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Die
Erfindung bezieht sich auf eine Magnet-Resonanz(MR)-Abbildung und insbesondere
auf die Erzeugung von Magnet-Resonanz-Angiogrammen
von einem Patienten.
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Es
werden gegenwärtig
zahlreiche Verfahren zur Erfassung von Magnet-Resonanz-Angiogrammen
verwendet. Die meisten dieser Verfahren können entweder als ”Laufzeit”-Verfahren oder als ”phasen-empfindliches” Verfahren
klassifiziert werden. Jede Klasse von Verfahren bezieht sich auf
besondere physikalische Phänomene
und jede Klasse besitzt gewisse Einschränkungen.
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Die
Laufzeit-Verfahren beziehen sich auf den Zustrom von Längs-Spin-Magnetisierung
in dem abgebildeten Bereich. Typischerweise wird die Laufzeit-Angiographie
mittels wiederholtem Anlegen von Hochfrequenz(RF)-Impulsen durchgeführt, die
sowohl zur Erzeugung von Quer-Spin-Magnetisierung zur Abbildung als auch
zur Verringerung von Längs-Magnetisierung
innerhalb des abgebildeten Bereichs dienen. Blut, das sich außerhalb
des abgebildeten Volumens befindet, erfährt jedoch das Anlegen der
Hochfrequenz-Impulse
nicht und besitzt demzufolge vollständig relaxierte Längs-Spin-Magnetisierung.
Sowie das relaxierte Blut in das abgebildete Volumen fließt, erscheint
es viel heller als seine Umgebung, da die vollständig relaxierte Längs-Spin-Magnetisierung
ein stärkeres
Magnet-Resonanz-Signal ausbildet als die von stationärem Gewebe.
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Unglücklicherweise
erzeugen Laufzeit-Angiogramme keine vollständige Unterdrückung von
stationärem
Gewebe innerhalb des abgebildeten Volumens, da die vollständige Unterdrückung des
stationären
Gewebes auch das Signal von bewegtem Blut unterdrücken würde. Laufzeit-Angiogramme werden auch
in Bereichen des Körpers
mit Geweben mit einer kurzen Längs-Relaxationszeit
eingeschränkt
verwendet, da schnell relaxierende Gewebe eine Magnet-Resonanz-Signal-Intensität besitzen,
die genauso stark wie im zuströmenden
Blut sein kann.
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Die
zweite Klasse von Magnet-Resonanz-Angiographie-Verfahren bezieht sich auf die Erzeugung
von Phasenverschiebungen bei der Quer-Spin-Magnetisierung, die proportional
zur Geschwindigkeit sind. Diese Phasenverschiebungen werden hervorgerufen,
indem ein Fluss-kodierender Magnetfeld-Gradienten-Impuls
nach der Erzeugung von Quer-Magnetisierung durch einen Hochfrequenz-Anregungsimpuls erzeugt
wird. Im Gegensatz zu den Laufzeit-Verfahren können Phasen-empfindliche Verfahren
eine vollständige
Unterdrückung
von stationären
Geweben erzeugen und erfassen Signale von Gewebe mit einer kurzen
Längs-Relaxationszeit nicht.
Unglücklicherweise
befindet sich bei vielen klinischen Anwendungen sich bewegendes
Blut sowohl in gewünschten
als auch in unerwünschten Adern
im interessierenden Bereich und Phasen-empfindliche Verfahren können bewegtes
Blut in einer abzubildenden gewünschten
Ader nicht von ungewünschtem
sich bewegenden Blut oder Gewebe unterscheiden.
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Gegenwärtig besteht
ein Bedarf nach Magnet-Resonanz-Angiographie-Verfahren,
die eine vollständige
Unterdrückung
von umgebendem Gewebe ausbilden und in ausgewählten Adern fließendes Blut von
unerwünschten
Magnet-Resonanz-Signalen von sich bewegenden Strukturen innerhalb
des Körpers unterscheiden.
