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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie
(Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin
zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich
die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur Verhinderung
des Doppeldeutigkeitsartefakts insbesondere bei Verwendung von Spin-Echo-Sequenzen
sowie bei Verwendung von Gradienten-Echo-Sequenzen ohne Auswirkung
auf die Messdauer und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis.
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Die
MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz
und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin
und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode
wird das Objekt einem starken, konstantem Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch
richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher
regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun
diese „geordneten" Kernspins zu einer
bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT
das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen
aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt
durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in dem jeweils
interessierenden Bereich – auch
als FOV (engl.: Field-Of-View) genannt – in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert
werden, was im Allgemeinen als „Ortskodierung" bezeichnet wird.
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Die
Aufnahme der Daten in der MRT erfolgt im sogenannten k-Raum (Synonym:
Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation
mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des
Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt mittels Gradienten
in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion
(legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die Z-Achse), die
Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise
die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension
innerhalb der Schicht, üblicherweise
die y-Achse).
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Es
wird also zunächst
selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt. Die Kodierung der
Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen-
und Frequenzkodierung mittels dieser beiden bereits erwähnten orthogonalen Gradientenfelder
die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch
die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen in x- und y-Richtung
erzeugt werden.
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Eine
erste mögliche
Form die Daten in einem MRT-Experiment aufzunehmen ist in den 2a und 2b dargestellt. Die verwendete Sequenz
ist eine Spin-Echo-Sequenz. Bei dieser wird durch einen 90° Anregungsimpuls
die Magnetisierung der Spins in die x-y-Ebene geklappt. Im Laufe
der Zeit kommt es zu einer Dephasierung der Magnetisierungsanteile,
die gemeinsam die Quermagnetisierung in der x-y-Ebene Mxy bilden.
Nach einer gewissen Zeit (z.B. 1/2 TE, TE ist die Echozeit) wird ein 180°-Impuls in
der x-y-Ebene so eingestrahlt, dass die dephasierten Magnetisierungskomponenten
gespiegelt werden ohne dass Präzessionsrichtung
und Präzessionsgeschwindigkeit
der einzelnen Magnetisierungsanteile verändert werden. Nach einer weiteren
Zeitdauer 1/2 TE zeigen die Magnetisierungskomponenten
wieder in die gleiche Richtung, d.h. es kommt zu einer als „Rephasierung" bezeichneten Regeneration
der Quermagnetisierung, die entsprechend ausgelesen akquiriert wird.
Die vollständige
Regeneration der Quermagnetisierung wird als Spin-Echo bezeichnet.
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Um
eine ganze Schicht des zu untersuchenden Objektes zu messen, wird
die Bildgebungssequenz N-mal für
verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten z.B. Gy wiederholt,
wobei die Frequenz des Kernresonanzsignals (Spin-Echo-Signals) bei
jedem Sequenzdurchgang durch den Δt-getakteten
ADC (Analog Digital Wandler) N-mal in äquidistanten Zeitschritten Δt in Anwesenheit
des Auslesegradienten Gx abgetastet, digitalisiert
und abgespeichert wird. Auf diese Weise erhält man gemäß 2b eine Zeile für Zeile erstellte Zahlenmatrix (Matrix
im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N × N
Datenpunkten (eine symmetrische Matrix mit N × N Punkten ist nur ein Beispiel,
es können
auch asymmetrische Matrizen erzeugt werden). Aus diesem Datensatz
kann durch eine Fouriertransformation unmittelbar ein MR-Bild der
betrachteten Schicht mit einer Auflösung von N × N Pixeln rekonstruiert werden.
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Die
Abtastung der k-Matrix (k-Matrizen bei Aufnahmen mehrerer Schichten)
benötigt
bei Spin-Echo-Sequenzen mit diagnostisch brauchbarer Bildqualität typischerweise
mehrere Minuten Messzeit, was für
viele klinischen Anwendungen ein Problem darstellt. Beispielsweise
können
Patienten nicht über
den erforderlichen Zeitraum bewegungslos bleiben. Bei Untersuchungen
im Thorax- oder im Beckenbereich ist Bewegung der Anatomie generell
unvermeidlich (Herz- und Atembewegung, Peristaltik). Ein Weg zur
Beschleunigung von Spin-Echo-Sequenzen wurde 1986 als Turbo-Spin-Echo-Sequenz (TSE-Sequenz)
bzw. unter dem Akronym RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement)
publiziert (J.Hennig et al. Magn.Reson. Med. 3, 823-833, 1986).
