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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 Vermeidung
von peripheren Störsignalen
in Spin-Echo-Bildern wie beispielsweise des Doppeldeutigkeitsartefakts.
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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 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 Schichtse lektion
(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
durch einen Schichtselektionsgradienten GS bzw.
Gz 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 GR und GP 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
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
(mit definierter Amplitude und Bandbreite) 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
(ebenfalls mit definierter Amplitude und Bandbreite) 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 GP bzw.
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 GR bzw. 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 T2-Zerfall der Quermagnetisierung 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
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 verknüpft.
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Bei
Spin-Echo-Sequenzen (SE-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 Linearität
der Gradientenfelder) sondern auch im inhomogenen Randbereich des
FOV gegeben ist. Durch die tatsächliche
Inhomogenität
des Grundfeldes und die Nichtlinearität der Gradientenfelder im Randbereich
des MRT-Gerätes
ist somit das Prinzip der umkehrbar eindeutigen Zuordnung jedes
Raumpunktes zu einer bestimmten magnetischen Feldstärke verletzt.
Dies bedeutet, dass dem Bild des eigentlichen Messfeldes ein im
allgemeinen störendes
Bild aus dem Inhomogenitätsbereich
in Form eines Artefaktes überlagert
wird. Dieser unerwünschte
Arte fakt wird als "Doppeldeutigkeits-Artefakt" bezeichnet und tritt
insbesondere bei Spinecho-Sequenzen infolge der Spinrefokussierung
in ausgeprägter
Form auf. Der "Doppeldeutigkeits-Artefakt" ist umso wahrscheinlicher
je kürzer
die Ausdehnung des Grundfeldmagneten in z-Richtung ist. Daher wird
sich bei zukünftigen
MRT-Systemen, die zu kürzeren
Magneten tendieren, diese Problematik verschärfen und mit den bisherigen
Maßnahmen
zur Unterdrückung
dieses Artefaktes nicht mehr lösbar
sein.
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Bisherige
Strategien zur Reduzierung dieses Artefakttyps bestehen einerseits
in Hardware-Maßnahmen
andererseits in Pulssequenz-Modifikationen.
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Hardware-Maßnahmen
am HF-System bestehen darin, bei gegebenem Magnet- und Gradientendesign
die Raumpositionen mit Felddoppeldeutigkeiten außerhalb des Nutzvolumens zu
bestimmen. Die Gestaltung der HF-Spulen unterliegt dann der Einschränkung, an
diesen kritischen Raumpositionen deren Empfindlichkeit hinreichend
zu minimieren, so dass eine signifikante Artefaktbildung ausbleibt.
Allerdings sind HF-Feldverteilungen nicht beliebig formbar. Als
unerwünschte
Nebenwirkung entstehen somit auch innerhalb des Nutzvolumens HF-Feldinhomogenitäten, die
die Bildqualität
schädigen.
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Schwerpunkte
beim Design zukünftiger MR-Anlagen
sind kürzere
Magnete, Weiträumigkeit und
größtmögliche Patientenzugänglichkeit
(z.B. wegen Intervention). Bei einer solchen Magnetfeldgeometrie
wird die notwendige umkehrbar eindeutige Zuordnung von Raum und
Feld derart verletzt und die resultierende Artefaktproblematik derart
verschärft, dass
die bisherigen Hardware-Maßnahmen
versagen. Bei kurzen Magneten mit großem Durchmesser ist ein taugliches
HF-Spulendesign daher nicht absehbar.
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Pulssequenzmodifikationen
(neue Wege bei der Sequenzgestaltung) stellen häufig die einzig praktikable
Lösung
dar, wenn die unmittelbare Vermeidung des Missstandes – hier der
nichtmonotone Magnetfeldverlauf – an prinzipielle bzw. technologische
Grenzen stößt oder
einen unverhältnismäßig hohen
Aufwand erfordert, der die Wirtschaftlichkeit des Produktes in Frage
stellen würde.
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Eine
mögliche
Form der Pulssequenzmodifikation nach
US
6486668 besteht darin, eine Artefaktunterdrückung durch
Applizieren bzw. Einstrahlen zusätzlicher
sogenannter Präparationspulse
zu bewirken. Der Nachteil bei dieser Vorgehensweise besteht in einer
deutlichen Reduzierung der zeitlichen Leistungsfähigkeit sowie in der gleichzeitigen
Erzeugung anderweitiger Bildqualitätsprobleme in Form von parasitären Spin-Echo
Signalanteilen durch die Präparationspulse.
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Eine
andere Form der Pulssequenzmodifikation wird in
US 2002/0101237 realisiert, indem
eine Artefakt-Unterdrückung
durch Polaritätswechsel
der Selektionsgradienten von HF-Anregungspuls
und HF-Refokussierpuls erfolgt. Im Unterschied zur konventionellen
Schichtanregung einer SE-Sequenz wird 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.
