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Die
Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Bestimmung eines Perfusionsbildes
eines Teilstücks
eines in einem statischen Magnetfeld angeordneten Körpers mit
Hilfe magnetischer Resonanz (MR), wobei das Verfahren die folgenden
Schritte umfasst:
Zuführen
einer Kontrollimpulssequenz zu einem ersten Teilstück des Körpers und
Erfassen eines Kontrolldatensatzes eines dritten Teilstücks des
abzubildenden Körpers
mit Hilfe einer MR-Bildgebungssequenz,
Zuführen einer Markierungsimpulssequenz
zu dem ersten Teilstück
des Körpers,
von dem eine Flüssigkeit
in das dritte Teilstück
fließt,
und Erfassen eines markierten Datensatzes des dritten Teilstücks des Körpers mit
Hilfe einer MR-Bildgebungssequenz,
Rekonstruieren
des Perfusionsbildes des dritten Teilstücks des Körpers aus einer Kombination
des Kontrolldatensatzes und des markierten Datensatzes.
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Ein
verwandtes Verfahren ist aus dem Dokument US-A-5.402.785 bekannt.
Bei dem bekannten Verfahren wird nach der Kontrollvorbereitung durch die
einem ersten Teilstück
des Körpers
zugeführte Kontrollimpulssequenz
der Kontrolldatensatz von dem dritten Teilstück des Körpers durch MR-Bildgebungssequenzen
gemessen, und nach der Markierung der Flüssigkeit durch die Inversion
der Protonenspins der Flüssigkeit
durch die Markierungsimpulssequenz in einem zweiten Teilstück des Körpers wird
der markierte Datensatz von dem dritten Teilstück des Körpers, beispielsweise einer
Schicht des Kopfes eines Körpers,
gemessen. Aus dem Kontrolldatensatz bzw. dem markierten Datensatz
werden ein Kontrollbild und ein Bild mit Markierung rekonstruiert.
Das Perfusionsbild wird dann durch eine Kombination des Kontrollbildes
und des Bildes mit Markierung beispielsweise durch die Subtraktion
des Kontrollbildes von dem Bild mit Markierung bestimmt. Bei dem
bekannten Verfahren unterdrücken
Auswirkungen des Magnetisierungstransfers Magnetresonanzsignale,
wobei der Unterdrückungsgrad
bei verschiedenen Arten von Gewebe und Blut variiert. Auch Magnetresonanzsignale
von Blut werden durch die Auswirkungen des Magnetisierungstransfers
reduziert. Infolgedessen wird der Kontrast des Perfu sionsbildes beeinträchtigt.
Zur Reduzierung der Auswirkungen des Magnetisierungstransfers werden
bei dem bekannten Verfahren das erste und das zweite Teilstück symmetrisch
in Bezug auf das dritte Teilstück
des Körpers
angeordnet. Ein Nachteil des bekannten Verfahrens besteht darin,
dass bei der Wahl des dritten Teilstücks des Körpers geometrische Einschränkungen
existieren.