Bei diesem – im
Vergleich zum konventionellen oben beschriebenen Spin-Echo-Verfahren viel schnelleren – Bildgebungsverfahren
werden nach einem 90°-Anregungspuls
mehrere Mehrfachechos erzeugt, wobei jedes dieser Echos individuell
phasenkodiert ist. Ein entsprechendes Sequenzdiagramm ist in 3a für den Fall dargestellt, dass
jeweils sieben Echos erzeugt werden. Vor und nach jedem Echo muss
der Phasenkodiergradient entsprechend der anzuwählenden Fourier-Zeile geschaltet
werden. Auf diese Weise erfolgt nach einem einzigen HF-Anregungspuls
(90°) eine
zeilenförmige
Abtastung der k-Matrix wie sie in 3b dargestellt
ist. Die notwendige Gesamtmesszeit verkürzt sich in diesem Beispiel
um den Faktor 7. Der Signalverlauf in 3a ist idealisiert
dargestellt. Real weisen die späteren Echos
durch den Zerfall der Quermagnetisierung T2 zunehmend kleinere Amplituden
auf.
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Eine
noch schnellere Bildgebungssequenz stellt eine Kombination von RARE
mit der Half-Fourier-Technik dar die 1994 als sogenannte HASTE-Sequenz (Half-Fourier-Acquired-Single-Shot-Turbo-Spin-Echo)
vorgestellt wurde (B.Kiefer et al., J.Magn. Reson. Imaging, 4(P),
86, 1994). HASTE verwendet die gleiche Grundtechnik wie RARE, jedoch
wird nur eine Hälfte
der k-Matrix abgetastet. Die andere Hälfte der k-Matrix wird rechnerisch
mittels einem half-Fourier-Algorithmus re konstruiert. Dabei macht
man sich die Tatsache zunutze, dass die Datenpunkte der k-Matrix
spiegelsymmetrisch zum Mittelpunkt der k-Matrix angeordnet sind. Aus diesem Grunde
ist es ausreichend, nur die Datenpunkte einer k-Matrix-Hälfte zu
messen und die Rohdatenmatrix durch Spiegelung am Mittelpunkt (und
komplexe Konjugation) rechnerisch zu vervollständigen. Auf diese Weise kann
die Messzeit um die Hälfte
reduziert werden. Die Reduktion der Aufnahmezeit ist allerdings
mit einer Verschlechterung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses
(S/R) um den Faktor √2 verknüpft.
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Eine
weitere Methode auf schnelle Weise die k-Matrix zu erhalten bzw.
abzutasten ist das Verfahren der "Gradienten-Echo-Bildgebung" (GE-Bildgebung,
GE-Sequenz). Das Impuls- und Gradientenschema einer typischen GE-Sequenz
ist in 4 schematisch
dargestellt. wie bei den Spin-Echo-Sequenzen findet auch hier eine
Rephasierung bezüglich
des Schichtselektions-Gradienten Gz und eine Vordephasierung bezüglich des
Frequenzkodier-Gradienten Gy statt. Durch diese Gradientenschaltung
wird die durch die Gradienten hervorgerufene Dephasierung der Quermagnetisierung
kompensiert, so dass ein Echosignal entsteht, das als Gradientenecho
(GE) bezeichnet wird. Sequenzen bei denen das Echosignal ausschließlich durch
Gradientenumkehrung generiert wird, werden Gradientenecho-Sequenzen
(GE-Sequenzen) genannt.
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Im
Gegensatz zu den Spin-Echo-Sequenzen ist die Nomenklatur der GE-Sequenzen nicht einheitlich,
sie wird firmenspezifisch gehandhabt. Die beiden gebräuchlichsten
GE-Sequenzen werden als FLASH-Sequenz (engl.: Fast-Low-Angle-Shot)
und als FISP-Sequenz (engl.: Fast-Imaging-with-Steady-Precession) bezeichnet.
