bei
dem die Anregung von Strukturen außerhalb des erwünschten
Bereiches weitgehend unterbunden ist. Nachteilig hieran ist, dass
die Akquisition von jeweils zwei oder mehr MR-Signalen eine Verdoppelung
bzw. Vervielfachung der Akquisitionszeit erfordert.
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Aufgabe der vorliegenden Erfindung
ist es daher, ein MR-Verfahren mit mehrdimensionalen Hochfrequenzimpulsen
so auszugestalten, dass die Akquisitionszeit sich nicht verdoppelt
(oder vervielfacht), die unerwünschte
Anregung von Strukturen außerhalb
des erwünschten
Bildgebungsbereiches jedoch reduziert wird.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch
ein MR-Verfahren, mit den Schritten Erzeugen mindestens eines auf
einen Untersuchungsbereich einwirkenden Hochfrequenzimpulses und
Erzeugen wenigstens zweier Gradienten-Magnetfelder mit zeitlich
und räumlich
unterschiedlich verlaufenden Gradienten, die gleichzeitig mit dem
Hochfrequenzimpuls auf den Untersuchungsbereich einwirken und einen
solchen zeitlichen Verlauf haben, dass während des Hochfrequenzimpulses
im k-Raum eine Trajektorie durchlaufen wird, die eine räumlich veränderliche
Dichte aufweist, insbesondere in einem zentralen Bereich des k-Raums
eine höhere
Dichte hat als außerhalb
dieses Bereiches.
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Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren
ergibt sich eine Trajektorie, die anstelle der sonst üblichen konstanten
Dichte eine veränderliche
Dichte im k-Raum aufweist. Die Erfindung basiert auf der Erkenntnis, dass
für die
Anregung eines gewünschten
Bildgebungsbereichs nicht alle k-Werte bzw. alle Raumfrequenzkomponenten
gleich wichtig sind. Für
die meisten Objekte ist der den niedrigen Raumfrequenzen zugeordnete zentrale
Bereich des Anregungs-k-Raums am wichtigsten, weil die Energie im
Wesentlichen im zentralen Bereich des k-Raums konzentriert ist.
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Für
diesen Bereich wird daher eine erhöhte Dichte der k-Raum-Trajektorie
verwendet, was dazu führt, dass
die unerwünschte
Anregung von Kernmagnetisierung einerseits reduziert wird und andererseits
in einen weiter vom gewünschten
Bildgebungsbereich entfernt liegenden Bereich gedrängt wird,
so dass die Rückfaltungsartefakte
reduziert werden. In den äußeren Bereichen
des k-Raums ist dann die Dichte der k-Raum-Trajektorie immer noch nicht ausreichend.
Deshalb kann der Hochfrequenzimpuls für diesen Raumfrequenzbereich
weiterhin eine unerwünschte
Transversalmagnetisierung erzeugen, die durch Rückfaltungseffekte das MR-Signal
verfälscht.
Allerdings ist die Hochfrequenzenergie, die in diesem Raumfrequenzbereich
deponiert wird, verhältnismäßig klein,
so dass der Effekt der Anregung von Transversalmagnetisierung in
den äußeren Bereichen
in erster Näherung
vernachlässigbar
ist.
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Es sei an dieser Stelle erwähnt, dass
es z. B. aus einem Aufsatz von D. Spielman et. al., MRM 34, 388 (1995)
bekannt ist, den magnetischen Gradientenfeldern, die während des
Auslesens der MR-Signale wirksam sind, einen solchen zeitlichen
Verlauf zu geben, dass im k-Raum eine Trajektorie mit räumlich veränderlicher Dichte
durchlaufen wird, beispielsweise eine Spirale, deren Windungen innen
dichter beieinander liegen als außen. Dabei geht es aber nur
um den zeitlichen Verlauf der während
des Auslesens der MR-Signale
(also nach dem Hochfrequenzimpuls) wirksamen magnetischen Gradientenfelder,
während
es bei der Erfindung um den zeitlichen Verlauf der magnetischen
Gradientenfelder geht, die während
des Hochfrequenzimpulses wirksam sind.
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Wie bereits erwähnt, soll die Trajektorie vorzugsweise
im zentralen Bereich des k-Raums
(d. h. bei niedrigen Raumfrequenzen) eine höhere Dichte aufweisen als außerhalb
dieses Bereiches. Es kann jedoch auch im Untersuchungsbereich (z.