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Es
sind Impulsfolgen zur ausgewählten
Erfassung von Blut innerhalb Arterien und Venen offenbart. Die Impulsfolgen
verwenden eine Laufzeit-(TOF; ”Time-of-Flight”-)Strategie,
aber von den vorstehend offenbarten Laufzeit-Verfahren unterscheiden sie sich darin,
dass Quer-Spin-Magnetisierung
eher als Längs-Spin-Magnetisierung
gefolgt wird. Die Impulsfolgen verwenden einen räumlich auswählenden Anregungsimpuls, der
zur Erzeugung einer Quer-Spin-Magnetisierung
in einem ausgewählten
Bereich eines Objekts verwendet wird. Dieser Bereich wird typischerweise
gestaltet, dass er den Kern der abzubildenden Ader enthält. Nach
der Anregung wird die Quer-Magnetisierung mittels einer Serie von
Refokussierungs-Hochfrequenz-Impulsen beibehalten, während sich
das Blut entlang der Ader bewegt. Die Quer-Magnetisierung wird dann
zu einem oder mehr ausgewählten
Zeitpunkten nach der Anregung mit herkömmlichen Abbildungs-Strategien abgetastet.
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Es
ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Erzeugung
von Magnet-Resonanz-Angiogrammen auszubilden, das einen hohen Grad
von Hintergrund-Unterdrückung erzeugt und
unempfindlich gegenüber
sich bewegendem Blut außerhalb
der interessierenden Adern innerhalb eines Objekts ist.
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Die
als neu angesehenen Merkmale der Erfindung werden in den Ansprüchen genau
dargelegt. Die Erfindung selbst jedoch, sowohl ihr Aufbau als auch
die Funktionsweise zusammen mit anderen Aufgaben und Vorteilen können am
ehesten unter Bezugnahme auf die folgende Beschreibung in Verbindung
mit der Zeichnung verstanden werden.
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Es
zeigen:
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1 ein
vereinfachtes Blockschaltbild der Hauptkomponenten eines zur Verwendung
mit der vorliegenden Erfindung geeigneten Magnet-Resonanz-Abbildungs-Systems,
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2 ein
Diagramm einer Ader in einem abgebildeten Volumen, das eine relative
Ausrichtung von ausgewählten
Richtungen zeigt,
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3 ein
Impulsfolgen-Diagramm eines ersten Ausführungsbeispiels der vorliegenden
Erfindung, das zur Erfassung von bewegtem Blut innerhalb eines Objekts
verwendet werden kann,
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4 ein
Impulsfolgen-Diagramm eines zweiten Ausführungsbeispiels der vorliegenden
Erfindung, das zur Erfassung von bewegtem Blut innerhalb eines Objekts
verwendet werden kann,
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5 ein
Impulsfolgen-Diagramm eines dritten Ausführungsbeispiels der vorliegenden
Erfindung, das zur Erfassung von bewegtem Blut innerhalb eines Objekts
verwendet werden kann, und
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6 ein
Impulsfolgen-Diagramm eines vierten Ausführungsbeispiels der vorliegenden
Erfindung, das zur Erfassung von bewegtem Blut innerhalb eines Objekts
verwendet werden kann.
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1 ist
ein vereinfachtes Blockschaltbild der Hauptkomponenten eines Magnet-Resonanz-Abbildungs-Systems,
das zur Verwendung mit der hier beschriebenen Erfindung geeignet
ist. Das System besteht aus einem Allzweck-Mini-Computer 2, der funktionell
mit einer Plattenspeichereinrichtung 2a und einer Schnittstelleneinrichtung 2b verbunden
ist. Eine Hochfrequenz(RF)-Sende-/Empfangs-Einrichtung 3,
eine Signal-Mittler-Einrichtung 4 und Gradienten-Energieversorgungs-Einrichtungen 5a, 5b und 5c,
die alle mit dem Computer 2 über die Schnittstelleneinrichtung 2b verbunden
sind. Die Gradienten-Energieversorgungs-Einrichtungen 5a, 5b und 5c versorgen
die Gradientenspulen 12-1, 12-2 und 12-3 mit
Energie, um Magnetfeld-Gradienten GX, GY bzw. GZ in den ”X”-, ”Y”- bzw. ”Z”-Richtungen über das
gewünschte
abzubildende Objekt zu erzeugen. Die Hochfrequenz(RF)-Sende-/Empfangs-Einrichtung 3 wird
mit Impuls-Hüllkurven
vom Computer 2 aufgetastet, um Hochfrequenz(RF)-Impulse
mit der erforderlichen Modulation zur Anregung eines Magnet-Resonanz-Antwortsignals
von dem Objekt zu erzeugen. Die Hochfrequenz(RF)-Impulse werden
in einer Hochfrequenz(RF)-Leistungs-Verstärkereinrichtung 6 aus
sich von 2 Watt (W) bis zu einigen Kilowatt (kW) verändernden
Pegel verstärkt,
abhängig vom
Abbildungs-Verfahren,
und an eine Hochfrequenz(RF)-Sende-/Empfangs-Spule 14-1 angelegt. Die höheren Leistungspegel
sind für
große
Abtastvolumen erforderlich, wie beispielsweise bei einer Ganzkörper-Abbildung,
und wo Impulse kurzer Dauer zur Anregung großer Magnet-Resonanz-Frequenz-Bandbreiten
in größeren Hochfrequenz-Spulen
erforderlich sind.