Beide unterscheiden sich lediglich darin, dass die Quermagnetisierung
bei der FLASH-Sequenz nach der Datenakquisition (mittels Spoiler-Gradient)
zerstört
wird (gespoilte GE-Sequenz), während
sie bei der FISP-Sequenz maximiert wird (refokussierte GE-Sequenz).
Die GE-Sequenz in 4 stellt
somit aufgrund des Spoiler-Gradienten eine FLASH-Sequenz dar.
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Sowohl
bei einer MRT-Bildgebung mittels SE-Sequenzen als auch mittels GE-Sequenzen
besteht generell das Problem, dass die Resonanzbedingung während der
Hochfrequenzanregung durch den HF-Puls nicht nur im FOV (Field-Of-View,
gekennzeichnet durch Homogenität
des Grundfeldes sowie der Gradientenfelder) sondern auch im inhomogenen
Randbereich des FOV gegeben ist. Dies bedeutet, dass dem Bild des
eigentlichen Messfeldes ein im allgemeinen störendes Bild aus dem Inhomogenitätsbereich
in Form eines Artefaktes überlagert wird.
Dieser unerwünschte
Artefakt wird als "Doppeldeutigkeits-Artefakt" bezeichnet. Der "Doppeldeutigkeits-Artefakt" ist umso wahrscheinlicher
je kürzer
die Ausdehnung des Grundfeldmagneten in z-Richtung ist.
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Bisher
kann der Doppeldeutigkeits-Artefakt nur bei Spin-Echo-Sequenzen, nicht
aber bei Gradienten-Echo-Sequenzen unterdrückt werden. Im Stand der Technik
(US 2002/0101237 A1) erfolgt eine Unterdrückung dadurch, dass – im Unterschied
zur konventionellen Schichtanregung einer SE-Sequenz – der Schichtselektionsgradient,
der während
der Schichtanregung durch den (90°-)
HF-Puls geschaltet wird, im Vergleich zum Schichtselektionsgradient, der
während
des (180°-)
Refokussierpulses geschaltet wird, in seinem Vorzeichen bzw. in
seiner Polarität invertiert
ist. Dies führt
dazu, dass die Resonanzbedingung des 90°-Pulses außerhalb des FOV's an einer anderen
räumlichen
Position erfüllt
ist als die Resonanzbedingung bei Verwendung des 180°-Pulses mit
invertiertem Vorzeichen. Damit kann der Doppeldeutigkeitsartefakt
nicht entstehen, da die außerhalb des
FOV's angeregte
Magnetisierung nicht refokussiert wird. Ein Verfahren zur Unterdrückung der
Doppeldeutigkeits-Artefakte bei GE-Sequenzen ist derzeit nicht bekannt.
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Aufgabe
und Ziel der vorliegenden Erfindung ist es daher ein neues Bildgebungsverfahren
in der Magnetresonanztomographie bereitzustellen durch das ohne
Beeinträchtigung
der Messdauer und des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses
nicht nur bei Verwendung von SE-Sequenzen sondern auch bei Verwendung
von GE-Sequenzen das Auftreten des Doppeldeutigkeitsartefaktes vermieden
wird.
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Diese
Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die Merkmale der unabhängigen
Ansprüche gelöst. Die
abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Es
wird erfindungsgemäß ein Verfahren
zur Magnet-Resonanz-Bildgebung beansprucht, bei dem durch geeignetes
kombiniertes Schalten von Hochfrequenz-Anregungspulsen, Schichtselektionsgradientenpulsen,
Phasenkodiergradientenpulsen und Auslesegradientenpulsen eine Matrix
im k-Raum zeilenweise abgetastet und mittels Fouriertransformation
in eine Matrix im Ortsraum transformiert wird, dadurch gekenzeichnet,
dass die Polarität
des Schichtselektionsgradienten während des Abtastens der k-Matrix
invertiert wird. Dabei ist jeweils die Polarität des Schichtselektionsgradienten
bezüglich
der k-Raum-Zeilen invertiert.