B. periodische) Strukturen geben, die besser in einem Raumfrequenzbereich
außerhalb
des Zentrums angeregt werden können.
In der Regel ist jedoch eine Anregung mit einer höheren Dichte
der Trajektorie im zentralen Bereich des k-Raums optimal.
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Anspruch 2 beschreibt eine vorteilhafte
Weiterbildung der Erfindung. Wenn die Dichte bei einer solchen spiralförmigen Trajektorie
in der Mitte des k-Raums größer ist
als außerhalb,
dann nimmt zwar die Zahl der Windungen der spiralförmigen Trajektorie
zu (im Vergleich zu einer spiralförmigen Trajektorie mit konstantem
Abstand der Windungen), jedoch wird dadurch die Dauer des Hochfrequenzimpulses
nicht in gleichem Maße
verlängert.
Beim Durchlaufen des zentralen Bereichs des k-Raums haben die magnetischen
Gradientenfelder nämlich
nur noch einen sehr kleinen Gradienten, so dass diese inneren Windungen
bei vorgegebener maximaler Änderungsgeschwindigkeit
des Gradienten wesentlich schneller durchlaufen werden können als
die äußeren Windungen.
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Grundsätzlich kann die Trajektorie
aber auch einen anderen Verlauf im k-Raum haben; beispielsweise kann
sie gemäß Anspruch
3 eine Schar paralleler Geraden umfassen – wie bei der erwähnten US-Appln
09/728111 und analog zu
der EPI-Sequenz beim Auslesen von MR-Signalen – deren Abstand voneinander
in der Mitte des k-Raums geringer ist als außerhalb.
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Die Dichte der Trajektorie kann sich
in Stufen ändern
(Anspruch 4) oder kontinuierlich (Anspruch 5).
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Die Erfindung ist gemäß Anspruch
6 auch bei sog. „Transmit-Sense"-Verfahren anwendbar,
wobei gleichzeitig die von mehreren Hochfrequenzspulen erzeugten
mehrdimensionalen Hochfrequenzimpulse auf den Untersuchungsbereich
einwirken. Wie bei den üblichen „Transmit-Sense"-Verfahren können die
Hochfrequenzimpulse dabei unterschiedliche zeitliche Verläufe haben.
Sie können
jedoch auch – abweichend
von den üblichen „Transmit-Sense"-Verfahren – gemäß Anspruch
7 den gleichen zeitlichen Verlauf haben.
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Anspruch 8 beschreibt ein MR-Gerät zur Durchführung des
erfindungsgemäßen Verfahrens
und Anspruch 9 definiert ein Computerprogramm für die Steuereinheit eines solchen
MR-Gerätes.
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Die Erfindung wird nachstehend anhand
der Zeichnungen näher
erläutert.
Es zeigen
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1 das
Blockschaltbild eines MR-Gerätes,
mit dem die Erfindung ausführbar
ist,
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2 den
zeitlichen Verlauf einer Sequenz mit einem zweidimensionalen Hochfrequenzimpuls,
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3a eine
spiralförmige
Trajektorie im k-Raum mit konstanter Dichte,
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3b das
zugehörige
Intensitätsprofil,
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4a eine
spiralförmige
Trajektorie gemäß der Erfindung
und
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4b das
zugehörige
Intenstitätsprofil.
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In 1 ist
mit 1 ein schematisch dargestellter Hauptfeldmagnet bezeichnet,
der in einem nicht näher dargestellten
Untersuchungsbereich ein in z-Richtung verlaufendes stationäres und
im wesentlichen homogenes Magnetfeld mit einer Stärke von
z.B. 1,5 Tesla erzeugt. Die z-Richtung verläuft dabei in Längsrichtung
eines nicht näher
dargestellten Untersuchungstisches, auf dem sich während einer
MR-Untersuchung ein Patient befindet.
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Weiterhin ist eine Gradientenspulen-Anordnung 2 vorgesehen,
die drei Spulensysteme umfasst, mit denen in z-Richtung verlaufende
Gradienten-Magnetfelder Gx, Gy bzw. Gz mit einem Gradienten in x,
y bzw. z-Richtung erzeugt werden können. Die Ströme für die Gradientenspulen-Anordnung 2 werden
von einem Gradientenverstärker 3 geliefert.