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Magnet-Resonanz-Antwortsignale
werden von einer Empfangsspule 14-2 erfasst, von einer
Vorverstärkereinrichtung 9 mit
niedrigem Rauschen verstärkt
und passieren für
eine weitere Verstärkung,
Erfassung und Filterung zu einer Empfangseinrichtung 10.
Das Signal wird dann zur Mittelung durch die Signal-Mittler-Einrichtung 4 und
zur Verarbeitung durch den Computer 2 digitalisiert. Die
Vorverstärkereinrichtung 9 und
die Empfangseinrichtung 10 werden vor den Hochfrequenz(RF)-Impulsen
während
eines Durchlasses durch aktives Austasten oder durch passive Filterung
geschützt.
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Der
Computer 2 erzeugt Austastung und Hüllkurven-Modulation für die Magnet-Resonanz-Impulse,
Austastung für
die Vorverstärkereinrichtung und
Hochfrequenz(RF)-Leistungs-Verstärkereinrichtung
und Spannungssignalformen für
die Gradienten-Energieversorgungs-Einrichtungen. Der Computer 2 führt auch
eine Datenverarbeitung, wie beispielsweise eine Fourier-Transformation,
Bildrekonstruktion, Datenfilterung, Abbildungsanzeige und Speicherfunktionen
(die alle herkömmlich
und außerhalb
des Schutzbereichs der vorliegenden Erfindung sind) durch.
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Die
Hochfrequenz(RF)-Sende-/Empfangs-Spule 14-1 und die Empfangs-Spule 14-2 können, wenn
es gewünscht
ist, eine Einzelspule umfassen. Alternativ können zwei separate Spulen,
die elektrisch orthogonal sind, verwendet werden. Die letztere Ausführung besitzt
den Vorteil eines verringerten Hochfrequenz(RF)-Impuls-Durchbruchs
in die Empfangseinrichtung während
einer Impulsübertragung.
In beiden Fällen
ist das mit den Spulen verbundene Magnetfeld zur Richtung eines
durch eine Magneteinrichtung 11 erzeugten statischen Magnetfelds B0 orthogonal. Die Spulen können von
dem Rest des Systems durch das Einschließen in einem Hochfrequenz-(RF)-geschirmten
Käfig isoliert
werden.
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In
dem vorliegenden Ausführungsbeispiel der
Erfindung ist das Objekt innerhalb des Magneten eines Magnet-Resonanz(MR)-Abbildungs-Systems angeordnet.
Der Bereich, über
den die Erfassung angiographischer Bilder gewünscht ist, wird dann durch einen
Bediener identifiziert, vielleicht unter Zuhilfenahme einer herkömmlichen
Magnet-Resonanz(MR)-Abbildungs-Folge.
Eine Impulsfolge wird dann angelegt und die Daten werden rekonstruiert.
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2 ist
ein Diagramm, das ein Abbildungsvolumen 200 veranschaulicht,
das eine mit der vorliegenden Erfindung abzubildende Ader 210 enthält. Die
Ader 210 überschneidet
sich mit einem Anregungsvolumen 260. Das den Anregungsimpulsen
unterworfene Blut fließt
stromabwärts
und füllt
einen distalen Teil 220 einer Ader 210. Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird die Quer-Spin-Magnetisierung innerhalb des distalen
Teils 220 der Ader 210 erfasst und räumlich aufgelöste Daten
in einer ersten Richtung 230, einer zweiten Richtung 240 und
einer dritten Richtung 250 werden erfasst, um gemäß der vorliegenden
Erfindung ein Magnet-Resonanz(MR)-Angiogramm zu erzeugen.
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3 ist
ein Impulsfolgen-Zeitablauf-Diagramm von in einem ersten Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung verwendeten Hochfrequenz(RF)-Impulsen
und Magnetfeld-Gradienten-Impulsen,
die von dem Magnet-Resonanz(MR)-Abbildungs-System
ausgeführt
werden können.