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Im
Unterschied zum Stand der Technik wird daher nicht innerhalb der
Abtastung jeweils einer k-Raumzeile eine Invertierung des Schichtselektionsgradienten
vorgenommen (beispielsweise im Falle einer SE-Sequenz: positive Polarität während des 90°-Anregungspulses
und negative Polarität
des 180°-Refokussierpulses,
beides innerhalb einer k-Raumzeile) sondern von k-Raumzeile zu k-Raumzeile
bzw. von k-Raum-Matrix-Bereich
zu k-Raum-Matrix-Bereich. Im Falle der eben beispielhaft angeführten SE-Sequenz
bedeutet dies beispielsweise: positive Polarität während des 90°-Anregungspulses
und negative Polarität
des 180°-Refokussierpulses
innerhalb der ersten k-Raumzeile; negative Polarität während des
90°-Anregungspulses und
positive Polarität
des 180°-Refokussierpulses
innerhalb der zweiten k-Raumzeile; usw. Denkbar sind alle möglichen
Kombinationen hinsichtlich Polarität und Invertierung.
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Dabei
kann in einer ersten möglichen
Ausführungsform
die Polarität
des Schichtselektionsgradienten von einer k-Raumzeile zur nächsten zeilenweise
invertiert werden.
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Vorteilhaft
ist es dann die Transformation der k-Matrix mit einer parallelen
Bildgebungstechnik (SMASH, SENSE, GRAPPA) in dem Sinne zu realisieren,
dass ein erstes Bild aus den geraden Zeilen und ein zweites Bild
aus den ungeraden Zeilen der k-Matrix rekonstruiert wird.
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In
einer zweiten möglichen
Ausführungsform kann
die Polarität
des Schichtselektionsgradienten von einer Hälfte der k-Matrix zur nächsten Hälfte der k-Matrix
invertiert werden.
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Vorteilhaft
ist es dann die Transformation der k-Matrix mit der Half-Fourier-Techik
in dem Sinne zu realisieren, dass ein erstes Bild aus der ersten
Hälfte der
k-Matrix und ein zweites Bild aus der zweiten Hälfte der k-Matrix rekonstruiert
wird.
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Angewendet
werden kann das erfindungsgemäße Verfahren
bei Gradientenecho-Sequenzen, indem das kombinierte Schalten von
Hochfrequenz-Anregungspulsen,
Schichtselektionsgradientenpulsen, Phasenkodiergradientenpulsen
und Auslesegradientenpulsen eine Gradientenecho-Sequenz ergibt, sowie bei Spinechosequenzen,
indem das kombinierte Schalten von Hochfrequenz-Anregungspulsen,
Schichtselektionsgradientenpulsen, Phasenkodiergradientenpulsen
und Auslesegradientenpulsen eine Spinecho-Sequenz ergibt.
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In
beiden Fällen
kann erfindungsgemäß durch
Korrelationsanalyse aus erstem und zweitem Bild eine artefaktfreie
Bildinformation des jeweiligen Bildes erhalten werden.
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Vorteilhafterweise
können
die beiden artefaktfreien Bilder addiert werden um so den Signal-Rausch-Verlust
zu kompensieren.
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Ferner
kann vorteilhaft im Rahmen der Korrelationsanalyse das Bild der
auf Basis aller k-Raumzeilen transformierten k-Matrix berücksichtigt
werden.
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Weiterhin
wird erfindungsgemäß ein Magnetresonanztomographie-Gerät beansprucht,
aufweisend Gradientenverstärker
mit zugehörigen
Gradientenspulen (3), ein Eingabe-Anzeige-Terminal (21),
eine Sequenzsteuerung (18) und einen Anlagenrechner (20)
sowie einen Analog-Digital-Wandler (ADC),
das zur Durchführung
der Verfahren gemäß den obigen
Ansprüchen
1 bis 10 geeignet ist.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden nun anhand von Ausführungsbeispielen
bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
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1 zeigt schematisch ein
Kernspintomographiegerät,
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2a zeigt schematisch den
zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer bekannten
Spin-Echo-Sequenz,
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2b zeigt schematisch die
zeitliche Abtastung der k-Matrix durch eine Spin-Echo-Sequenz gemäß 2a,
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3a zeigt schematisch den
zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer bekannten
Turbo-Spin-Echo-Sequenz (TSE- bzw. RARE-Sequenz) bei der sieben
Spinechos erzeugt werden,
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3b zeigt schematisch die
zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer TSE- bzw. RARE-Sequenz
gemäß 3a,
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4 zeigt schematisch den
zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer konventionellen
gespoilten Gradientenecho-Sequenz (FLASH-Sequenz),
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5 zeigt schematisch den
zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen einer erfindungsgemäßen GE-Sequenz
(FLASH-Sequenz) bei der die geraden und ungeraden Zeilen der k-Matrix mit
unterschiedlicher Polarität
des Schichtselektionsgradienten (Gz bzw. GS) akquiriert werden,
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6 zeigt schematisch die Überlagerung von
Grundfeld und Gradientenfeld für
zwei Polaritäten
des Schichtselektionsgradienten durch die die Doppeldeutigkeitsartefakte
unterschiedlicher Bereiche der k-Matrix (gerade und ungerade Zeilen
bzw. erste und zweite Hälfte
der k-Matrix) an unterschiedlichen Regionen im Ortsraum auftreten,
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7a zeigt schematisch eine
k-Matrix deren gerade und ungerade Zeilen mit unterschiedlicher
Polarität
des Schichtselektionsgradienten kodiert und ausgelesen werden,
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7b zeigt schematisch eine
k-Matrix deren erste und zweite Hälfte mit unterschiedlicher
Polarität
des Schichtselektionsgradienten kodiert und ausgelesen werden.