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Der
Erfindung liegt unter anderem die Aufgabe zugrunde, die geometrischen
Einschränkungen bei
der Wahl des dritten Teilstücks
des Körpers
zu reduzieren. Zu diesem Zweck umfasst die Markierungsimpulssequenz
eines erfindungsgemäßen Verfahrens
einen ersten selektiven HF-Impuls zum Anregen des ersten Teilstücks des
Körpers,
wobei der erste selektive HF-Impuls eine Quermagnetisierungskomponente
erzeugt, auf den ersten selektiven HF-Impuls eine Zeitverzögerung folgt,
auf die ein zweiter HF-Impuls zum Anregen des ersten Teilstücks des
Körpers
folgt, wobei die Kontrollimpulssequenz den ersten selektiven HF-Impuls
zum Anregen des ersten Teilstücks
des Körpers
umfasst, wobei der erste selektive HF-Impuls eine Quermagnetisierungskomponente
erzeugt, auf den ersten selektiven HF-Impuls eine Zeitverzögerung folgt,
auf die ein dritter HF-Impuls zum Anregen des ersten Teilstücks des Körpers folgt,
wobei die Phase des zweiten HF-Impulses entgegengesetzt zu derjenigen
des dritten HF-Impulses ist. Auf diese Weise kann ein Markierungsverfahren
durchgeführt
werden, das unempfindlich für
Magnetisierungstransfers ist, wobei die Positionen des ersten und
des zweiten Teilstücks
zusammenfallen und die geometrischen Einschränkungen bei der Wahl des abzubildenden
Teilstücks
reduziert werden. Die Erfindung basiert auf der Einsicht, dass die
Kontrollimpulssequenz und die Markierimpulssequenz beide eine z-Magnetisierung
des gebundenen Wassers auf die gleiche Weise bewirken, indem sie
eine Differenz zwischen einer Querrelaxationszeit T2 von
gebundenem Wasser und von freiem Wasser nutzen. Aufgrund der relativ
kurzen Querrelaxationszeit T2 von gebundenem
Wasser im Vergleich zu derjenigen von freiem Wasser hängt die z-Magnetisierung des
gebundenen Wassers, die aus dem Zuführen des ersten selektiven
HF-Impulses und
des zweiten HF-Impulses sowie des ersten selektiven HF-Impulses
und des dritten HF-Impulses resultiert, nicht von einer Phasenbeziehung
zwischen dem ersten selektiven HF-Impuls und dem zweiten HF-Impuls
oder einer Phasenbeziehung zwischen dem ersten selektiven HF-Impuls
und dem dritten HF-Impuls ab. Wenn das Intervall zwischen dem ersten
selektiven HF-Impuls und dem zweiten HF-Impuls und zwischen dem
ersten selektiven HF-Impuls und dem dritten HF-Impuls in Bezug auf
die Querrelaxationszeit T2 von gebundenem
Wasser lang genug ist, sind die Auswirkungen des Magnetisierungstrans fers
durch die Markierungs- und Kontrollimpulssequenzen gleich, und die
Auswirkungen des Magnetisierungstransfers können aufgehoben werden, indem
die Daten des Kontrollbildes und diejenigen des Bildes mit Markierung
kombiniert werden.
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Ein
weiterer Vorteil besteht darin, dass das Verfahren mit Mehrschicht-
und Winkel-MR-Bildgebung kombiniert werden kann, da die Kompensation des
Magnetisierungstransfers nicht geometrisch eingeschränkt ist.
Da das erste Teilstück
mit dem zweiten Teilstück
zusammenfällt,
wird ferner keine distale Markierung im ersten Teilstück induziert
und der distale Zufluss vom ersten Teilstück in das zweite Teilstück beeinträchtigt die
Einschätzung
der Perfusion nicht.
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Eine
spezielle Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens
ist dadurch gekennzeichnet, dass die ersten selektiven HF-Impulse
und der zweite HF-Impuls gemäß einer
ersten Modulationsfunktion der Zeit zugeführt werden und dass der dritte HF-Impuls gemäß einer
zweiten Modulationsfunktion zugeführt wird, die die gleiche wie
die erste Modulationsfunktion jedoch mit umgekehrtem Vorzeichen ist.
Auf diese Weise ergibt sich aus den Markierungs- und Kontrollvorbereitungen
eine maximale Differenz bei der Magnetisierung von freiem Wasser
innerhalb des gewünschten
zweiten Teilstücks
und keine Differenz bei der Magnetisierung außerhalb des zweiten Teilstücks.