Eine Impulsfolge 300 besteht aus einem in der Gegenwart
eines gleichzeitig angelegten Schnitt-auswählenden Gradienten-Impulses 320 angelegten
Anregungs-Hochfrequenz(RF)-Impuls 310. Der Anregungsimpuls 310 nutiert
die Spin-Magnetisierung
in einem ausgewählten
Teil des Objekts, der durch die Frequenz der Hochfrequenz(RF)-Impulse 310 und die
Amplitude und Richtung des Schnitt-auswählenden Magnetfeld-Gradienten-Impulses 320 bestimmt ist.
Der Grad der Nutation kann durch Auswahl der Dauer und Amplitude
der Anregungsimpulses 310 ausgewählt werden.
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Der
Schnitt-auswählende
Magnetfeld-Gradienten-Impuls 320 wird gefolgt von einem
Refokussierungs-Impuls 325, der die Hälfte der Fläche des Schnitt-auswählenden
Magnetfeld-Gradienten-Impulses 320 besitzt.
Dies verursacht, dass die Phase der Quer-Spin-Magnetisierung für alle angeregten Kernspins
innerhalb des Objekts am Ende des letzten Refokussierungs-Impulses 325 im
Wesentlichen dieselbe ist.
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Nach
dem Anlegen des Anregungs-Hochfrequenz(RF)-Impulses 310 und
des Schnitt-auswählenden
Gradienten-Impulses 320 wird eine Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 330 angelegt.
Die Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 330 besteht aus einer
Reihe von Hochfrequenz(RF)-Impulsen, die zur Beibehaltung einer
Phasenkohärenz
bei der Quer-Magnetisierung entworfen sind. In dem hier gezeigten
Ausführungsbeispiel
besteht die Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 330 aus einem
ersten Refokussierungs-Impuls 330a, einem zweiten Refokussierungs-Impuls 330b,
einem dritten Refokussierungs-Impuls 330c und einem vierten
Refokussierungs-Impuls 330d. Jeder der Refokussierungs-Impulse
besitzt einen Kippwinkel im Wesentlichen gleich 180°. Im gegenwärtigen Ausführungsbeispiel besitzen
der dritte Refokussierungs-Impuls 330c und der
vierte Refokussierungs-Impuls 330d entgegengesetzte Polarität zu der
des ersten Refokussierungs-Impulses 330a und des zweiten
Refokussierungs-Impulses 330b, um Ungenauigkeiten bei den Hochfrequenz(RE)-Impulsen
zu kompensieren. Refokussierungs-Impuls-Teilfolgen 330 können, wenn gewünscht, aus
weniger oder mehr Hochfrequenz(RF)-Impulsen bestehen.
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Alternative
Ausführungsbeispiele,
in denen Spin-blockierende
Hochfrequenz-Impulse viel längere
Dauern besitzen, sind auch möglich,
wie in ”Nuclear
Magnetic Resonance Spectroscopy, A Physicochemical View”, Seiten
91–93,
von Robin K. Harris, veröffentlicht
von Pittman Books, Ltd. Marshfield, MA (1983) beschrieben. Die Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 330 fokussiert
die Quer-Magnetisierung über die
Teile des Objekts nach, die innerhalb der Anregungsspule liegen.
Die Teile des Objekts, die der Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 330 unterworfen sind,
aber nicht dem Anregungs-Impuls 310, werden keine bemerkenswerten
Mengen von Quer-Spin-Magnetisierung besitzen. Während der Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 330 fließt das durch
den Hochfrequenz(RF)-Anregungs-Impuls 310 innerhalb der
Adern angeregte Blut stromabwärts und
füllt den
distalen Teil der Adern.
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Nach
dem Anlegen der Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 330 wird
eine Abbildungs-Teilfolge 340 angelegt. Die Abbildungs-Teilfolge 340 besteht
aus einem Phasenverschiebungen-verursachenden Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impuls 360 mit
ausgewählter
Amplitude. Der Phasenverschiebungen-verursachende Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impuls 360 wird
in der ersten Richtung 230 angelegt, wie in 2 gezeigt,
und kann orthogonal zum Schnitt-auswählenden Gradienten-Impuls 320 sein,
wenn gewünscht.
Der Phasenverschiebungen-verursachende Auslese-Impuls 360 verursacht eine
Quer-Magnetisierung an verschiedenen Positionen entlang der Richtung
des Phasenverschiebungen-verursachenden Auslese-Magnetfeld-Gradienten, um Phasenverschiebungen
zu erhalten, die proportional zur Position in der Auslese-Richtung
sind.
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Folgend
auf das Anlegen des Phasenverschiebungen-verursachenden Auslese-Impulses 360 wird
ein Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impuls 370 angelegt.
