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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanz.
Sie findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit der medizinischen
diagnostischen Magnetresonanzbildgebung und wird unter besonderer
Bezugnahme darauf beschrieben. Es ist jedoch zu beachten, dass die
vorliegende Erfindung auch Anwendung in der Magnetresonanzspektroskopie
und in der Magnetresonanzbildgebung für andere Anwendungen findet.
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Im
Allgemeinen nutzen die Verfahren der Kernmagnetresonanz (NMR) und
der Magnetresonanzbildgebung (MRI) ein räumlich gleichmäßiges und
zeitlich konstantes Hauptmagnetfeld B0,
das in einer Untersuchungsregion erzeugt wird. Dem B0-Magnetfeld überlagert
ist ein B1-Hochfrequenzmagnetfeld (HF-Magnetfeld)
mit der NMR-Resonanzfrequenz.
Bei MRI-Anwendungen wird auch eine Gruppe von Gradientenmagnetfeldern
verwendet, um die Resonanzspins räumlich zu codieren. Einige MRI-Vefahren
wie Fettunterdrückung
sind extrem empfindlich hinsichtlich der Homogenität des Magnetfelds,
auf dem Niveau von einem Teil pro Million. Die geometrische Form
und/oder die magnetische Suszeptibilität eines abgetasteten Objekts
kann lokale Ungleichmäßigkeiten
von 1 bis 3 ppm in die Magnetfelder einführen. Ungleichmäßigkeiten
dieser Größe sind
groß genug,
um zu Problemen bezüglich
der lokalen Bildgebung und Fettunterdrückung zu führen.
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Die
Fettunterdrückung
ist im Allgemeinen ein bekanntes Bildgebungsverfahren, bei dem die
relative Helligkeit von Fett und Wasser in einem Bild verändert wird,
um diagnostische Informationen besser aufzudecken. Die Resonanzfrequenz
von Fett liegt etwa 3,5 ppm unter der von Wasser. Demzufolge kann
man selektiv auf der Basis der Resonanzfrequenzdifferenz entweder
Wasser, oder was üblicher ist,
Fett unterdrücken.
Dies geschieht typischerweise, indem man Fett mit einem schmalbandigen HF-Impuls
anregt, der Frequenzen nahe der Eigenresonanzfrequenz von Fett enthält. Im Prinzip
bleibt hierdurch das Wasser unberührt. Idealerweise wird der
Hochfrequenzimpuls bei einem maximal gleichmäßigen Magnetfeld B0 zugeführt. Die
Magnetisierung, die nicht ordnungsgemäß ausgerichtet ist, wird dann
mit dem Anlegen eines Magnetgradienten im Anschluss an den HF-Impuls
gestört.
Die Magnetisierung von Fett erhält
keine Zeit, um sich zu erholen, bevor die Bildgebungssequenz durchgeführt wird; auf
diese Weise wird der Beitrag des Fettsignals zum Bild unterdrückt. Wenn
jedoch das Magnetfeld B0 nicht räumlich konstant
ist, wird das Fett eventuell nicht gleichmäßig unterdrückt oder Regionen von Wasser
werden eventuell unterdrückt.
Aufgrund der Form der eingesetzten HF-Impulse und der Stärke des
Fettsignals sind Magnetfeldänderungen
von weniger als 1 ppm als ungleichmäßige Fettunterdrückung zu
sehen.
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Wegen
der geometrischen Form und der magnetischen Suszeptibilität gibt es
einige Objekte und/oder Teile der Anatomie, bei denen eine Fettunterdrückung besonders
problematisch ist. Die Anatomie des Gesichts und des Fußgelenks
zum Beispiel sind zwei Regionen, in denen diese Faktoren die Homogenität des lokalen
Magnetfelds beeinträchtigen. Eine
weitere problematische Region für
die Abtastung mit dem Fettunterdrückungsverfahren ist die Halswirbelsäule. Aufgrund
der geometrischen Form und der Suszeptibilität kann das Fett in dem Übergangsbereich
zwischen Schulter und Hals ein Magnetfeld aufweisen, das 2 bis 3
ppm höher
ist als das Magnetfeld an der gleichen Position ohne vorhandenes
Objekt.
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Frühere Verfahren
zur Steuerung der Homogenität
des Magnetfelds umfas sen sowohl passive als auch aktive Shimverfahren.