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Eine
weitere Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens
ist dadurch gekennzeichnet, dass die Markierungs- und Kontrollsequenzen zweite
Magnetfeldgradientenimpulse umfassen, wobei die ersten Magnetfeldgradientenimpulse
mit dem ersten selektiven HF-Impuls gemäß einer ersten Gradientenfunktion
der Zeit zugeführt
werden, die zweiten Magnetfeldgradientenimpulse mit dem zweiten HF-Impuls
gemäß einer
zweiten Gradientenfunktion der Zeit zugeführt werden, die eine zeitlich
umgekehrte Version der ersten Gradientenfunktion ist, und das Vorzeichen
der zweiten Gradientenfunktion demjenigen der ersten Gradientenfunktion
entgegengesetzt ist, wobei der erste selektive HF-Impuls gemäß einer
ersten Amplitudenmodulationsfunktion der Zeit und einer ersten Frequenzmodulationsfunktion
der Zeit zugeführt
wird, wobei der zweite HF-Impuls gemäß einer zweiten Amplitudenmodulationsfunktion und
einer zweiten Frequenzmodulationsfunktion zugeführt wird, wobei die zweite
Amplitudenmodulationsfunktion eine zeitlich umgekehrte Version der
ersten Amplitudenfunktion und die zweite Frequenzmodulationsfunktion
eine zeitlich umgekehrte Version der ersten Frequenzmodulationsfunktion
ist, wobei das Vorzeichen der zweiten Frequenzmodulationsfunktion
demjenigen der ersten Frequenzmodulationsfunktion entgegengesetzt
ist, wobei der dritte HF-Impuls gemäß einer dritten Amplitudenmodulationsfunktion
und der zweiten Frequenzmodulationsfunktion zugeführt wird,
wobei die dritte Amplitudenmodulationsfunktion die gleiche wie die
zweite Amplitudenmodulationsfunktion ist, jedoch mit entgegen gesetztem
Vorzeichen. Das Ergebnis der Verkettung des ersten selektiven HF-Impulses
und des zweiten HF-Impulses ist eine Verbesserung der Qualität des zweiten
Teilstücks,
beispielsweise kann ein hochgradig selektiver Inversionsimpuls durch
eine Verkettung des ersten selektiven HF-Impulses und des zweiten HF-Impulses
erzielt werden, da ein Flip-Winkel der z-Magnetisierung an allen
Positionen innerhalb des zweiten Teilstücks genau verdoppelt wird.
Die Verkettung des ersten selektiven HF-Impulses und des dritten HF-Impulses
ergibt einen Flip-Winkel von 0 Grad. Ferner besteht ein Vorteil
eines Markierungsslabs hoher Qualität darin, dass der Mindestabstand
zwischen dem zweiten und dem dritten Teilstück reduziert werden kann.
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Eine
weitere Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens
ist dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren einen weiteren Schritt
der Erzeugung eines HF-Refokussierungsimpulses
zwischen dem ersten selektiven HF-Impuls und dem zweiten HF-Impuls bzw. zwischen
dem ersten selektiven HF-Impuls und dem dritten HF-Impuls umfasst. Der
Effekt der Refokussierungsimpulse, beispielsweise eines zentrierten
180-Grad-Refokussierungsimpulses,
besteht darin, dass die Auswirkungen von Inhomogenitäten des
Magnetfeldes reduziert werden können.
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Eine
weitere Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens
ist dadurch gekennzeichnet, dass der Flip-Winkel des ersten selektiven HF-Impulses
und der Flip-Winkel des zweiten und des dritten HF-Impulses ungefähr 90 Grad
betragen. Verkettungen von 90-Grad-Impulsen können vorteilhaft als selektiver
Inversionsimpuls zugeführt
werden.
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Eine
weitere Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens
ist dadurch gekennzeichnet, dass ein Intervall zwischen dem ersten
selektiven HF-Impuls und dem zweiten HF-Impuls in der Markierungsimpulssequenz
und zwischen dem ersten selektiven HF-Impuls und dem dritten HF-Impuls in
der Kontrollimpulssequenz länger
als die Querrelaxationszeit von gebundenem Wasser ist. Auf diese Weise
können
die Auswirkungen des Magnetisierungstransfers aufgrund der Markierungs-
und Kontrollimpulssequenzen vollständig aufgehoben werden. Die
Erfindung bezieht sich weiterhin auf eine Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung.
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Diese
und andere Aspekte der Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt
und werden im Folgenden näher
beschrieben. Es zeigen:
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1 ein
Ausführungsbeispiel
eines MR-Gerätes,
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2 ein
erstes Beispiel für
eine Markierungsimpulssequenz,
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3 ein
erstes Beispiel für
eine Kontrollimpulssequenz,
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4 die
Position der zweiten und dritten Schicht,
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5 eine
grafische Darstellung von ersten Schätzungen der z-Magnetisierung von
freiem und von gebundenem Wasser,
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6 ein
zweites Beispiel für
eine Markierungsimpulssequenz,
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7 ein
zweites Beispiel für
eine Kontrollimpulssequenz und
-
8 eine
grafische Darstellung von zweiten Schätzungen der z-Magnetisierung von
freiem und von gebundenem Wasser.