Dies führt
dazu, dass die Fehlselektionen des (90°-)HF-Pulses sowie des (180°-)Refokussier-Pulses im Ortsraum
in unterschiedlichen sich nicht überlappenden
Bereichen auftreten. Auf diese Weise können sich keine störenden Echosignale ausbilden.
Dieses Verfahren hat allerdings den Nachteil, dass es erhöhte technische
Anforderungen an den exakten zeitlichen Gleichlauf von HF-Pulsen
und Gradientenpulsen sowie an die System-Shimmung stellt. Darüber hinaus
ist die gleichzeitige Darstellung unterschiedlicher chemischer Komponenten
(z.B. Fett und Wasser) nur mit deutlichem Signalverlust möglich.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es daher ein neues Bildgebungsverfahren
bereitzustellen bzw. im Rahmen von Spinecho-Sequenzen eine Pulssequenzmodifizierung
in der Weise vorzunehmen, dass periphere Störsignale (z.B. DD-Artefakte) unterdrückt werden
bei gleichzeitig maximal breiter Anwendbarkeit und minimal auftretenden
nachteiligen und daher unerwünschten
Nebenwirkungen.
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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
beansprucht zur Vermeidung von peripheren Störsignalen in der Magnet-Resonanz-Tomographie bei Verwendung
von Spinecho-Sequenzen, aufweisend Hochfrequenz-Anregungspulse,
Hochfrequenz-Refokussierpulse, Schichtselektionsgradientenpulse, Phasenkodiergradientenpulse
und Auslesegradientenpulse dadurch gekennzeichnet, dass sich die
Mittelfrequenz und die Bandbreite des Hochfrequenz-Anregungspulses von
der Mittelfrequenz und der Handbreite des oder der Hochfrequenz-Refokussierpulse
sowie die Amplitude des Schichtselektionsgradienten, der während des
Hochfrequenz-Anregungspulses geschaltet wird, von der Amplitude
des oder der Schichtselektionsgradienten, die während des oder der Hochfrequenz-Refokussierpulse
geschaltet werden, derart unterscheiden, dass sich die Anregungsschicht
des HF-Anregungspulses und die Refokussierschicht des oder der HF-Refokussierpulse
im Homogenitätsbereich
(FOV) des MRT-Magnetfeldes überlagern,
während
die Anregungsschicht des HF-Anregungspulses und die Refokussierschicht des
oder der HF-Refokussierpulse im Inhomogenitätsbereich des MRT-Magnetfeldes örtlich getrennt werden
und dadurch ein Echosignal im Inhomogenitätsbereich vermieden wird.
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In
einer ersten möglichen
Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens
werden die Mittelfrequenz, die Bandbreite und die Amplitude des
HF-Anregungspulses sowie die Amplitude des während des HF-Anregungspulses
geschalteten Schichtselektionsgradienten erhöht und gleichzeitig die Dauer
des während
des HF-Anregungspulses geschalteten Schichtselektionsgradienten
im Vergleich zur Dauer des während
des HF-Refokussierpulses geschalteten Schichtselektionsgradienten
entsprechend vermindert.
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In
einer zweiten möglichen
Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens
wird die Gesamtdauer der HF-Pulse sowie der Schichtselektionsgradientenpulse
beibehalten und die Mittelfrequenz, die Bandbreite und die Amplitude
des HF-Anregungspulses sowie die Amplitude des während des HF-Anregungspulses
geschalteten Schichtselektionsgradienten im Vergleich zur Amplitude
des während
des HF-Refokussierpulses geschalteten Schichtselektionsgradienten
erhöht.
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Die
unveränderte
Gesamtdauer des HF-Anregungspulses wird zur Verbesserung des Schichtprofils
der angeregten Schicht vorteilhaft genutzt, indem weitere Nebenmaxima
des HF-Anregungspulses hinzugefügt
werden.
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Sowohl
im Falle einer transversalen Schichtselektion (GS =
Gz) als auch im Falle einer sagittalen bzw.
koronaren Schichtselektion (GS ≠ Gz) kann der Mindestunterschied der Schichtselektionsgradientenamplituden
in Form eines Unterschiedfaktors berechnet werden.
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Der
Unterschied der Amplitude g1 des während des HF-Anregungspulses
geschalteten Schichtselektionsgradienten im Vergleich zur Amplitude
g2 des während
des HF-Refokussierpulses geschalteten Schichtselektionsgradienten
kann gemäß der Beziehung
g
2 = (1 + ε)g
1 mathematisch
formuliert werden. Im Falle einer transversalen Schichtselektion berechnet
sich der Unterschiedsfaktor ε nach
der Ungleichung
wobei R den Radius des FOV,
r die Schichtposition der im FOV angeregten Schicht sowie d die
Schichtdicke der im FOV angeregten transversalen Schicht darstellt.