Bei dem passiven Verfahren wird typischerweise eine Shimplatte angebracht,
um statische Magnetfeldinhomogenitäten basierend auf NMR-Feldplot-Messungen
zu minimieren. Im Allgemeinen werden diese Shimplatten in einer
relativ großen
Entfernung von der interessierenden Region angeordnet. In einem
MRI-Gerät
vom Zylindertyp werden die Shimplatten üblicherweise bei Durchmessern
positioniert, die mit den Gradientenspulen und/oder Ganzkörper-HF-Spulen
vergleichbar sind. Die NMR-Feldplot-Messungen werden ohne ein Objekt
in der Untersuchungsregion durchgeführt. Im Allgemeinen können die
Shimparameter nicht bei jeder Abtastung aufs neue justiert werden. Das
passive Shimverfahren wird hauptsächlich eingesetzt, um die Effekte
von magneteigenen Toleranzen und umgebungsbezogene (Neben-)Effekte
zu kompensieren. Aus diesem Grund eignet sich dieses Verfahren nicht
zur Handhabung lokaler Ungleichmäßigkeiten
innerhalb des Magnetfelds, die durch die Objektgeometrie und/oder
Suszeptibilität
verursacht werden.
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Bei
dem aktiven Shimmen werden im Allgemeinen mehrere orthogonale Shimspulen-
und/oder Gradientenspulen-Versätze
genutzt. Shim- und/oder Gradientenversätze wurden zu Beginn jeder
Abtastung justiert, vor allem vor der Fettunterdrückung, um die
B0-Gleichmäßigkeit bei vorhandenem Objekt
zu optimieren und die Suszeptibilitätsef fekte zu berücksichtigen,
siehe z.B. D. Spielman, „Dynamic
Shimming for Multislice Spectroscopy and Imaging", Proceedings of the Society of Magnetic
Resonance, 1995, Band 1, Seite 652. Bei dem Verfahren war man im
Allgemeinen darauf aus, das Wassersignal zu maximieren und gleichzeitig
seine Spektrallinienbreite zu minimieren. In manchen Fällen wurden
anfängliche
optimale Shimströme
an die Shimspulen angelegt, um anfangs gleichmäßige Magnetfelder unter Verwendung
der gleichen Art von NMR-Feldplot-Messungen aufzubauen, wie sie oben unter
Bezugnahme auf das passive Verfahren beschrieben wurden. Üblicherweise
wurden Korrekturen erster Ordnung und gelegentlich zweiter oder
dritter Ordnung implementiert, um Ungleichmäßigkeiten im Magnetfeld zu
kompensieren. Obwohl mit den aktiven Shimverfahren eine bessere
Gleichmäßigkeit
erreicht wurde, blieb das Leistungsvermögen für bestimmte Anwendungen unzureichend.
Das heißt,
es treten einige auf der Suszeptibilität beruhende Probleme mit der
Gleichmäßigkeit
des Magnetfelds über kurze
Bereiche und/oder kleine lokale Regionen von Interesse auf, die
bisher mit Korrekturen niedrigerer Ordnung zu schwierig zu kompensieren
waren.
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Bilder
mit Wasser- und/oder Fettunterdrückung
können
auf mehrere Weisen erreicht werden. Bei einem Verfahren wird ein
räumlicher/spektraler HF-Impuls
für einen
90°-Bildgebungsimpuls
eingesetzt. Dieser Lösungsansatz
verändert
die Impulssequenz nicht so, dass sie am Anfang einen Fettsättigungsimpuls
enthält.
Vielmehr wird von Anfang an ein wasserselektiver 90°-Impuls in
die Sequenz eingebaut. Dieses Verfahren unterliegt jedoch den gleichen
Problemen bezüglich
der Magnetfeld-Homogenität
wie das Fettunterdrückungsverfahren.
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Eine
weitere Alternative zur Fettunterdrückung ist eine Inversionserholungssequenz.
Fett hat eine kürzere
T2-Vektor-Abklingdauer als Wasser. Bei einer Inversionserholungssequenz
wird ein 180°-HF-Impuls
zugeführt
und sowohl die Wasser- als auch die Fettmagnetisierung wird invertiert.