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1 zeigt
ein Ausführungsbeispiel
eines MR-Gerätes 1.
Das MR-Gerät 1 umfasst
ein erstes Magnetsystem 2 zum Erzeugen eines stationären Magnetfeldes.
Die z-Richtung des
gezeigten Koordinatensystems entspricht der Richtung des stationären Magnetfeldes
im Magnetsystem 2. Das MR-Gerät umfasst auch ein zweites
Magnetsystem 3 zum Erzeugen von temporären Magnetfeldern, die in der z-Richtung
ausgerichtet sind, und von Gradienten in der x-, y- bzw. z-Richtung.
Es ist anzumerken, dass zur Vereinfachung der Darlegung x, y und
z für die Frequenzcodierungs-,
die Phasencodierungs- bzw. die Auswahlrichtung verwendet werden.
Diese Richtungen müssen
nicht mit den Hauptrichtungen des Systems übereinstimmen. Ferner werden
in dieser Anmeldung die temporären
Gradientenfelder mit einem Gradienten in der x-Richtung, der y-Richtung und
der z-Richtung als
Lesegradient, Phasencodiergradient bzw. Schichtauswahlgradient bezeichnet. Stromversorgungsmittel 4 versorgen
das zweite Magnetsystem 3. Das Magnetsystem 2 schließt einen Untersuchungsraum
ein, der groß genug
ist, um ein Teilstück
eines zu untersuchenden Objektes 7, beispielsweise ein
Teilstück
eines menschlichen Körpers
aufzunehmen. Eine HF-Sendespule 5 dient dazu, HF-Magnetfelder
zu erzeugen, und ist über
eine Sende-/Empfangsschaltung 9 mit einer HF-Quelle und
einem Modulator 6 verbunden. Die HF-Sendespule 5 ist
um das Teilstück
des Körpers 7 im
Untersuchungsraum angeordnet. Das MR-Gerät umfasst auch eine Empfangsspule,
die über
die Sende-/Empfangsschaltung 9 mit einer Signalverstärker- und
Demodulationseinheit 10 verbunden ist. Die Empfangsspule
und die HF-Sendespule 5 können ein- und dieselbe Spule
sein. Eine Steuereinheit 11 steuert den Modulator 6 und
die Stromversorgungsmittel 4 zur Erzeugung von MR-Bildgebungssequenzen,
die HF-Impulse und temporäre
Magnetgradientenfelder umfassen. Nach der Anregung von Kernspins
in einem in dem Untersuchungsraum positionierten Teilstück des Körpers empfängt die
Empfangsspule 5 ein MR-Signal. Die davon abgeleitete Phase
und Amplitude werden abgetastet und in der Verstärker- und Demodulationseinheit 10 weiter
verarbeitet. Eine Bildrekonstruktionseinheit 12 verarbeitet
die zugeführten
MR-Signale und erstellt
ein Bild. Das Bild wird beispielsweise auf einem Monitor 13 angezeigt.
Die Steuereinheit 11 steuert auch die Bildrekonstruktionseinheit 12.
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In 2 ist
ein Beispiel für
eine erste erfindungsgemäße Markierungsimpulssequenz 100 dargestellt,
die eingesetzt wird, um ein zweites Teilstück eines Körpers vorzubereiten, beispielsweise
eine erste Schicht, in der eine Flüssigkeit in Richtung des dritten
Teilstücks
des Körpers
fließt.
Das dritte Teilstück
ist beispielsweise eine zweite Schicht im Kopf des Körpers parallel
zur ersten Schicht. In dieser Figur wie auch in 3 schreitet
die Zeit von links nach rechts fort, und die verschiedenen Reihen
zeigen als Diagramm den zeitlichen Bezug zwischen den HF-Impulsen,
den Magnetfeldgradientenimpulsen und den Magnetresonanzsignalen.