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Im
Falle einer sagittalen oder koronaren Schichtselektion berechnet
sich der Unterschiedsfaktor ε nach
der Ungleichung
wobei r die Schichtposition
der im FOV angeregten Schicht sowie d die Schichtdicke der im FOV
angeregten sagittalen oder koronaren Schicht darstellt.
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Weiterhin
wird ein Magnetresonanztomographie-Gerät beansprucht, aufweisend einen
Gradientenverstärker
mit zugehörigen
Gradientenspulen, ein Eingabe-Anzeige-Terminal, eine Sequenzsteuerung und
einen Anlagenrechner sowie einen Analog-Digital-Wandler (ADC), das zur Durchführung der
Verfahren gemäß den obigen
Verfahrensmerkmalen 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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4a zeigt schematisch den
zeitlichen Verlauf der HF-Pulse
sowie der Gradientenpulsstromfunktionen einer ersten erfindungsgemäß modifizierten
SE-Sequenz,
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4b zeigt schematisch den
zeitlichen Verlauf der HF-Pulse
sowie der Gradientenpulsstromfunktionen einer zweiten erfindungsgemäß modifizierten
SE-Sequenz.
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5a zeigt schematisch die
Magnetfeldsituation in z-Richtung
bei transversaler Schichtselektion mit identischen Selektionsgradientenstärken (links)
sowie gering aber hinreichend unterschiedlichen Selektionsgradientenstärken (rechts),
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5b zeigt schematisch die überlagerten Summenbilder
einer Multischichtmessung bei transversaler Schichtorientierung
gemäß der Situation
von 5a (linkes Bild)
mit auftretenden DD-Artefakten und gemäß der Situation von 5a (rechtes Bild) bei der
die DD-Artefakte erfindungsgemäß unterdrückt sind.
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6a zeigt schematisch die
Magnetfeldsituation in z-Richtung
bei sagittaler bzw. koronarer Schichtselektion mit identischen Selektionsgradientenstärken (links)
sowie gering aber hinreichend unterschiedlichen Selektionsgradientenstärken (rechts),
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6b zeigt schematisch die überlagerten Summenbilder
einer Multischichtmessung bei sagittaler bzw. koronarer Schichtorientierung
gemäß der Situation
von 6a (linkes Bild)
mit auftretenden DD-Artefakten und gemäß der Situation von 6a (rechtes Bild) bei der
die DD-Artefakte erfindungsgemäß unterdrückt sind.
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7a zeigt schematisch ein
vereinfachtes Feldmodell zur transversalen Schichtselektion bei zwei
erfindungsgemäß geringfügig aber
ausreichend unterschiedlichen Schichtselektionsgradienten (links Magnet-
und Gradientenfeld getrennt, rechts Gesamtfeld),
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7b zeigt schematisch eine
Kurvenschar des Parameters ε in
Abhängigkeit
vom Abstand zum Zentrum des FOV für unterschiedliche Schichtdicken bei
transversaler Schichtselektion,
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8a zeigt schematisch ein
vereinfachtes Feldmodell des Grundfeldmagneten bei sagittaler bzw.
koronarer Schichtselektion (links) sowie unter Berücksichtigung
einer parasitären
Schichtselektion außerhalb
des FOV bei erfindungsgemäß geringfügig aber
ausreichend unterschiedlichen Schichtselektionsgradienten (rechts),
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8b zeigt schematisch eine
Kurvenschar des Parameters ε in
Abhängigkeit
vom Abstand zum Zentrum des FOV für unterschiedliche Schichtdicken bei
sagittaler bzw. koronarer Schichtselektion.
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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 ku gelförmigen
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 bei Spinecho-Sequenzen. Hier besteht der mit
Abstand größte Handlungsbedarf,
da die Mehrheit aller Bildgebungsabläufe auf diesem Sequenztyp beruht und
gleichzeitig der DD-Artefakt infolge der Spinrefokussierung in ausgeprägter Form
auftritt. Die Erfindung betrifft Maßnahmen, die bei nur marginaler
Sequenzmodifikation eine höchst
wirkungsvolle Artefaktunterdrückung
gewährleisten.
Der erfindungsgemäße Sequenzverlauf
wird in der Sequenzsteuerung 18 bzw. im Anlagenrechner 20 generiert.
Die Bildrekonstruktion erfolgt ebenfalls im Anlagenrechner 20.