Bei einem 1,5-T-System ist das Fettsignal nach 140 ms verschwunden,
jedoch bleibt Wasser zur Anregung in der Transversalebene für ein MRI-Signal. Dieses Wassersignal
kann zur Erzeugung der Bilder verwendet werden; eventuell sind dies
jedoch nicht die schnellen Bilder, die sich ein Arzt wünschen würde.
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Außerdem gibt
es Wasser-und-Fett-Trennungsbilder. Diese machen mehrere Erfassungsläufe erforderlich
und benötigen
mehr Zeit- und Verarbeitungsaufwand. Üblicherweise basieren sie auf
dem Unterschied der Resonanzfrequenz von Fett und Wasser, die dazu
führt,
dass sich das Bildgebungssignal von jedem Voxel über die Zeit in Phase und außerhalb
der Phase bewegt. Für
jedes Bildelement werden anhand der Daten zwei Bilder berechnet,
und das schneller abklingende Signal wird dem Fettbild zugeordnet.
Ein Nachteil besteht in der mangelnden Flexibilität der Sequenz
und dem effektiven Zeitintervall TE vom HF-Impuls bis zur Messung
des MRI-Signals.
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In
der Patentschrift US-A-5.173.661 wird ein NMR-Spektrometer, insbesondere
ein Kernspintomograph zur Untersuchung von biologischen Proben,
beschrieben, der eine Magnetspule zur Erzeugung eines im Wesentlichen
homogenen Magnetfelds in einem untersuchten Volumen enthält. Es ist ein
lokaler Shimspulensatz zur Anordnung in direkter Nähe der Probe
vorgesehen. Der Shimspulensatz besteht aus einer Vielzahl von Leiterschleifen
auf einem gemeinsamen Träger.
Die Ströme
in den Leitern werden so justiert, dass inhomogene Magnetfelder erzeugt
werden, die zumindest teilweise und in einem ausgewählten Bereich
der Probe lokale Feldinhomogenitäten
eliminieren, die durch Suszeptibilitätsschwankungen innerhalb der
Probe entstehen. Aus der Patentschrift US-A-5.111.146 ist weiterhin eine lokale
Korrekturspule für
die volumenselektive Magnetresonanzspektroskopie bekannt. Die Korrekturspule
befindet sich in einer räumlich
definierten Position in Bezug auf die lokale HF-Spule.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst eine lokalisierte Magnetfeld-Shimspule
zur Korrektur lokalisierter Ungleichmäßigkeiten in einem lokalen
Bereich eines Hauptmagnetfelds in einem Magnetresonanzbildgebungssystem
eine Vielzahl von leitenden Elementen, die mit einer Stromquelle
verbunden sind. Die Vielzahl von leitenden Elementen ist angrenzend
an eine lokalisierte Region eines abzubildenden Objekts angeordnet,
so dass durch die leitenden Elemente fließender Strom ein lokalisiertes
Magnetfeld erzeugt. Mit jedem leitenden Element ist ein in Reihe
geschaltetes Paar aus Drosselspule und Widerstand oder ein in Reihe
geschaltetes Paar aus Widerstand und Kondensator-Spulen-Schwingkreis verbunden. Die Drosselspulen
unterdrücken
Ströme
mit Frequenzen, die im Wesentlichen der Resonanzfrequenz des Magnetresonanzbildgebungssystems
entsprechen. Die Widerstände sorgen
für die
Symmetrie des durch jedes leitende Element fließenden Stroms. Das lokalisierte
Magnetfeld ist im Wesentlichen gleich groß und entgegengesetzt zu lokalisierten
Ungleichmäßigkeiten,
die im Hauptmagnetfeld des Magnetresonanzsystems aufgrund der geometrischen
Form des Objekts und der magnetischen Suszeptibilität in der
abzubildenden lokalisierten Region entstehen.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum
lokalisierten Shimmen eines Hauptmagnetfelds in der Magnetresonanzbildgebung
geschaffen, wie es in Anspruch 6 definiert ist. Das Verfahren umfasst
die Erzeugung eines lokalisierten Magnetfelds, das im Wesentlichen
gleich groß und
entgegengesetzt zu lokalisierten Ungleichmäßigkeiten in einem Hauptmagnetfeld
eines Magnetresonanzbildgebungsgeräts ist. Die Ungleichmäßigkeiten
sind auf die geometrische Form und die Suszeptibilität einer
lokalisierten Region eines abzubildenden Objekts innerhalb des Hauptmagnetfelds
zurückzuführen.