Der Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impuls 370 wird
in derselben Richtung angelegt wie der Phasenverschiebungen-verursachende
Auslese-Impuls 360, bekommt aber entgegengesetzte Polarität. Die Amplitude
und Dauer des Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impulses 370 werden
derart ausgewählt,
dass im Wesentlichen alle Quer-Magnetisierungen während des
Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impulses 370 eine identische
Phasenverschiebung an einem ausgewählten Punkt besitzt.
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Im
Wesentlichen gleichzeitig mit dem Anlegen des Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impulses 370 wird
ein Daten-Erfassungssignal-Impuls 380 zu einem
Daten-Erfassungs-Untersystem
gesendet, das ein Teil des Abbildungs-Systems ist. Magnet-Resonanz-Antwortsignale
werden während
des Daten-Erfassungs-Impulses 380 digitalisiert. Da die
von resonanten Kernen innerhalb der ausgewählten Teile des Objekts kommenden
Magnet-Resonanz(MR)-Antwortsignale während des Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impulses 370 erfasst
werden, wird jedes erfasste Magnet-Resonanz(MR)-Antwortsignal eine Frequenz besitzen,
die proportional zum Ort des resonanten Kerns ist, der das Signal
erzeugt. Der Ort jeder Signalquelle kann durch Anlegen einer Fourier-Transformation an
die erfassten Signaldaten auf eine dem Fachmann wohlbekannte Art
bestimmt werden.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird die Impulsfolge 300 eine Vielzahl Y von
Malen wiederholt. Bei jeder der Y Wiederholungen wird die Verschiebung
des Anregungs-Impulses 310 verändert, indem seine Mittenfrequenz
um ein ausgewähltes Ausmaß entlang
der zweiten Richtung 240 gemäß 2 verändert wird.
Auf Vervollständigung
der Y Wiederholungen hin werden die Fourier-transformierten Daten
von jeder der Y Wiederholungen in einer Bildmatrix angeordnet, in
der die Verschiebung jedes während
jedes Daten-Erfassungs-Impulses 380 erfassten Datenvektors
proportional zu der Verschiebung des entsprechenden Anregungs-Impulses 310 angeordnet
wird, um ein Zeilen-Abtast-Bild
auf eine für
den Fachmann wohlbekannte Weise zu ergeben.
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4 ist
ein Impulsfolgen-Zeitablauf-Diagramm von in einem zweiten Ausführungsbeispiel der
vorliegenden Erfindung verwendeten Hochfrequenz(RF)-Impulsen und
Magnetfeld-Gradienten-Impulsen, die von dem Magnet- Resonanz(MR)-Abbildungs-System
ausgeführt
werden können.
Impulse 410, 420, 425, 430, 460, 470 und 480 entsprechen den
und funktionieren wie die Impulse 310, 320, 325, 330, 360 bzw. 370.
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Nach
dem Anlegen der Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 430 wird
eine Abbildungs-Teilfolge 440 angelegt. Die Abbildungs-Teilfolge 440 besteht
aus einem Phasen-kodierenden
Magnetfeld-Gradienten-Impuls 450 mit einer ausgewählten Amplitude. Der
Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 450 wird in
einer ausgewählten
Richtung angelegt, die in diesem Ausführungsbeispiel die in 2 gezeigte
zweite Richtung 240 ist.
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Während des
Anlegens des Phasen-kodierenden Gradienten-Impulses 450 wird ein Phasenverschiebungen-verursachender
Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impuls 460 mit ausgewählter Amplitude
angelegt. Der Phasenverschiebungen-verursachende Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impuls 460 wird
in der ersten Richtung 230 gemäß 2 angelegt
und kann orthogonal zu einem Schnitt-auswählenden Gradienten-Impuls 420 und
dem Phasen-kodierenden Gradienten-Impuls 450 sein, wenn
gewünscht.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird die Impulsfolge 400 eine Vielzahl Y von
Malen wiederholt. Bei jeder der Y Wiederholungen bekommt der Phasen-kodierende
Gradienten-Impuls 450 eine
verschiedene Amplitude. Der Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 450 verursacht
Phasenverschiebungen bei den erfassten Magnet-Resonanz(MR)-Signalen, die proportional
zur Position der resonanten Kerne entlang der Richtung des Phasen-kodierenden
Magnetfeld-Gradienten-Impulses 450 ist. Ansprechend auf
verschiedene Amplituden des Phasen-kodierenden Gradienten 450 erfasste
Daten können
Fourier-transformiert werden, um die Position (in der Richtung des
Phasen-kodierenden Gradienten-Impulses 450) der resonanten
Kerne auf eine dem Fachmann wohlbekannte Weise zu ergeben. Diese Richtung
wird im Allgemeinen als eine ”Phasen-kodierende” Richtung
bezeichnet.