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Grundsätzlich lautet
der erfindungsgemäße Gedanke
wie folgt: Zur Erzeugung von Spinechos werden mindestens zwei Schichtselektionsvorgänge benötigt. Entgegen
gängiger
Praxis werden die Schichtselektionsvorgänge nicht gleichartig sondern bezüglich Selektionsgradientenstärke und
HF-Pulsbandbreite unterschiedlich gestaltet, mit der Vorgabe, die
fehlselektierten Volumina außerhalb
des FOV (auch als "Nutzvolumen" bezeichnet) räumlich zu trennen.
Die Selektionen innerhalb des FOV erfolgen durch geeignete Wahl
der Mittelfrequenzen ω1, ω2 sowie
der Bandbreiten Δω1, Δω2 von HF-Anregungspuls
und HF-Refokussierpuls
am gleichen Ort (gleiche Schicht) und erzeugen bzw. ermöglichen
wie bisher die Akquisition des gewünschten Echosignals aus dieser
Schicht. Durch die räumliche
Trennung der fehlselektierten Volumina (parasitäre Anregungen) außerhalb
des FOV (aufgrund der Wahl von ω1, ω2, Δω1, Δω2 sowie
der unterschiedlichen Amplituden g1 und g2 des Schichtselektionsgradienten
GS1 während
des HF-Anregungspulses und des Schichtselektionsgradienten GS2 während des
HF-Refokussierpulses, 5a und 6a) wird die Ausbildung eines Echosignals
im inhomogenen Bereich vereitelt und der DD-Artefakt in den Bildern
unterdrückt.
Bevorzugt wird die HF-Spinanregung am Sequenzbeginn ("90-Grad-Puls") dahingehend geändert, dass
die Selektionsgradientenstärke
und HF-Pulsbandbreite geringfügig
(20% bis 30%) erhöht
werden.
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Die
Unterschiedlichkeit wird dabei so gering wie möglich gewählt, um breite Anwendbarkeit
sowie Minimierung unerwünschter
Nebenwirkungen zu gewährleisten.
Derartige zu berücksichtigende
Nebenwirkungen sind in der Hauptsache die chemische Verschiebung
und SAR-Aspekte (Spezifische-Absorptions-Rate):
Infolge der
3,4 ppm chemischen Fett-Wasser-Verschiebung sind die Schichtpositionen
für Fett
und Wasser stets unterschiedlich. Für jede der beiden chemischen
Komponenten sind das Anregungsprofil und alle Refokussierungsprofile
nur dann deckungsgleich, wenn sich die Selektionsgradientenstärken nicht ändern. Streng
genommen gilt dies bei dem im folgenden vorgestellten Sequenzdesign
nicht mehr, der Signalverlust unterschiedlicher chemischer Komponenten
infolge der geringfügig
gegeneinander verschobenen Selektionsprofile beschränkt sich
aber auf wenige Prozent und ist somit belanglos.
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Bei
zunehmender Schicht- bzw. Projektionsdicke (engl.: slab) erfordert
die vollständige
Trennung der fehlselektierten Volumina außerhalb des Nutzvolumens entsprechend
größere Unterschiede
bei den Selektionsgradientenstärken
und HF-Pulsbandbreiten. Der nutzbare Spielraum bei den HF-Bandbreiten wird
begrenzt durch einerseits (Obergrenze) die verfügbare HF-Leistung und SAR-Aspekte, andererseits (Untergrenze)
durch eine abnehmende Zeitperformance der Sequenz bei z.B. Echo- und Repetitionszeit.
Mit einer durchaus noch praktikablen Unterschiedlichkeit von beispielsweise
100% können
mit der erfindungsgemäßen Sequenzmodifikation
die Schicht- bzw. Projektionsdicken bis ca. 100 mm eingestellt werden
ohne nennenswerte Artefaktbildung.
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Die
Erfindung wird im Folgenden anhand zweier möglicher Ausführungsbeispiele
(4a und 4b) erläutert:
Der obere Teil
der Sequenzdiagramme beider 4a und 4b zeigt eine konventionelle
SE-Sequenz. In der obersten Zeile ist im Sendemodus TX ein anfänglicher α-Anregungspuls
(HF- Anregungspuls, α ist üblicherweise
90°) mit
einer Mittelfrequenz ω und
einer Bandbreite Δω dargestellt,
während gleichzeitig
ein positiver Schichtselektionsgradient GS1 geschaltet wird. Nach
dem HF-Anregungspuls wird der Schichtselektionsgradient invertiert.