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1 zeigt eine schematische
Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung von Gradientenpulsen
gemäß der vorliegenden
Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau
eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein
Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes
Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich
eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen
Körpers.
Die für
die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes
ist in einem kugelförmigen
Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des
menschlichen Körpers
eingebracht werden. Zur Unterstützung
der Homogenitätsanforderungen
und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden
an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material
angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert,
die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
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In
den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt,
das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von
einem Verstärker 14 mit
Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung
des kartesischen 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. Jeder Verstärker 14 umfasst
einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum
zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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Innerhalb
des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4,
die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen
Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der
Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw.
des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der 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 umgesetzt, die über
einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines
Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst
weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse
für die
Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden
die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen
Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer
Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil 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 Hochfrequenzantenne 4 strahlt
die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen
M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend
gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des
Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen
jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des
Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird
aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein 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 Phase und Amplitude 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 Kernspinbildes
sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein
Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere
Bildschirme umfasst.
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Die
vorliegende Erfindung besteht in der Erzeugung eines neuartigen
HF-Anregungsschemas in Kombination mit einem anschließenden eigens
darauf abgestimmten Bildrekonstruktionsverfahren. Der erfindungsgemäße Sequenzverlauf
wird in der Sequenzsteuerung 18 bzw. im Anlagenrechner 20 generiert.
Die Bildrekonstruktion erfolgt ebenfalls im Anlagenrechner 20.
Grundsätzlich
besteht der erfindungsgemäße Gedanke
darin, bei der Messung bzw. dem Abtasten der k-Matrix einzelne Zeilen
bzw. Bereiche der k-Matrix unterschiedlich zu kodieren, um auf diese
Weise Doppeldeutigkeitsartefakte zu generieren die aus unterschiedlichen
Regionen stammen und demzufolge im Ortsraum – d.h. im später rekonstruierten
Bild – getrennt
und nichtüberlappend
dargestellt werden. Die Kodierung erfolgt durch die entsprechende
Polarität
des Schichtselektionsgradienten während der HF-Anregung. Die
Eliminierung der Doppeldeutigkeitsartefakte erfolgt z.B. durch eine Korrelations-Analyse
der beiden Bilder die aus den jeweils unterschiedlich kodierten
k-Matrix-Bereichen rekonstruiert worden sind.
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Die
Erfindung wird im Folgenden anhand zweier möglicher Ausführungsbeispiele
erläutert:
Das
Sequenzdiagramm einer möglichen
ersten Ausführungsform
der Erfindung ist in 5 dargestellt. Die
erfindungsgemäße Sequenz
dieses Beispieles ist eine Gradientenecho-Sequenz (FLASH-Sequenz).
In der obersten Zeile ist ein anfänglicher α-Anregungspuls (HF-Anregungspuls) dargestellt, während gleichzeitig
ein positiver Schichtselektionsgradient GS1 geschaltet wird. Wie
bei einer gewöhnlichen
FLASH-Sequenz erfolgt anschließend
die Phasenkodierung während
eines in diesem Fall negativ geschalteten Schichtselektions- und Auslesegradienten.