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5 ist
ein Impulsfolgen-Zeitablauf-Diagramm von in einem dritten Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung verwendeten Hochfrequenz(RF)-Impulsen
und Magnetfeld-Gradienten-Impulsen, die von dem Magnet-Resonanz(MR)-Abbildungs-System
ausgeführt
werden können. Ähnlich entsprechen
Impulse 510, 520, 525, 530, 550, 560, 570 und 580 den
und funktionieren wie die Impulse 410, 420, 425, 430, 450, 460, 470 bzw. 480.
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Nach
dem Anlegen der Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 530 wird
eine Abbildungs-Teilfolge 540 angelegt. Die Abbildungs-Teilfolge 540 besteht
aus einem ersten Phasen-kodierenden
Magnetfeld-Gradienten-Impuls 550a mit einer ausgewählten Amplitude
und einem zweiten Phasen-kodierenden Magnetfeld-Gradienten-Impuls 550b.
Der erste Phasen-kodierende
Gradienten-Impuls 550a wird in einer ersten ausgewählten Richtung
angelegt, die in diesem Ausführungsbeispiel
die in 2 gezeigte zweite Richtung 240 ist. Der
zweite Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 550b wird in
einer zweiten ausgewählten Richtung
angelegt, die in diesem Ausführungsbeispiel
die in 2 gezeigte dritte Richtung 250 ist.
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Während des
Anlegens des ersten Phasen-kodierenden Gradienten-Impulses 550a und
des zweiten Phasen-kodierenden Gradienten-Impulses 550b wird
ein Phasenverschiebungen-verursachender
Auslese-Magnetfeld-Gradienten-Impuls 560 mit ausgewählter Amplitude
angelegt. Der Phasenverschiebungen-verursachende Auslese-Gradienten-Impuls 560 wird
in der ersten Richtung 230 gemäß 2 angelegt
und kann orthogonal zu dem Schnitt-auswählenden Gradienten-Impuls 520,
den ersten Phasen-kodierenden Gradienten-Impuls 550a und
dem zweiten Phasen-kodierenden Gradienten-Impuls 550b sein,
wenn gewünscht.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird die Impulsfolge 500 eine Vielzahl Y von
Malen wiederholt und jede der Vielzahl von Y Wiederholungen wird eine
Vielzahl Z von Malen für
eine Gesamtanzahl von Wiederholungen gleich Y mal Z wiederholt.
Bei jeder der Y Wiederholungen bekommt der erste Phasen-kodierende
Gradienten-Impuls 550a eine verschiedene Amplitude. Der
erste Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 550a verursacht
Phasenverschiebungen in den erfassten Magnet-Resonanz(MR)-Signalen,
die proportional zur Position der resonanten Kerne entlang der Richtung
des ersten Phasen-kodierenden Magnetfeld-Gradienten-Impulses 550a sind.
Ansprechend auf verschiedene Amplituden des ersten Phasen-kodierenden
Gradienten 550a erfasste Daten können Fourier-transformiert
werden, um die Position (in der Richtung des ersten Phasen-kodierenden
Gradienten-Impulses 550a) der resonanten Kerne auf eine
dem Fachmann wohlbekannte Weise zu ergeben. Diese Richtung wird
allgemein als eine ”Phasen-kodierende” Richtung
bezeichnet.
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Außerdem bekommt
bei jeder der Z Wiederholungen der zweite Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 550b eine
verschiedene Amplitude. Der zweite Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 550b verursacht
Phasenverschiebungen bei den erfassten Magnet-Resonanz(MR)-Signalen,
die proportional zur Position der resonanten Kerne entlang der Richtung
des zweiten Phasen-kodierenden Magnetfeld-Gradienten-Impulses 550b sind.
Ansprechend auf verschiedene Amplituden des zweiten Phasen-kodierenden
Gradienten 550b erfasste Daten können Fourier-transformiert
werden, um die Position (in der Richtung des zweiten Phasen-kodierenden Gradienten-Impulses 550b)
der resonanten Kerne auf eine dem Fachmann wohlbekannte Weise zu
ergeben. Diese Richtung wird allgemein als die ”zweite Phasen-kodierende” Richtung
bezeichnet.