Währenddessen
wird einerseits der Auslesegradient GR geschalten andererseits eine
Phasenkodierung durch den Phasenkodiergradienten GP durchgeführt. Es
erfolgt anschließend
eine Refokussierung durch einen 180°-Refokussierpuls gleichzeitig
mit einer zweiten Schichtanregung durch den Schichtselektionsgradienten
GS2. Bei der herkömmlichen
SE-Sequenz haben beide Schichtselektionsgradienten GS1 und GS2 gleiche
Amplituden. Um im nachfolgenden Empfangsmodus RX des MRT-Systems
nach der Echozeit TE durch Schalten eines Auslesegradienten GR ein
MR-Echo-Signal akquirieren zu können
ist es notwendig, die Mittelfrequenz sowie die Bandbreite des 180°-Refokussierpulses
gleich der Mittelfrequenz ω sowie
gleich der Bandbreite Δω des HF-Anregungspulses
zu wählen.
Dieser Sachverhalt wird später
noch anhand weiterer Figuren genauer erläutert.
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Die
erfindungsgemäße Sequenz
ist eine modifizierte Spinecho-Sequenz
(SE-Sequenz). Die Modifizierung besteht darin die Parameter von
HF-Anregungspuls (α-Puls),
HF-Refokussierpuls (180°-Puls) und
Schichtselektionsgradient (GS) so zu verändern, dass innerhalb des FOV
nach wie vor eine Schicht angeregt und aus dieser Schicht ein Spinecho
akquiriert wird, die parasitären
Anregungen beider HF-Pulse außerhalb
des FOV allerdings örtlich
getrennt werden und somit zu keinem Spinecho-Signal führen.
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In
einer möglichen
ersten Ausführungsform der
Erfindung (4a) erfolgt
die Variation der Parameter beispielsweise dadurch, dass die Amplituden, die
Mittelfrequenzen sowie die Bandbreiten beider HF-Pulse variiert
werden. Gleichzeitig wird die Dauer sowie die Amplitude der Schichtselektionsgradienten GS1
und GS2 entsprechend verändert.
Gemäß 4a wird der α-Puls zeitlich
gesehen gestaucht, seine Amplitude wird vergrößert. Er weist die Mittelfrequenz ω1 sowie
die Bandbreite Δω1 auf. Der 180°-Puls hat
die Mittelfrequenz ω2
sowie die Bandbreite Δω2. Der erste
Schichtselektionsgradient GS1 wird verkürzt, seine Amplitude g1 wird
gegenüber
der Amplitude g2 des zweiten Schichtselektionsgradienten GS2 vergrößert.
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In
einer möglichen
zweiten Ausführungsform der
Erfindung (4b) erfolgt
die Variation der Parameter beispielsweise dadurch, dass die Gesamtdauer
von α-Puls
und erstem Schichtselektionsgradienten GS1 gleich bleibt. Die Pulsamplitude
g1 wird relativ zur Amplitude g2 von GS2 vergrößert. Der α-Puls wird gestaucht, die ursprüngliche
Pulsdauer jedoch beibehalten indem weitere Nebenmaxima (engl.: Side-Lobes)
der sincähnlichen
Funktion des Anregungspulses hinzugefügt werden mit dem positiven Nebeneffekt
eines verbesserten Schichtprofils. Auf den SAR-Wert hat dies nur
minimalen Einfluss, da hierbei die nicht geänderten Refokussierpulse dominieren.
Die Mittelfrequenzen ω1
und ω2
sowie die Bandbreiten Δω1 und Δω2 werden
entsprechend variiert und entsprechend aufeinander abgestimmt.
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Die 5a und 6a (jeweils linkes Bild) veranschaulichen
die gewünschte
bzw. parasitäre
Schichtanregung innerhalb bzw. außerhalb des FOV bei einer konventionellen
Spin-Echo-Sequenz.
Aufgrund der menschlichen Körperform
und der üblichen
Patientenlagerung treten Felddoppeldeutigkeiten überwiegend in Körperlängsrichtung
(Z-Richtung) auf. Dies führt
zu der Fallunterscheidung, ob die Schichtselektion mit Z-Gradient (transversale
Schichten) oder ohne Z-Gradient (sagittale und koronare Schichten)
erfolgt. 5a stellt die
transversale Schichtselektion (GS = Gz) und 6a die
sagittale bzw. koronare Schichtselektion (GS ≠ Gz) dar.
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Bei
einer transversalen Schichtanregung (5a)
verläuft
der Schichtselektionsgradient GS (= GZ) im Bereich des FOV zunächst linear.
Der sich anschließende
steile Feldabfall be ruht sowohl auf der Inhomogenität des Grundfeldes
als auch auf der Nichtlinearität
des Gradientenfeldes und verursacht die parasitären Anregungen.
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Bei
einer sagittalen bzw. koronaren Schichtanregung (6a) existiert kein Schichtselektionsgradient
in z-Richtung. Dennoch kommt es aufgrund des steilen Abfalls des
Grundmagnetfeldes außerhalb
des FOV's zu parasitären Anregungen.