Ihr zeitlicher Verlauf wird von einem Waveform-Generator 4 vorgegeben,
und zwar für
jede Richtung gesondert. Der Waveform-Generator 4 wird
von einer Rechen- und Steuereinheit 5 gesteuert, die den
für ein
bestimmtes Untersuchungsverfahren erforderlichen zeitlichen Verlauf
der magnetischen Gradientenfelder Gx, Gy, Gz berechnet und in den
Waveform-Generator 4 lädt.
Bei der MR-Untersuchung werden diese Signale aus dem Waveform-Generator 4 ausgelesen
und den Gradientenverstärkern 3 zugeführt, die
daraus die für
die Gradientenspulen-Anordnung 2 erforderlichen Ströme erzeugt.
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Die Steuereinheit 5 wirkt
außerdem
noch auf eine Workstation 6 ein, die mit einem Monitor 7 zur
Wiedergabe von MR-Bildern versehen ist. Über eine Tastatur 8 oder
eine interaktive Eingabeeinheit 9 sind Eingaben möglich.
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Die Kernmagnetisierung im Untersuchungsbereich
kann durch Hochfrequenzimpulse einer Hochfrequenzspule 10 angeregt
werden, die an einen Hochfrequenzverstärker 11 angeschlossen
ist, der die Ausgangssignale eines Hochfrequenzsenders 12 verstärkt. In
dem Hochfrequenzsender 12 werden die (komplexen) Einhüllenden
der Hochfrequenzimpulse, auf die von einem Oszillator gelieferten
Trägerschwingungen moduliert,
deren Frequenz der Larmorfrequenz (bei einem Hauptfeld von 1,5 Tesla
ca. 63 MHz ) entspricht. Die komplexe Einhüllende wird von der Rechen-
und Steuereinheit in einen Generator 14 geladen, der mit
dem Sender 12 gekoppelt ist. Statt einer Hochfrequenzspule
mit einem Hochfrequenz-Sendekanal können auch mehrere Hochfrequenzspulen
mit je einem Hochfrequenz-Sendekanal mit je einer Hochfrequenzspule
vorgesehen sein.
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Die im Untersuchungsbereich erzeugten
MR-Signale werden von einer Empfangsspule 20 aufgenommen
und von einem Verstärker 21 verstärkt. Das
verstärkte
MR-Signal wird in einem Quadraturdemodulator 22 durch zwei
um 90° gegeneinander
versetzte Trägerschwingungen
des Oszillators 13 demoduliert, so dass zwei Signale erzeugt
werden, die als Realteil und als Imaginärteil eines komplexen MR-Signals
aufgefasst werden können.
Diese Signale werden einem Analog-Digitalwandler 23 zugeführt, der
daraus MR-Daten bildet. Die MR-Daten werden in einer Auswerteeinheit 24 verschiedenen
Verarbeitungsschritten unterzogen, u.a. einer Fourier-Transformation.
Es können
auch mehrere HF-Empfangskanäle
für mehrere
Empfangsspulen vorhanden sein.
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2 stellt
den zeitlichen Verlauf einer Sequenz mit einem zweidimensionalen
Hochfrequenzimpuls dar. Dabei wirken auf den Untersuchungsbereich
ein Hochfrequenzimpuls RF0 ein, dessen Umhüllende von der
Steuereinheit 5 in den Generator 14 geladen wird,
und gleichzeitig mit dem Hochfrequenzimpuls zwei magnetische Gradientenfelder
GX0 und Gy0, deren
zeitlicher Verlauf dem Waveform-Generator 4 von der Steuereinheit 5 vorgegeben
wird. Die magnetischen Gradientenfelder Gx0 und
Gy0 werden durch Schwingungen mit zeitlich
abnehmender Amplitude und abnehmendem Abstand der Null-Durchgänge gebildet.
Beim Null-Durchgang der einen Schwingung Gx0 bzw.
Gy0 hat die jeweils andere Schwingung ein
relatives Maximum. Der zeitliche Verlauf der Einhüllenden
des Hochfrequenzimpulses RF0 ist so auf
den zeitlichen Verlauf der magnetischen Gradientenfelder Gx0 und Gy0 abgestimmt,
dass die Kernmagnetisierung in einem in x- und y-Richtung begrenzten
räumlichen
Bereich angeregt wird.
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Im Anschluss an diesen mehrdimensionalen
Hochfrequenzimpuls wird ein refokusierender 180° Impuls RF1 in
Verbindung mit einem magnetischen Gradientenfeld Gz1 erzeugt.