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Anhand
von Beispielen werden nun ausführlich
Wege zur Ausführung
der Erfindung beschrieben, wobei auf die begleitenden Zeichnungen
Bezug genommen wird.
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Es
zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung eines Magnetresonanzbildgebungsgeräts mit Oberflächenspulen
mit integrierten Shims gemäß Aspekten
der vorliegenden Erfindung;
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2 eine
schematische Darstellung der lokalisierten Shimspule gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung;
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3 eine
schematische Darstellung der lokalisierten Shimspule gemäß einem
weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung; und
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4 eine
Darstellung der Impulssequenzen gemäß Aspekten der vorliegenden
Erfindung.
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Bezug
nehmend auf 1 steuert eine Hauptmagnetfeldsteuerung 10 supraleitende
oder widerstandsbehaftete Magneten 12 auf derartige Weise,
dass ein im Wesentlichen gleichmäßiges, zeitlich
konstantes Hauptmagnetfeld B0 entlang einer z-Achse
durch eine Untersuchungsregion 14 erzeugt wird. Ein Magnetresonanzechomittel
führt eine
Reihe von Hochfrequenz-(HF) und Magnetfeldgradientenimpulsen zu,
um Magnetspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu
induzieren, Magnetresonanz zu refokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren,
die Magnetresonanz räumlich
oder auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und dergleichen, um
Magnetresonanzbildgebungs- und Spektroskopiesequenzen zu erzeugen.
Genauer gesagt führen
Gradientenimpulsverstärker 20 ausgewählten oder
Paaren von Ganzkörpergradientenspulen 22 Stromimpulse
zu, um Magnetfeldgradienten entlang der x-, y- und z-Achse der Untersuchungsregion 14 zu
erzeugen. Ein digitaler Hochfrequenzsender 24 sendet Hochfrequenzimpulse
oder Impulspakete an eine Ganzkörper-HF-Spule 26,
um HF-Impulse in die Untersuchungsregion 14 zu senden.
Ein typischer Hochfrequenzimpuls besteht aus einem Paket von unmittelbar
aneinander angrenzenden Impulssegmenten von kurzer Dauer, die mit
einander und mit zugeführten
Gradien ten eine ausgewählte Magnetresonanzmanipulation
bewirken. Die HF-Impulse werden benutzt, um in ausgewählten Bereichen
der Untersuchungsregion zu sättigen,
Resonanz anzuregen, Magnetisierung zu invertieren, Resonanz zu refokussiren
oder Resonanz zu manipulieren. Bei Ganzkörperanwendungen werden die
Resonanzsignale üblicherweise
von der Ganzkörper-HF-Spule 26 aufgenommen.
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Zum
Erzeugen von Bildern lokaler Regionen des Objekts werden spezialisierte
Hochfrequenzspulen angrenzend an die ausgewählte Region angeordnet. Zum
Beispiel wird eine Oberflächenspule 30 angrenzend
an eine lokalisierte ausgewählte
Region, wie zum Beispiel den Übergangsbereich
zwischen Schulter und Hals, eingeführt. Die einführbare Oberflächenspule 30 enthält eine
Hochfrequenzspule 32 und eine integrierte lokalisierte
Shimspule 34. Der Hochfrequenzspulenabschnitt 32 der
Oberflächenspule 30 wird
verwendet, um Magnetresonanz anzuregen und Magnetresonanzsignale
zu empfangen, die aus dem Patienten in der abzubildenden Region austreten.
Alternativ kann der Hochfrequenzspulenabschnitt 32 der
Oberflächenspule 30 nur
zum Empfangen von Resonanzsignalen verwendet werden, die durch Ganzkörperspulen-HF-Übertragungen
eingeführt
wurden. In beiden Fällen
werden die resultierenden Hochfrequenzsignale durch die Ganzkörper-HF-Spule 26 oder
die Oberflächen-HF-Spule 32 aufgenommen
und durch einen Empfänger 38,
vorzugsweise einen digitalen Empfänger, demoduliert.