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Insgesamt
führt dies
zu dem Phänomen, dass
bei Messungen mit konventionellem 2D-Spinecho DD-Artefakte bei transversaler
Schichtorientierung und bei sagittaler bzw. koronarer Schichtorientierung
an unterschiedlichen Stellen in den Bildern auftreten. Dieser Sachverhalt
wird in 5b und 6b veranschaulicht indem
Summenbilder von Multischichtmessungen mit konventionellem 2D-Spinecho überlagert
dargestellt sind. 5b (links)
zeigt DD-Artefakte bei transversaler Schichtorientierung, 6b (links) zeigt DD-Artefakte
bei sagittaler bzw. koronarer Schichtorientierung. Das unterschiedliche Auftreten
der Artefakte in den Bildern in Abhängigkeit der jeweiligen Schichtposition
wird ersichtlich, wenn man weiterhin die unterschiedlichen Feldsituationen während der
Signalerzeugung und dem Signalnachweis berücksichtigt. Letztgenannter
Aspekt beeinflusst die Lage der Artefakte in den Bildern und soll
im weiteren Verlauf nicht vertieft werden, da die erfindungsgemäßen Überlegungen
ausschließlich
den Schichtselektionsvorgang betreffen.
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Wie
bereits oben (Beschreibung der 4a und 4b) dargestellt erfolgen
die Schichtselektionen mit nicht identischen Selektionsgradientenstärken, also
mindestens mit einer ersten Gradientenstärke g1 und einer zweiten Gradientenstärke g2 g2 =
(1 + ε)g1 (1)
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Übliche Spinechosequenzen
verwenden ε = 0.
Der Fall ε = –2 entspricht
der oben erwähnten
und im Stand der Technik bereits angewandten Sequenzmodifikation
(Polaritätswechsel
bei den Selektionsgradienten). In der vorliegenden Erfindung werden die
vorteilhaften Sequenzeigenschaften bei der Wahl ε > 0 aufgezeigt.
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Mittelfrequenz ω und Bandbreite Δω der HF-Pulse
bei Anregung und Refokussierung einer bestimmten Schicht müssen natürlich alle
auf den gleichen Ortsbereich einwirken, der durch die gewünschte Schichtposition
r und Schichtdicke d vorgegeben ist, also ω1 = γg1r (2a) ω2 = γg2r = (1 + ε)ω1 (2b) Δω1 = γg1d (3a) Δω2 = γg2d = (1 + ε)Δω1 (3b)
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5a vergleicht den Fall konventioneller transversaler
Schichtanregung (linkes Bild) mit dem Fall der transversalen Schichtselektion
bei unterschiedlichen Selektionsgradientenstärken hinsichtlich Anregung
und Refokussierung (rechtes Bild). Das rechte Bild zeigt gering
aber hinreichend unterschiedliche Selektionsgradientenstärken (g2 = (1 + ε)g1) ohne DD-Artefaktbildung.
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5b zeigt auf Basis der Konfigurationen
in 5a am Beispiel einer
2D-Spinecho-Messung die Wirksamkeit einer derartigen Sequenzmodifikation. Bereits
bei moderat unterschiedlichen Schichtselektionen (ε = 0.2 bis
0.3) werden die Artefakte in dieser Situation sehr wirkungsvoll
unterdrückt
(5b rechts).
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6a vergleicht den Fall konventioneller sagittaler
bzw. koronarer Schichtanregung (linkes Bild) mit dem Fall der sagittalen
bzw. koronaren Schichtselektion bei unterschiedlichen HF-Pulsen hinsichtlich
Anregung und Refokussierung (α- Puls bzw. Refokussier-Puls;
rechtes Bild). Das rechte Bild zeigt gering aber hinreichend unterschiedliche HF-Pulse
(ω2 = (1 + ε)ω1) ohne DD-Artefaktbildung.
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6b zeigt auf Basis der Konfigurationen
in 6a wiederum am Beispiel
einer 2D-Spinecho-Messung die Wirksamkeit einer derartigen Sequenzmodifikation.
Bereits bei geringfügig
unterschiedlichen Schichtselektionen (ε = 0.2 bis 0.3) werden die Artefakte
wirkungsvoll unterdrückt
(6b, rechts).
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Nachfolgend
wird anhand eines einfachen mathematischen Modells der räumlichen
Feldverteilungen auf die zweckentsprechende Wahl des entscheidenden
Parameters ε näher eingegangen.