In den oberen drei Reihen, bezeichnet mit Gx,
Gy, Gz sind die
Magnetfeldgradientenimpulse dargestellt, in den folgenden Reihen,
bezeichnet mit RFAM sind die HF-Impulse
dargestellt. Mittels des HF-Impulses 101 wird die durch
das stationäre
Magnetfeld verursachte Magnetisierung der gebundenen und freien
Wasserprotonen gedreht und eine Quermagnetisierungskomponente erzeugt.
Der HF-Impuls 101 wird durch einen ersten Magnetfeldgradientenimpuls 110 im
zweiten Teilstück
des Körpers
schichtselektiv gemacht, in dem die Larmor-Frequenz der HF-Frequenz
des HF-Impulses 101 entspricht. Ein zweiter HF-Impuls 102 wird
nach einem Intervall Δt1 nach dem ersten HF-Impuls 101 zugeführt, der
erste und der zweite HF-Impuls 101, 102 werden
gemäß einer
ersten Modulationsfunktion der Zeit fmod1(t)
mit der Dauer T zugeführt.
Durch den zweiten HF-Impuls 102 wird die Magnetisierung
der freien Wasserprotonen um einen zweiten Winkel gedreht, der dem
ersten Winkel entspricht. Das Intervall Δt1 sollte
vorzugsweise länger als
die Querrelaxationszeit T2 der gebundenen
Wasserprotonen sein. In diesem Fall wird die Magnetisierung des
freien Wassers in Bezug auf die Magnetisierung der relaxierten Protonen
von freiem Wasser umgekehrt, und die Phasenbeziehung der Spins von
gebundenen Wasserprotonen zwischen dem ersten und dem zweiten HF-Impuls
und dem ersten und dem dritten HF-Impuls geht verloren. Der Flip-Winkel des
ersten und des zweiten HF-Impulses entspricht vorzugsweise ungefähr 90 Grad.
Nach einer Verzögerung Δt2 wird eine Bildgebungssequenz zur Bildgebung
des abzubildenden Teilstücks
zugeführt.
Ein Beispiel für
eine Bildgebungssequenz ist eine Echo-Planar-Bildgebungssequenz
(EPI). Die EPI-Sequenz ist bekannt aus dem Dokument „Magnetic
Resonance Imaging" von
M. T. Vlaardingerbroek, erschienen 1996. Der Einfachheit halber
sind in den 3, 4, 6 und 7 lediglich
ein erster Anregungsimpuls 103 und ein schichtselektiver Magnetfeldgradient 115 der
EPI-Sequenz dargestellt.
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3 zeigt
ein Beispiel für
eine erste erfindungsgemäße Kontrollimpulssequenz 120 zur
Kontrollvorbereitung des ersten Teilstücks. Erfindungsgemäß entspricht
das erste Teilstück
des Körpers
dem zweiten Teilstück
des Körpers.
Mittels des ersten HF-Impulses 101 wird
die durch das stationäre
Magnetfeld verursachte Magnetisierung der gebundenen und freien
Wasserprotonen gedreht und eine Quermagnetisierungskomponente erzeugt.
Der erste HF-Impuls 101 wird durch die Zuführung des
ersten Magnetfeldgradientenimpulses 110 im zweiten Teilstück des Körpers schichtselektiv
gemacht, in dem die Larmor-Frequenz der HF-Frequenz des ersten HF-Impulses 101 entspricht.
Ein dritter HF-Impuls 104 wird
nach einem Intervall Δt1 nach dem ersten HF-Impuls 101 zugeführt, der
dritte HF-Impuls 104 wird gemäß einer zweiten Modulationsfunktion
der Zeit fmod2(t) zugeführt, die der ersten Modulationsfunktion
entspricht, jedoch mit entgegen gesetztem Vorzeichen, so dass fmod2(t) = –fmod1(t).