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Nach
Beendigung der Fourier-Transformation in der Auslese-, ersten Phasen-kodierenden
und zweiten Phasen-kodierenden Richtung wird ein dreidimensionales
Bild der durch den Anregungs-Hochfrequenz(RF)-Impuls 510 erzeugten
Quer-Magnetisierung
erhalten.
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6 ist
ein Impulsfolgen-Zeitablauf-Diagramm von in einem vierten Ausführungsbeispiel
verwendeten Hochfrequenz(RF)-Impulsen und Magnetfeld-Gradienten-Impulsen, die von
dem Magnet-Resonanz(MR)-Abbildungs-System ausgeführt werden können. In 6 entsprechen
Impulse 610, 620, 625, 630, 640, 650, 660, 670 und 680 den
und funktionieren wie die Impulse 510, 520, 525, 530, 550b, 560, 570 bzw. 580.
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Nach
dem Anlegen der Refokussierungs-Impuls-Teilfolge 630 wird
eine Abbildungs-Teilfolge 640 angelegt. Die Abbildungs-Teilfolge 640 besteht
aus einem ersten Fluss-kodierenden
Magnetfeld-Gradienten-Impuls 655a mit einer ausgewählten Polarität. Der erste
Fluss-kodierende Magnetfeld-Gradienten-Impuls besitzt ein erstes
Moment ungleich Null und ruft Phasenverschiebungen in der Quer-Magnetisierung hervor,
die proportional zur Spin-Geschwindigkeit
entlang der Richtung des Fluss-kodierenden Gradienten ist. Der erste
Fluss-kodierende Magnetfeld-Gradienten-Impuls 655a wird
gefolgt von einem Phasen-kodierenden
Magnetfeld-Gradienten-Impuls 650 mit einer ausgewählten Amplitude.
Der Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 650 wird
in einer ausgewählten
Richtung angelegt, die in diesem Ausführungsbeispiel die in 2 gezeigte
zweite Richtung 240 ist.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird die Impulsfolge 600 eine Vielzahl Y von
Malen wiederholt und jede der Y Wiederholungen wird N Mal wiederholt
für eine
Gesamtanzahl von Wiederholungen gleich Y mal N. Bei jeder der Y
Wiederholungen bekommt der Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 650 eine
verschiedene Amplitude. Der Phasen-kodierende Gradienten-Impuls 650 verursacht
Phasenverschiebungen in den erfassten Magnet-Resonanz(MR)-Signalen, die proportional
zur Position der resonanten Kerne entlang der Richtung des Phasen-kodierenden
Magnetfeld-Gradienten-Impulses 650 ist. Ansprechend auf
verschiedene Amplituden des Phasen-kodierenden Gradienten 660 erfasste Daten
können
Fourier-transformiert werden, um die Position (in der Richtung des
Phasen-kodierenden Gradienten-Impulses 650) der resonanten
Kerne auf eine dem Fachmann wohlbekannte Weise zu ergeben. Diese
Richtung wird allgemein als eine ”Phasen-kodierende” Richtung
bezeichnet.
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Bei
jeder der N Wiederholungen werden die Amplituden des ersten Fluss-kodierenden
Magnetfeld-Gradienten-Impulses 655a verändert. In dem in 6 gezeigten
Ausführungsbeispiel
ist N = 2 und die Amplitude des ersten Fluss-kodierenden Magnetfeld-Gradienten-Impulses 655a ist
unverändert,
aber die Polarität
wird umgekehrt, um einen zweiten Fluss-kodierenden Magnetfeld-Gradienten-Impuls 655b zu
ergeben. Die ersten und zweiten Fluss-kodierenden Impulse rufen
Phasenverschiebungen in der Quer-Magnetisierung
hervor, die proportional zur Spin-Geschwindigkeit und zur Amplitude des Fluss-kodierenden
Gradienten sind. Für
Spins, die im Wesentlichen stationär sind, gibt es keine hervorgerufene
Phasenverschiebung. Demzufolge können ansprechend
auf jeder der N Anwendungen erfasste Daten mathematisch kombiniert
werden, um von stationären
Spins herrührende
Signalkomponenten zu entfernen, während von bewegten Spins herrührende Signalkomponenten
beibehalten werden. Für
das Ausführungsbeispiel,
in dem N = 2 ist, sind komplexe Differenz- und Phasen-Differenz-Berechnungen nützlich.