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7a zeigt ein Feldmodell
zur transversalen Schichtselektion. Im Falle des linken Bildes in 7a – der Idealisierung des realen
Falles – steigt das
Feld des Z-Gradienten bis an den Rand R des FOV proportional zur
Z-Koordinate und verläuft
dann konstant weiter, während
das Grundfeld des Magneten zunächst
konstant ist und außerhalb
des FOV (> R) mit
gleichbleibendem Feldgradienten –G abfällt. Das rechte Bild in 7a zeigt erfindungsgemäß den Verlauf
des Gesamtfeldes bei unterschiedlichen Selektionsgradientenstärken g1
und g2. In beiden Fällen
wird die gewünschte
Schicht (Position r, Dicke d) selektiert, die parasitären Bereiche
außerhalb
des Nutzvolumens hingegen sind unterschiedlich (Positionen ρ1 und ρ2 mit Dicken
D1 und D2).
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Das
idealisierte Modell entsprechend 7a vereinfacht
die reale Situation dahingehend, dass innerhalb des FOV mit Radius
R die Feldverteilung ideal angenommen wird (homogenes Grundfeld
und lineares Gradientenfeld). Im Außenbereich > R steigt das Gradientenfeld nicht weiter
an und der Feldabfall des Magneten soll mit konstantem Feldgradienten –G erfolgen.
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Für die beiden
Selektionsvorgänge
(7a, rechtes Bild) mit
den Gradientenstärken
g1 und g2 gilt: ω1 = γg1r = γg1R – γGρ1 (4a) ω2 = γg2r = γg2R –γGρ2 (4b) Δω1 = γg1d = γGD1 (5a) Δω2 = γg2d = γGD2 (5b)
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Die
parasitären
Selektionen an den Orten ρ1 und ρ2 sind gegeneinander
verschoben um: ρ2 – ρ1 =
(R – r)(g2 – g1)/G (6)
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Ziel
ist die vollständige
DD-Artefaktunterdrückung,
d.h. die vollständige
Trennung dieser fehlselektierten Volumina mit den Dicken D1 und
D2: ρ2 – ρ1 > (D1 +
D2)/2 (7)
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Daraus
folgt als Bedingung für
den Parameter ε durch
das Einsetzen der Gleichungen (1) bis (6) in die Ungleichung (7):
für werte von r mit
r < R – d/2 (9) -
Man
beachte, dass der Ausdruck (8) nur vom Abstand (R – r) zwischen
Schicht und Rand des FOV abhängt,
gemessen in Einheiten der Schichtdicke d. Je größer dieser Abstand umso geringer
ist die Anforderung an ε,
was anhand der Hyperbelfunktionenschar in 7b veranschaulicht werden kann. 7b zeigt den Verlauf der ε-Werte bei
einer transversalen Schichtselektion: Falls der Parameter ε den dargestellten
Mindestwert ü berschreitet,
wird der DD-Artefakt entsprechend dem Feldmodell nach 7a vollständig unterdrückt. 2D-Spinechoverfahren
mit den üblichen
Schichtdicken erfüllen
diese Bedingung mit ε =
0.2 bis 0.3.
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Die
Polstelle am Rand des FOV entspricht dem Verschwinden der Doppeldeutigkeit
an dieser Stelle (Sollschicht und Fehlselektion gehen hier ineinander über).
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Bemerkenswert
sind auch die fehlenden Abhängigkeiten
von g1, g2 und G, d.h. die absolute Größe von Gradientenstärke und
HF-Pulsbandbreite sowie der Feldabfall des Magneten im Außenbereich spielen
keine Rolle und können
beliebig gestaltet werden.
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Der
Vollständigkeit
halber wird das Modell mit seinen Vorhersagen auch für sagittale
bzw. koronare Schichtorientierungen dargestellt. 8a stellt das diesbezügliche Feldmodell dar. In dem
linken Bild von 8a ist
das Grundfeld des Magneten zunächst
konstant und fällt
außerhalb
des FOV (> R) mit
gleichbleibendem Feldgradienten –G ab. In dem rechten Bild
von 8a ist gezeigt wie
außer
der gewünschten
Schicht (diese ist wegen X- bzw. Y-Abhängigkeit hier nicht darstellbar)
die unterschiedlichen parasitären
Bereiche außerhalb
des FOV selektiert werden (Positionen ρ1 und ρ2 mit Dicken D1 und D2).
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Da
die aufgezeigten Maßnahmen
ausschließlich
den Schichtselektionsvorgang betreffen und hierbei der Z-Gradient
jetzt nicht beteiligt ist, entfallen die diesbezüglichen Annahmen. Der Feldverlauf
des Magneten wird innerhalb des Nutzvolumens wieder als konstant
angenommen und im Außenbereich > R durch den konstanten
Feldgradienten –G beschrieben.