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Eine
Sequenzsteuerschaltung 40 steuert die Gradientenimpulsverstäker 20 und
den Sender 24 so, dass eine beliebige aus einer Vielzahl
von Mehrfachechosequenzen erzeugt wird, zum Beispiel Echoplanarbildgebung,
Echovolumenbildgebung, Gradienten- und Spinechobildgebung, Fast-Spin-Echobildgebung
und dergleichen. Für
die ausgewählten
Sequenzen empfängt
der Empfänger 38 im
Anschluss an jeden HF-Anregungsimpuls eine Vielzahl von Datenlinien
in schneller Folge. Ein Analog-Digital-Umsetzer 42 wandelt
jede Datenlinie in ein digitales Format um. Bei digitalen Empfängern ist der
Analog-Digital-Umsetzer
zwischen der Hochfrequenz-Empfangsspule und dem Empfänger angeordnet
und bei analogen Empfängern
ist er stromabwärts
vom Empfänger
angeordnet (wie abgebildet). Abschließend werden die Hochfrequenzsignale
demoduliert und durch einen Rekonstruktionsprozessor 50,
der eine zweidimensionale Fourier-Transformation oder einen anderen
geeigneten Rekonstruktionsalgorithmus anwendet, zu einer Bilddarstellung
rekonstruiert. Das Bild kann eine planare Schicht durch den Patienten,
eine Anordnung von parallelen planaren Schichten, ein dreidimensionales
Volumen oder dergleichen darstellen. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher 52 gespeichert,
von wo es durch eine Anzeige vorrichtung, zum Beispiel einen Videomonitor 54,
abgerufen werden kann, die eine von Menschen lesbare Anzeige des
resultierenden Bildes liefert.
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Bezug
nehmend auf 2 und weiterhin Bezug nehmend
auf 1 enthält
die integrierte lokalisierte Shimspule 34 bei einem bevorzugten
Ausführungsbeispiel
eine Vielzahl von leitenden Elementen 62a-d. Die leitenden
Elemente 62a-d sind parallel zu einer Stromquelle 64 geschaltet.
Mit jedem Element ist ein in Reihe geschaltetes Paar aus Drosselspule und
Widerstand, die Paare 66a-d bzw. 68a-d, verbunden.
Im aktivierten Zustand fließt
der durch die Stromquelle 64 erzeugte Strom durch die leitenden Elemente 62a-d und erzeugt dadurch
ein lokalisiertes Magnetfeld in der Region der Shimspule 34.
Die Shimspule ist so dimensioniert und geformt, dass das durch die
integrierte Shimspule 34 erzeugte lokalisierte Magnetfeld
im Wesentlichen gleich groß und entgegengesetzt
zu den Inhomogenitäten
und Ungleichmäßigkeiten
ist, die im Magnetfeld aufgrund der geometrischen Form und Suszeptibilität der ausgewählten Region
des abzubildenden Objekts entstehen. Das erzeugte lokalisierte Magnetfeld
kann zum Beispiel eine 2 bis 3 ppm oder höhere Magnetfeldungleichmäßigkeit,
die im Schulter-Hals-Übergangsbereich
vorhanden ist, wenn dieser Bereich abgebildet wird, im Wesentlichen
aufheben oder zunichte machen. Aufgrund der Nähe der lokalisierten Shimspule
zu der interessierenden Region und dem Bereich der Ungleichmäßigkeit
im Magnetfeld kann sie sehr lokalisierte Magnetfeldstörungen genau
korrigieren. Darüber
hinaus ist der Strom einstellbar, um je nach Bedarf von Objekt zu
Objekt oder von Abtastung zu Abtastung für eine mehr oder weniger weitreichende
Korrektur zu sorgen.
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Die
Drosselspulen 66a-d ermöglichen
eine Funktion der lokalisierten Shimspule 60 ohne Beeinträchtigung
der HF-Felder. Das bedeutet, dass die Drosselspulen 66a-d
eine hohe Impedanz für
Ströme mit
Frequenzen nahe der Resonanzfrequenz des Systems darstellen. Die
Widerstände 68a-d
dienen zum Ausgleichen der durch jedes der leitenden Elemente 62a-d
fließenden
Strommenge, um dem Shimfeld eine Form und Kontur zu verleihen. Die
Widerstände
können
ebenso wie die Stromquelle veränderbar
sein.