Dadurch wird eine Schicht bzw. eine Scheibe aus dem zuvor in x-
bzw. y-Richtung
begrenzten Bereich selektiert. Die nachfolgend ausgelesenen MR-Signale
werden im Wesentlichen nur von der Kernmagnetisierung aus diesem
Bereich bestimmt.
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Das anschließende Auslesen der räumlichen
Verteilung der angeregten Kernmagnetisierung erfolgt in Form einer
so genannten EPI-Sequenz. Dabei wird das magnetische Gradientenfeld
Gx mit einem periodischen Verlauf erzeugt,
dessen Polarität
ständig
zwischen einem positiven und einem negativen Wert hin und her springt.
Gleichzeitig ist das magnetischen Gradientenfeld Gy in
Form von kurzen Impulsen („blips") wirksam, die in
den Null-Durchgängen
des magnetischen Gradientenfeldes auftreten. Jeweils während der
Zeiträume,
in denen das magnetische Gradientenfeld Gx einen
konstanten positiven oder negativen Wert erreicht hat, wird das
von der Empfangsspule 20 empfangene und anschließend demodulierte
und digitalisierte Signal von der Auswerteeinheit 24 akquiriert.
Aus der Gesamtheit der empfangenen MR-Signale lässt sich ein Bild der Kernmagnetisierungsverteilung
in der zuvor angeregten in x- und y-Richtung begrenzten Scheibe
rekonstruieren.
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Die zu dem zeitlichen Verlauf der
magnetischen Gradientenfelder G
x0 und G
y0 gehörende
Trajektorie im k-Raum wird durch die folgende Gleichung beschreiben:
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Dabei wird dabei davon ausgegangen,
dass der Hochfrequenzimpuls RF0 zur Zeit
t' = 0 beginnt und zur
Zeit t' = T endet.
G stellt das aus der Überlagerung
von Gx0 und Gy0 resultierende
Gradientenfeld dar. Mit dem in 2 dargestellten
Verlauf der magnetischen Gradientenfelder Gx0 und
Gy0 ergibt sich eine spiralförmige Trajektorie,
die von außen
nach innen durchlaufen wird. In 3a ist
eine solche Trajektorie mit einer konstanten Dichte der Spiralwindungen
dargestellt. Aus diesem Verlauf der Trajektorie resultiert das in 3b dargestellte Anregungsprofil,
das den Verlauf der Transversalmagnetisierung bei einem homogenen
Objekt entlang einer in x-Richtung durch das Zentrum (bei x = 0,5)
verlaufenden Geraden darstellt. Man erkennt ein ausgeprägtes Maximum
der Transversalmagnetisierung im Zentrum, dessen Breite durch die
Einhüllende
des Hochfrequenzimpulses RF0 mitbestimmt
wird. Beiderseits dieses Hauptmaximums befinden sich aber noch Nebenmaxima
mit geringerer Amplitude.
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Das bedeutet, dass auch die Kernmagnetisierung
außerhalb
des erwünschten
Bereiches angeregt wird. Auch wenn das so genannte „Field
of view" bei dem
auf dem mehrdimensionalen Hochfrequenzimpuls folgenden Auslesen
der angeregten Kernmagnetisierung so gewählt wird, dass es zwar breiter
ist als das Hauptmaximum und schmaler als dem Abstand der Nebenmaxima
entspricht, wird durch Rückfaltungseffekte (aliasing)
das empfangene MR-Signal durch Anteile verfälscht, die von diesen Nebenmaxima
herrühren.
Es ist bekannt, dass man mit einer größeren gleichförmigen Dichte
der Spiralwindungen diese Nebenmaxima weiter nach außen drängen kann
(unter Umständen
außerhalb
des Objekts). Das würde
aber entweder eine entsprechende Verlängerung der Dauer von RF0, Gx0 und Gy0 erfordern (was unerwünscht ist) oder stärkere Gradienten,
was bei einem vorgegebenen MR-System nicht möglich, wenn nicht sogar unzulässig ist.
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4a stellt
den erfindungsgemäßen Verlauf
der Trajektorie eines mehrdimensionalen Hochfrequenzimpulses dar.