Durch den dritten HF-Impuls 104 wird die Magnetisierung
der freien Wasserprotonen um einen zweiten Winkel, der dem ersten
Winkel entspricht, in Richtung der z-Achse gedreht, so dass der
Nettodrehwinkel gleich 0 Grad ist. Dadurch wird zwischen einer Phase
des zweiten HF-Impulses 102 und der Phase des dritten HF-Impulses 104 ein
Phasenversatz von 180 Grad erzielt. Die Flip-Winkel des ersten selektiven
HF-Impulses 101 und des zweiten und des dritten HF-Impulses 102, 104 entsprechen
vorzugsweise ungefähr
90 Grad. Ferner folgt sowohl auf die erste Markierungssequenz als
auch auf die erste Kontrollimpulssequenz 100, 120 eine
EPI-Bildgebungssequenz zum Messen der MR-Signale für die Rekonstruktion
eines Bildes mit Markierung und eines Kontrollbildes der abzubildenden
Schicht. In den 2 und 3 sind lediglich
ein erster HF-Anregungsimpuls 101 und der schichtselektive
Magnetfeldgradientenimpuls 110 dargestellt. Zur Reduzierung
von Artefakten aufgrund von Inhomogenitäten im statischen Magnetfeld
können
Refokussierungsimpulse in der Mitte des ersten und des zweiten HF-Impulses 101, 102 und
in der Mitte des ersten und des dritten Impulses 101, 104 zugeführt werden.
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Ein
Perfusionsbild wird dann erzielt, indem eine Differenz zwischen
dem Kontrollbild und dem Bild mit Markierung ermittelt wird. Ferner
dürfen
sich für
ein zuverlässiges
Perfusionsbild die zweite und die dritte Schicht nicht überlappen. 4 zeigt
ein Teilstück
eines menschlichen Kopfes mit einer zweiten und einer dritten Schicht.
In 4 ist die dritte Schicht 41 parallel
zur abzubildenden Schicht 42 durch den Kopf 40 ausgerichtet.
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Die
Auswirkungen der ersten Markierungsimpulssequenz und der ersten
Kontrollimpulssequenz werden numerisch simuliert. Die Ergebnisse sind
in 5 dargestellt. 5 zeigt
als Grafik erste Schätzungen
der z-Magnetisierung von freiem und von gebundenem Wasser als Funktion
des Abstands in der z-Richtung. Ferner muss das Intervall Δt1 vorzugsweise so gewählt werden, dass eine Querrelaxationszeit
T2 des gebundenen Wassers in Bezug auf das
Intervall Δt1 kurz ist. Ein Wert von T2 des
gebundenen Wassers beträgt
beispielsweise 50 μs.
Die Position der zweiten Schicht ist durch die gestrichelten Linien 50, 51 dargestellt.
Die z-Magnetisierung des freien Wassers außerhalb der zweiten Schicht
nach der Ausführung
der ersten Markierungsimpulssequenz 100, gekennzeichnet
durch eine erste Linie 52, entspricht der z-Magnetisierung
des freien Wassers außerhalb
der zweiten Schicht nach der Ausführung der ersten Kontrollimpulssequenzen 120,
gekennzeichnet durch eine zweite Linie 53. Die Differenz zwischen
der z-Magnetisierung nach der Ausführung der ersten Markierungs-
und der ersten Kontrollimpulssequenz 100, 120 ist
durch eine dritte Linie 54 dargestellt. Die z-Magnetisierung
des gebundenen Wassers nach der Ausführung der ersten Markierungsimpulssequenz 100,
gekennzeichnet durch eine vierte Linie 55, entspricht der
z-Magnetisierung des gebundenen Wassers nach der Ausführung der ersten
Kontrollimpulssequenzen 120, gekennzeichnet durch eine
fünfte
Linie 56. Die Differenz zwischen den z-Magnetisierungswerten
des gebundenen Wassers nach der Ausführung der ersten Markierungs- und
der ersten Kontrollimpulssequenz 100, 120 ist durch
eine sechste Linie 57 dargestellt.
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Zur
Verbesserung der Selektivität
und der Stabilität
der Markierungs- und Kontrollsequenz können erfindungsgemäß zweite
Markierungs- und Kontrollimpulssequenzen zugeführt werden. 6 zeigt ein
Beispiel für
die zweite Markierungsimpulssequenz 130, die zur Vorbereitung
des zweiten Teilstücks
zugeführt
wird. Mittels des HF-Impulses 101 wird
die durch das stationäre
Magnetfeld verursachte Magnetisierung der gebundenen und freien
Wasserprotonen gedreht und eine Quermagnetisierungskomponente erzeugt.
Der erste HF-Impuls wird gemäß einer
ersten Amplitudenmodulationsfunktion der Zeit ffm1(t)
und einer ersten Frequenzmodulationsfunktion der Zeit ffm1(t)
zugeführt.
