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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, konstanten 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 allen 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 Fre quenz 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 klinische 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 eines half-Fourier-Algorithmus
rekonstruiert. 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
(engt.: 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 Reso nanzbedingung 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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Aus
US 5 548 215 A ist
ein MR-Bildgebungsgerät
bekannt, welche in der Lage ist Bild-Artefakte durch sogenannte
Hybrid-Aufnahmeverfahren
(Hybrid-Scans) zu unterdrücken.
Ein Hybrid-Scan
ist eine Kombination aus einem Einzelschußverfahren (engl.: Single-Shot-Method)
und einem schnellen Spin-Echo-Verfahren
(engl.: Fast-Spin-Echo-Method).
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In
US 5 615 676 A erfolgt
eine effektive Hochgeschwindigkeits-MR-Bildgebung durch durch eine
verbesserte GRASE-Sequenz
die es erlaubt extrem schnell separierte Fett-Wasser-Bilder sowie gleichzeitig
Multi-Kontrast-Bilder, wie z. B. Protonendichte-Bilder zu gewinnen.
Dabei wird die Polarität des
Auslesegradientenpulses während
des Abtastens der k-Matrix
invertiert.
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In
US 4 792 758 A ist
eine MR-Spektroskopie-Sequenz offenbart bei der zur Vermeidung von Artefakten
zumindest ein Gradient (Auslesegradient und/oder Schichtselektionsgradient)
exakt balancierte Pulszüge
aufweist, d. h. eine ausgewogene Polaritätsumkehr des Pulszuges erfolgt.
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In
EP 0 213 436 B1 ist
ein MR-Bildgebungsverfahren offenbart, welches mit dynamischer Gleichgewichtsmagnetisierung
des Spinsystems versucht, die Nachteile unpräziser Schichtauswahl und Mittelwertbildung
zu Vermeiden und die gewünschte
Bildinformation in kürzerer
Meßzeit
zu erhalten. Die entsprechende Sequenz beinhaltet eine auf Polaritätswechsel
basierende hochsymmetrische HF- und Gradientenpulsfolge.
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Aus
US 5 818 229 A ist
ein Korrekturverfahren für
MR-Bildgebungssequenzen
bekannt, welches vor dem eigentlichen Scan einen sogenannten ersten und
zweiten Prescan aufweist, durch welche zunächst eine erste und eine zweite
Datengruppe gewonnen wird, auf deren Basis dann unterschiedlichste
Korrekturen des durch den eigentlichen Scan akquirierten Datensatzes
vorgenommen werden können.
Dabei weisen Phasenkodiergradient und Auslesegradient Polaritätswechsel
auf.
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Aufgabe
und Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, 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, wobei die Polarität des Schichtselektionsgradienten während des
Abtastens der k-Matrix invertiert wird.
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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 unabhängigen
Lösung
des zugrundeliegenden technischen Problems wird die Polarität des Schichtselektionsgradienten
von einer Hälfte
der k-Matrix zur nächsten
Hälfte
der k-Matrix invertiert.
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Vorteilhaft
ist es dann, die Transformation der k-Matrix mit der Half-Fourier-Technik
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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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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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 einem
obigen Ansprüche
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 nach dem Stand der Technik,
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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 Aus senden 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 ge schaltet
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 inver tierten (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 eigentli che 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 – herausgerechnet 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 erhal tenen 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
bestimmter Zeilen der k-Matrix
und spezieller Rekonstruktion der Daten das Auftreten des Doppeldeutigkeitsartefaktes sowohl
bei SE-Sequenzen als auch bei GE-Sequenzen zu verhindern.