Im Vergleich zu der Trajektorie nach 3a ist
die Dichte der Spiralwindungen in einem zentralen Bereich, der den
niedrigen k-Werten bzw. den niedrigen Raumfrequenzen entspricht,
verdoppelt, während sie
außerhalb
dieses zentralen Bereichs der Dichte der Spiralwindung bei 3a entspricht. Wenn angenommen
wird, dass 2 den mit 3a korrespondierenden zeitlichen
Verlauf der magnetischen Gradientenfelder darstellt, erfordert eine
solche Trajektorie, dass die Umhüllende
der magnetischen Gradientenfelder Gx0 bzw.
Gy0 ab einem bestimmten Zeitpunkt langsamer
abnimmt als in 2 dargestellt
(der Impuls RF0 muss dann entsprechend verlängert und
in seinem Verlauf an den geänderten
Verlauf von Gx0 und Gy0 angepasst werden).
Die höhere
Zahl der Spiralwindungen dieser Trajektorie bedingt zwar eine Verlängerung
der Dauer des Hochfrequenzimpulses, jedoch ist die Verlängerung
nicht proportional zur (vergrößerten)
Anzahl der Spiralwindungen, weil wegen der vorgegebenen maximalen Änderungsgeschwindigkeit
(„slew-rate") der magnetischen
Gradientenfelder der zentrale Bereich des k-Raums wesentlich schneller
durchlaufen werden kann als dessen äußerer Bereich.
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4b stellt
das zu der Trajektorie nach 4a gehörige Anregungsprofil
dar. Man erkennt, dass es an den Stellen, wo im Anregungsprofil
nach 3b ausgeprägte Nebenmaxima
vorhanden sind, zwar noch immer Nebenmaxima gibt, aber mit deutlich
verringerter Amplitude. Diese Nebenmaxima werden von den höheren Raumfrequenzkomponenten
verursacht, bei denen die Trajektorie den k-Raum mit der selben
Dichte durchläuft
wie bei 3a. Die durch
die vergrößerte (aber
immer noch endliche) Dichte der Trajektorie im Bereich der niederen
Raumfrequenzen bedingten Maxima sind weiter nach außen gerückt, so
dass sie in der Darstellung der 4b nicht
mehr sichtbar sind. Dadurch werden unerwünschte Aliasing-Effekte fast
vollständig unterdrückt.
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Die Erfindung ist nicht nur bei einer
bildgebenden Sequenz wie der in 2 dargestellten
anwendbar, sondern auch bei der Erzeugung von Navigatorimpulsen.
Dabei ist die Breite des Hauptmaximums in dem Anregungsprofil noch
wesentlich geringer als in 3b bzw. 4b dargestellt, und es wird
kein schichtselektiver Impuls (RF1, Gz1 2)
benötigt.
Außerdem
wird nur ein MR-Signal akquiriert.
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Die Erfindung ist auch beim so genannten
Transmit-Sense anwendbar, wobei mehrere Hochfrequenzspulen, die
unterschiedliche räumliche
Empfindlichkeiten aufweisen, gleichzeitig mehrdimensionale Impulse erzeugen,
wobei für
jede Hochfrequenzspule ein gesonderter zeitlicher Verlauf des Hochfrequenzimpulses
RF vorgesehen ist (siehe Katscher et al, Proc ISMRM 2002, S. 189
). Durch Transmit-Sense ist es möglich,
die Dauer der Hochfrequenzimpulse zu verkürzen, unter Beibehaltung der
räumlichen
Auflösung
des Anregungsprofils. Durch die Anwendung der Erfindung bei Transmit-Sense werden Rückfaltungsartefakte
ebenfalls nach dem oben beschrieben Prinzip reduziert.
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Ein weiterer Vorteil der Erfindung
im Zusammenhang mit Transmit-Sense besteht darin, dass die komplizierte
Berechnung der individuellen Hochfrequenz-Zeitfunktionen entfallen
kann, wenn für
jede einzelne Sendespule die gleiche Zeitfunktion verwendet wird.
Durch die Erfindung wird nämlich
die bei Transmit-Sense vorhandene Unterabtastung zumindest für den zentralen
Bereich des k-Raumes aufgehoben. Dadurch werden auch solche Rückfaltungsartefakte
minimiert, die hier sonst innerhalb des Anregungsprofils auftreten
würden.
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Die Erfindung ist nicht nur bei mehrdimensionalen
Anregungsimpulsen anwendbar, sondern auch bei mehrdimensionalen
Fokussierungsimpulsen.