Der erste HF-Impuls 101 wird in der zweiten Schicht des
Körpers
durch einen zweiten Magnetfeldgradientenimpuls 111 schichtselektiv
gemacht, der gemäß einer
ersten Gradientenfunktion fgrad1(t) zugeführt wird.
Ferner haben die erste Amplitudenmodulationsfunktion der Zeit fam1(t), die erste Frequenzmodulationsfunktion der
Zeit ffm1(t) und die erste Gradientenfunktion
fgrad1(t) eine Dauer T1. In der zweiten
Schicht entspricht die Larmor-Frequenz der HF-Frequenz des HF-Impulses 102.
Ein zweiter HF-Impuls 102 wird ein Intervall Δt1 nach dem ersten HF-Impuls 101 zugeführt. Der
zweite HF-Impuls 102 wird gemäß einer zweiten Amplitudenmodulationsfunktion
fam2(t) und einer zweiten Frequenzmodulationsfunktion
ffm2(t) zugeführt, wobei die zweite Amplitudenmodulationsfunktion
eine zeitlich umgekehrte Version der ersten Amplitudenmodulationsfunktion
ist, so dass fam2(t) = fam1(T – t). Die
zweite Frequenzmodulationsfunktion ffm2(t)
ist eine zeitlich umgekehrte Version der ersten Frequenzmodulationsfunktion,
wobei das Vorzeichen der zweiten Frequenzmodulation demjenigen der
ersten Frequenzmodulationsfunktion entgegengesetzt ist, so dass ffm2(t) = ffm1(T – t). Die
zweite Frequenzmodulationsfunktion ffm2(t)
wird beispielsweise durch eine 180-Grad-Phasenverschiebung der ersten
Frequenzmodulationsfunktion ffm1(t) erzielt.
Ferner wird der zweite HF-Impuls 102 durch einen dritten
Magnetfeldgradientenimpuls 112 schichtselektiv gemacht,
der gemäß einer
zweiten Gradientenfunktion fgrad2 der Zeit
zugeführt
wird, wobei die zweite Gradientenfunktion fgrad2 eine
zeitlich umgekehrte Version der ersten Gradientenfunktion fgrad1 ist, wobei das Vorzeichen der zweiten
Gradientenfunktion demjenigen der ersten Gradientenfunktion entgegengesetzt ist,
so dass fgrad2(t) = –fgrad1(T – t). Durch
den zweiten HF-Impuls 102 wird die Magnetisierung der freien Wasserprotonen
um einen zweiten Winkel zur negativen z-Achse gedreht, der dem ersten
Winkel entspricht, so dass der Nettodrehwinkel verdoppelt wird.
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7 zeigt
ein Beispiel für
eine zweite Kontrollimpulssequenz 140, die zur Vorbereitung
der zweiten Schicht zugeführt
wird. Die Dicke der Schicht beträgt
10 cm. Mittels des HF-Impulses 101 wird die durch das stationäre Magnetfeld
verursachte Magnetisierung der gebundenen und freien Wasserprotonen
gedreht und eine Quermagnetisierungskomponente erzeugt. Der erste
HF-Impuls 101 wird in dem zweiten Schichtteilstück des Körpers durch
den zweiten Magnetfeldgradientenimpuls 111 schichtselektiv gemacht,
der gemäß der ersten
Gradientenfunktion fgrad1(t) zugeführt wird.
In der zweiten Schicht entspricht die Larmor-Frequenz der HF-Frequenz
des ersten HF-Impulses 101. Ein dritter HF-Impuls 104 wird
ein Intervall Δt1 nach dem ersten HF-Impuls 101 zugeführt. Der
dritte HF-Impuls 104 wird gemäß einer dritten Amplitudenmodulationsfunktion
fam3(t) und der zweiten Frequenzmodulationsfunktion
ffm2(t) zugeführt. Die dritte Amplitudenmodulationsfunktion
fam3(t) ist die gleiche wie die zweite Amplitudenmodulationsfunktion,
jedoch mit entgegen gesetztem Vorzeichen, so dass fam3(t)
= –fam2(t). Der dritte HF-Impuls 104 wird durch
den dritten Magnetfeldgradientenimpuls 112 schichtselektiv
gemacht, der gemäß der zweiten
Gradientenfunktion fgrad2(t) zugeführt wird.