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Für die beiden
Selektionsvorgänge
mit den Gradientenstärken
g1 und g2 gilt dann: ω1 = γg1r = –γGρ1 (10a) ω2 = γg2r = –γGρ2 (10b) Δω1 = γg1d = γGD1 (11a) Δω2 = γg2d = γGD2 (11b)
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Die
parasitären
Selektionen an den Orten ρ1 und ρ2 sind gegeneinander
verschoben um: ρ2 – ρ1 = –r(g2 – g1)/G (12)
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Unverändertes
Ziel ist die vollständige DD-Artefaktunterdrückung, d.h.
die vollständige Trennung
dieser fehlselektierten Volumina mit den Dicken D1 und D2: ρ2 – ρ1 > (D1 +
D2)/2 (13)
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Daraus
folgt als Bedingung für
den Parameter ε durch
das Einsetzen der Gleichungen (10a) bis (12) in die Ungleichung
(13):
für Werte von r mit
r < –d/2 (15) -
In
diesem Fall hängt
der Parameter ε vom Abstand
r zwischen Schicht und Magnetzentrum ab, gemessen in Einheiten der
Schichtdicke d. Je größer dieser
Abstand umso geringer ist die Anforderung an ε. In 8b sind die Hyperbelfunktionen bei sagittaler
bzw. koronarer Schichtselektion dargestellt: Falls der Parameter ε den dargestellten
Mindestwert überschreitet,
wird der DD-Artefakt entsprechend dem Feldmodell nach 8a vollständig unterdrückt. 2D-Spinechoverfahren
mit den üblichen
Schichtdicken erfüllen
diese Bedingung mit ε =
0.2 bis 0.3. Die Polstelle im Magnetzentrum entspricht dem Verschwinden
der Doppeldeutigkeit an dieser Stelle (Sollschicht und Fehlselektion
gehen hier ineinander über).
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Im
folgenden werden die Grenzen dieser sequenzmethodischen Artefaktunterdrückung aufgezeigt:
Die
Polstellen in den ε Diagrammen
(7b und 8b) sind nicht nur ein Phänomen dieses
einfachen mathematischen Modells. Wie bereits dargelegt beschreiben
sie eine reale Erscheinung, den Übergang vom
Doppeldeutigkeit-Artefakt zur geometrischen Verzeichnung. Dieser
erfolgt dann, wenn gewünschte
Schicht und parasitär
selektiertes Volumen unmittelbar an Feldumkehrpunkten angrenzend
eng beieinander liegen und letztendlich ineinander übergehen.
Bei Überlappung
bzw. Identität
ist eine Abtrennung natürlich
unmöglich,
was zu den Polstellen bei der mathematischen Modellierung führt.
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Artefakte
werden in dieser Grenzsituation also nicht vollständig vermeidbar
sein, das Erscheinungsbild weicht dafür signifikant vom typischen DD-Artefakt
ab und ähnelt
eher einer Bildverzerrung. Die Zuordnung der Artefaktstruktur zum
realen Objekt ist erkennbar und birgt nicht die Gefahr von Fehlinterpretationen.
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Ein
weiterer Aspekt, den das verwendete Feldmodell aufgrund seiner Vereinfachungen
nicht zum Ausdruck bringt, steht in Zusammenhang mit den realen
räumlichen
Feldverteilungen außerhalb des
FOV. Der bei transversaler Schichtselektion unterstellte konstante
Feldverlauf des Z-Gradienten im Außenbereich > R ist zumindest für große Abstände >> R
unzutreffend. Vielmehr wird das Gradientenfeld für sich allein (also ohne Betrachtung
des Magneten) wieder abfallen und eine Felddoppeldeutigkeit aufweisen.
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Dieser
Umstand ist allerdings noch nicht nachteilig. Gleichzeitig muss
auch noch der angenommene Feldabfall des Magneten im Außenbereich > R ausbleiben.
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Ein
Artefaktrisiko entsteht also nur dort, wo der Magnet gleichzeitig
keinerlei Feldabweichungen aufweist. Anstelle des bisherigen eindimensionalen Feldverlaufs
muss hierbei die vollständige
räumliche Feldverteilung
des Magneten betrachtet und berücksichtigt
werden. Nur eine derartige Koinzidenz zusammen mit einer noch hinreichend
hohen HF-Empfindlichkeit von Sende- und Empfangsspule an dieser Stelle
birgt die Gefahr, dass der DD-Artefakt mit der vorgestellten Sequenzmodifikation
nicht vollständig unterdrückt wird.
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Falls
erforderlich muss dieser Aspekt beim Design der HF-Spulen Berücksichtigung
finden, was eine im Gegensatz zu den Einschränkungen bei konventionellen
Spinecho-Sequenzen geringe und erfüllbare Nebenbedingung darstellt.