Durch den ebenfalls anschließend
positiv geschalteten Auslesegradienten (zur Zeit TE nach Senden
des HF-Anregungspuls)
wird das Gradientenecho generiert und mittels ADC (Analog-Digital-Converter)
ausgelesen. Auf diese Weise wird die erste k-Raum-Zeile akquiriert.
Zuletzt wird die verbleibende Quermagnetisierung durch einen Spoilergradienten
in Schichtselektionsrichtung zerstört.
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Der
nächste
Sequenzdurchlauf (zur Messung der zweiten k-Raum-Zeile) beginnt
wieder mit einem HF-Anregungspuls α (gleicher Flipwinkel α). Im Unterschied
zum ersten Sequenzdurchlauf wird die Gradientenamplitude des Schichtselektionsgradienten-Pulses
GS2, der simultan zum HF-Anregungspuls geschaltet wird, invertiert.
Damit ist der Schichtselektionsgradient des zweiten Sequenzdurchlaufes negativ.
Der restliche Teil dieses zweiten Sequenzdurchlaufes (nicht mehr
dargestellt) entspricht – bis auf
die unterschiedliche Phasenkodierung – wieder dem des ersten Sequenzdurchlaufes.
Die weiteren folgenden Sequenzdurchläufe unterscheiden sich – bis auf
die unterschiedliche Phasenkodierung – im alternierenden Vorzeichen
der. Amplitude des Schichtselektionsgradienten. Auf diese Weise
werden – wie in 7a dargestellt – die schraffierten
geradzahligen k-Raum-Zeilen und die nichtschraffierten ungeradzahligen
k-Raum-Zeilen mit jeweils unterschiedlichem Vorzeichen (Polarität 1 und
Polarität
2) der Amplitude des Schichtselektionsgradienten gemessen (in diesem
Beispiel die geradzahligen k-Raum-Zeilen mit negativem Schichtselektions-Gradienten, die ungeradzahligen
k-Raum-Zeilen mit positivem Schichtselektions-Gradienten). Dies
bewirkt, dass bei Verwendung der ersten (positiven) Gradientenamplitude GS1
des Schichtselektionsgradienten die unerwünschte Anregung aus dem Randbereich
des FOV an einem anderen Ort im Inhomogenitätsbereich erfolgt als bei anschließender Verwendung
der invertierten (negativen) Gradientenamplitude GS2 des Schichtselektionsgradienten.
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6 soll diesen Sachverhalt
verdeutlichen: Dargestellt sind die in aufeinanderfolgenden Sequenzdurchläufen dem
Grundfeld überlagerten
Gradientenfelder GS1 und GS2 des Schichtselektionsgradienten. Die
Gradientenverläufe
sind im zentralen Bereich – insbesondere
im Bereich des FOV – linear, in
den Randbereichen zu beiden Seiten jedoch in hohem Maße nichtlinear.
Dies führt
dazu, dass in beiden Randbereichen (auf linker und rechter Seite)
innerhalb des gestrichelt angedeuteten Anregungsbandes (Bereich
in dem die Spinresonanzbedingung erfüllt ist) jedoch außerhalb
des FOV und daher unerwünschterweise
Resonanzsignale akquiriert werden. Durch die inverse Polarität der Schichtselektionsgradienten
GS1 und GS2 erfolgt die jeweilige unerwünschte Anregung jedoch an unterschiedlichen
Orten im Inhomogenitätsbereich.
Im Beispiel der 6 bewirkt
die Inhomogenität
von GS1 ein Resonanzsignal im nichtschraffierten Bereich A1 auf
der rechten Seite, während
die Inhomogenität
von GS2 ein Resonanzsignal im schraffierten Bereich A2 auf der linken Seite
zur Folge hat. Die Anregung aus beiden Regionen A1 und A2 bewirken
im rekonstruierten Bild Doppeldeutigkeitsartefakte die relativ zum
eigentlichen Bild um N/2 verschoben sind (N ist die Anzahl der k-Raum-Zeilen) sich jedoch
nicht schneiden bzw. überlappen.
Resonanz in A1 bewirkt aufgrund eines positiven Schichtselektions-Gradienten
einen Doppeldeutigkeitsartefakt an einer ersten Position im Bild,
Resonanz in A2 bewirkt aufgrund eines negativen Schichtselektions-Gradienten
einen Doppeldeutigkeitsartefakt an einer zweiten (von der ersten
verschiedenen) Position im Bild. Das so rekonstruierte und beide
um N/2 verschobenen Doppeldeutigkeitsartefakte enthaltende Bild
kann optional zur Berechnung des eigentlichen artefaktfreien Bildes
herangezogen bzw. verwendet werden.