Durch den dritten HF-Impuls 104 wird die Magnetisierung
der freien Wasserprotonen um einen zweiten Winkel zur positiven
z-Achse umgekehrt,
der dem ersten Winkel entspricht, so dass der Nettodrehwinkel der
Magnetisierung von freiem Wasser 0 Grad beträgt. Ferner folgt sowohl auf
die zweite Markierungsimpulssequenz 130 und die zweite
Kontrollimpulssequenz 140 eine EPI-Bildgebungssequenz zum Messen von MR-Signalen
für die
Rekonstruktion eines Bildes mit Markierung und eines Kontrollbildes
der dritten Schicht. In den 6 und 7 sind
lediglich ein erster HF-Anregungsimpuls 103 und der schichtselektive
Magnetfeldgradientenimpuls 115 dargestellt. Ein Perfusionsbild
wird dann aus der Differenz zwischen dem Kontrollbild und dem Bild
mit Markierung bestimmt.
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Zur
Reduzierung von Artefakten aufgrund von Inhomogenitäten im statischen
Magnetfeld kann ein Refokussierungsimpuls 105 zwischen
dem ersten selektiven HF-Impuls und dem zweiten HF-Impuls bzw. zwischen
dem ersten selektiven HF-Impuls und dem dritten HF-Impuls zugeführt werden.
In den 6 und 7 wird der Refokussierungsimpuls 105 beispielsweise
eine Zeitspanne Δt' nach den ersten
selektiven Impulsen 101 unter der Bedingung zugeführt, dass
2Δt' = Δt1. Ferner dürfen sich für ein zuverlässiges Perfusionsbild
die zweite Schicht und die dritte Schicht nicht überlappen. Die Auswirkungen der
zweiten Markierungsimpulssequenzen 130 und der zweiten
Kontrollimpulssequenzen 140 werden numerisch für eine markierte
Schicht mit einer Dicke von 10 cm simuliert. Die Ergebnisse sind
in 8 dargestellt.
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8 zeigt
grafisch erste Schätzungen
der z-Magnetisierung von freiem Wasser und von gebundenem Wasser
als Funktion des Abstands in der z-Richtung. Das Intervall Δt1 wird vorzugsweise so gewählt, dass
eine Querrelaxationszeit T2 des gebundenen
Wassers in Bezug auf das Intervall Δt1 kurz
ist. Die Position der zweiten Schicht ist durch die gestrichelten
Linien 80, 81 gekennzeichnet. Die z-Magnetisierung
des freien Wassers außerhalb
der zweiten Schicht nach der Ausführung der zweiten Markierungsimpulssequenz 130,
gekennzeichnet durch eine siebente Linie 82, entspricht
der z-Magnetisierung
des freien Wassers außerhalb
der zweiten Schicht nach der Ausführung der ersten Kontrollimpulssequenzen 140,
gekennzeichnet durch eine achte Linie 83. Die Differenz
zwischen den z-Magnetisierungswerten nach der Ausführung der
zweiten Markierungs- und Kontrollimpulssequenzen 130, 140 ist durch
eine dritte Linie 84 dargestellt. Die z-Magnetisierung
des gebundenen Wassers nach der Ausführung der zweiten Markierungsimpulssequenz 130, gekennzeichnet
durch eine neunte Linie 85, entspricht der z-Magnetisierung des
gebundenen Wassers nach der Ausführung
der zweiten Kontrollimpulssequenzen 140, gekennzeichnet
durch eine zehnte Linie 86. Die Differenz zwischen den
z-Magnetisierungswerten
des gebundenen Wassers nach der Ausführung der Markierungs- und Kontrollimpulssequenzen 130, 140 ist
durch eine elfte Linie 87 dargestellt. Die Zuführung der
zweiten Markierungs- und Kontrollimpulssequenzen ergibt einen Markierungsslab
mit hoher Qualität
sogar bei schneller Arterienströmung
und großen
Inhomogenitäten
des Magnetfeldes in Bezug auf die Größe des Markierungslabs.