Für Ausführungsbeispiele,
in denen N > 2 ist,
sind dem Fachmann von Phasen-empfindlicher Magnet-Resonanz(MR)-Angiographie
andere Modulations-Schemata wohlbekannt. Es sollte beachtet werden,
dass die im vorliegenden Ausführungsbeispiel
verwendeten Fluss-kodierenden Gradienten-Signalverläufe die
Geschwindigkeit und Bewegungskomponenten höherer Ordnung kodieren. Kompliziertere
Signalformen, die nur ausgewählte
höhere Ordnungen
der Bewegung kodieren, sind auch möglich.
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Zahlreiche
Varianten der vorliegenden Erfindung sind möglich. Beispielsweise kann
die Anregung und Erfassung von Daten von M zusätzliche verschiedenen Sätzen von
Anregungs-Volumina während Zeiträumen durchgeführt werden,
in denen sich die Längs-Spin-Magnetisierung
in dem ersten Volumen erholen darf. Dieses Ausführungsbeispiel der Impulsfolge
erlaubt die Erfassung von mehr Bildern ohne Erhöhung der Gesamt-Abtastzeit.
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Eine
andere Variante ist die Verwendung einer Refokussierungs-Teilfolge,
die räumlich
auswählend
ist, um den interessierenden Bereich weiter zu begrenzen. Die Impulsfolgen
gemäß der vorliegenden
Erfindung können
auch erweitert werden durch die Erfassung von zusätzlichen
Echos, um eine Vielzahl von Bildern zu erhalten, jedes mit einer
einzigartigen Echozeit TE. Dies könnte durch Wiederholen der
Refokussierungs-Teilfolge nach Beendigung der Datenerfassung und
Anlegen eines zweiten Auslese-Gradienten-Impulses
gleichzeitig mit einem zweiten Daten Erfassungs-Impuls erreicht
werden. Zusätzliche
Echos können auf
diese Weise erfasst werden, wenn gewünscht.
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Zusätzliche
Veränderungen
bei Mehrfach-Echo-Ausführungsbeispielen
der vorliegenden Erfindung sind möglich. Diese enthalten die
Aufnahme zusätzlicher
Phasen-kodierender
Gradienten-Impulse vor jedem Echo auf eine Weise ähnlich der
bei herkömmlichen
Schnell-Spin-Echo-Techniken
verwendeten. Dies erlaubt eine kürzere
Abtastzeit, da die zur Erfassung von Daten für die Bilderzeugung nötigen Y
Phasen-kodierenden Schritte in Y/P Anwendungen der Impulsfolge erfasst
werden wobei P die Anzahl der Echos darstellt.
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Veränderungen
der Anregungs-Geometrie sind auch möglich. Beispielsweise kann
die in den veranschaulichten Beispielen gezeigte planare Anregung
durch ein Anregungs-Schema ersetzt werden, das eine zylindrische,
sphärische
oder andere nicht-planare Geometrie besitzt.
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Die
zum Erhalten von Magnet-Resonanz(MR)-Bildern mit den zweiten, dritten
und vierten veranschaulichten Ausführungsbeispielen verwendeten
Abbildungs-Teilfolgen 440, 540, 640 verwenden
herkömmliche
Spin-Verzerrungs-Gradienten-Signalverläufe (”spin warp
gradient waveforms”).
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Andere
Abbildungs-Teilfolgen, wie beispielsweise Projektions-Rekonstruktions-,
echo-planare, spiralige und hybride Abbildungen können verwendet werden,
wenn gewünscht.
Echo-planare und spiralige Abbildungs-Verfahren sind typischerweise
Hochgeschwindigkeits-Abbildungs-Verfahren
und aufgrund ihrer Fähigkeit
zur Erzeugung von Bildern in einem kurzen Zeitraum insbesondere
wünschenswert.
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Auch
können
mit der vorliegenden Erfindung erfasste Bilder kombiniert werden,
um ein größeres Mosaikbild
zu erzeugen. Dies erlaubt ein Endbild, das einen größeren Ansichtbereich
besitzt, während ein
Bildkontrast auf der Grundlage eines Zustroms von Blut über einen
kleineren Abstand beibehalten wird.
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Während zahlreiche
gegenwärtig
bevorzugte Ausführungsbeispiele
der neuen Verfahren und Vorrichtungen zur Erfassung von Quer-Magnetisierungs-Magnet-Resonanz(MR)-Angiogrammen genau
beschrieben wurden, werden für
den Fachmann viele Modifikationen und Veränderungen offensichtlich sein.