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In
dem Falle, dass die k-Raum-Zeilen mit jeweils alternierender Polarität akquiriert
wurden bietet sich an, das eigentliche Bild mittels paralleler Bildrekonstruktionsverfahren,
wie z.B. SENSE oder SMASH, zu ermitteln. Dieser Schritt setzt voraus, dass
entsprechende Multi-Element-Array-Spulen verwendet wurden. Mittels
paralleler Bildrekonstruktion kann aus den ungeraden Rohdatenzeilen
ein Bild und aus den geraden Rohdatenzeilen jeweils ein Bild berechnet
werden. Diese beiden Bilder zeigen nun abhängig von der Polarität des Schichtselektionsgradienten
jeweils nur den einen oder den anderen Doppeldeutigkeitsartefakt.
Durch eine Korrelationsanalyse kann aus diesen beiden Bildern die
Bildinformation, die sich in den Bildern unterscheidet – dies sind die
Doppeldeutigkeitsartefakte – herausge rechnet werden.
Um das Verfahren robuster zu machen kann – wie bereits erwähnt – zusätzlich auch
noch jenes Bild bzw. die Bildinformation jenes Bildes verwendet werden,
welches die um N/2 verschobenen Artefakte enthält. Anschließend können die
mit paralleler Bildrekonstruktion erhaltenen Bilder addiert werden, so
dass der durch die parallele Bildrekonstruktion bewirkte Signal-zu-Rausch-Verlust
kompensiert wird.
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Anstatt
die Polarität
des Schichtselektionsgradienten bei der Aufnahme jeder zweiten Rohdatenzeile
zu ändern,
können
innerhalb eines einer Schichtposition zugehörigen Rohdatensets (Rohdatensatzes)
auch andere Abfolgen der Polaritätsänderung
erfolgen. So kann in einem zweiten möglichen Ausführungsbeispiel
der Erfindung – in 7b dargestellt – für die Aufnahme
der ersten Hälfte
der abgetasteten k-Raumzeilen
der Rohdatenmatrix die Polarität
1 (beispielsweise positiv) verwendet werden (schraffierter Bereich),
für die
Aufnahme der zweiten Hälfte
der abgetasteten k-Raumzeilen der Rohdatenmatrix die Polarität 2 (negativ,
nicht schraffierter Bereich). Mittels beispielsweise eines – bereits
weiter oben beschriebenen – Halb-Fourier-Verfahrens
wird auf Basis der Symmetrie der k-Matrix aus der ersten (schraffierten)
Hälfte
der Rohdatenmatrix das vollständige
Bild rekonstruiert. Das gleiche erfolgt für die Daten aus der zweiten
Hälfte
(nicht schraffierter Bereich) der Rohdatenmatrix. In den beiden
so erhaltenen Bildern wird der Doppeldeutigkeitsartefakt nichtüberlappend
an zwei unterschiedlichen Positionen im rekonstruierten Bild auftauchen.
Durch z.B. eine Korrelationsanalyse kann somit aus diesen beiden
Bildern die Bildinformation, die sich in den Bildern unterscheidet – dies sind
die Doppeldeutigkeitsartefakte – herausgerechnet
werden. Die aus den beiden Halb-Fourier-Rekonstruktionen gewonnenen Bilder können danach
addiert werden, so dass der durch die Halb-Fourier-Rekonstruktion
bewirkte Signal-zu-Rausch-Verlust
kompensiert wird.
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Zusammengefasst
besteht die erfindungsgemäße MRT-Bildgebungssequenz
darin, durch Inversion der Gradientenamplitude des Schichtselektionsgradienten
bei Gradientenecho-Sequenzen sowie zusätzlich des Refokussierungspulses
bei Spinecho-Sequenzen bei der Aufnahme bestimm ter Zeilen der k-Matrix
und spezieller Rekonstruktion der Daten das Auftreten des Doppeldeutigkeitsartefaktes sowohl
bei SE-Sequenzen als auch bei GE-Sequenzen zu verhindern.