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Bei
alternativen Ausführungsformen
werden die Drosselspulen 66a-d durch Konsensator-Spulen-Schwingkreise
ersetzt. Im Gegensatz zu den Drosselspulen 66a-d würden die
Schwingkreise eine hohe Impedanz für Ströme mit Frequenzen nahe der Resonanzfrequenz
des Systems darstellen. Auf diese Weise verhindern die Schwingkreise,
dass Ströme mit
Resonanzfrequenz in den leitenden Elementen 62a-d fließen.
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Bezug
nehmend auf 3 ist eine alternative Ausführungsform
der lokali sierten Shimspule abgebildet, bei der die leitenden Elemente 62a-d
nicht parallel, sondern in Reihe geschaltet sind. In der Theorie
und im Betrieb entspricht diese alternative Ausführungsform der lokalisierten
Shimspule 60 der obigen Beschreibung. In jedem Fall sind
beide Ausführungsformen
vorzugsweise auf einem dielektrischen Spulenkörper angeordnet und in eine
lokale HF-Oberflächenspule 32 integriert.
Alternativ kann die lokalisierte Shimspule 60 getrennt
von der Oberflächenspule
bleiben und direkt auf dem untersuchten Objekt in der betreffenden
interessierenden Region platziert werden.
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Bezug
nehmend auf 4 können die durch die Stromquelle 64 erzeugten
Korrekturströme
entweder Gleichströme
sein, die für
die gesamte Dauer der MRI-Abtastung
zugeführt
werden, wie durch die Impulssequenz 70 dargestellt, oder
einzelne Stromimpulse, die während
ausgewählter
Teile der Bildgebungssequenz zugeführt werden, zum Beispiel Vorbehandlungsimpulse
oder dergleichen. Die lokalisierte Shimspule kann zum Beispiel nur
während
des Teils der Abtastsequenz mit dem Fettunterdrückungs-HF-Impuls aktiviert werden, wie durch die
Impulssequenz 72 dargestellt. Außerdem kann die lokalisierte
Shimspule 60 optional durch ihre eigene Stromquelle 64 angesteuert
werden oder sie kann in Reihe mit einem aktiven Entkopplungsstrom
der lokalisierten, nur für
den Empfang vorgesehenen Oberflächen-HF-Spule 32 geschaltet
werden, in die sie integriert werden kann.
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Obwohl
die lokalisierte Shimspule unter Bezugnahme auf den Übergangsbereich
zwischen Hals und Schultern dargestellt wurde, ist anzumerken, dass
die lokalisierte Shimspule für
die Bildgebung von vielen Regionen der Anatomie eingesetzt werden
kann, zum Beispiel der Schultern, Knie, Fußgelenke, Brust, Gesicht und ähnlichen
Regionen. Das bedeutet, dass jede lokalisierte interessierende Region,
wo Form und/oder magnetische Suszeptibilität zu Ungleichmäßigkeiten
und Inhomogenitäten
im Magnetfeld führen,
eine geeignete Region für
den Einsatz der lokalisierten Shimspule darstellt. Auf ähnliche Weise
ist ebenfalls anzumerken, dass die hier dargelegte Erfindung nicht
nur auf Fettunterdrückungsverfahren
anwendbar ist, sondern auch auf diejenigen Verfahren, die hochempfindlich
hinsichtlich Ungleichmäßigkeiten
und/oder Inhomogenitäten
auf 1- bis 3-ppm-Niveau sind. Bei bestimmten Anwendungen ist es
zum Beispiel wünschenswert,
andere Gewebe und/oder Spezies zu unterdrücken. Darüber hinaus können Verfahren
der räumlichen
Sättigung
angewendet werden. Außerdem
ist zu beachten, dass obwohl nur vier leitende Elemente dargestellt
wurden, jede beliebige Anzahl je nach Größe und Beschaffenheit der untersuchten
lokalisierten Region und/oder der Größe und Lage der Inhomogenität im Mag netfeld
eingesetzt werden kann.
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Ein
Vorteil des beschriebenen Magnetresonanzbildgebungssystems besteht
in seiner Fähigkeit zur
genauen Kompensation von lokalisierten Ungleichmäßigkeiten, die infolge von
Objektgeometrie und/oder Suszeptibilität in den Magnetfeldern erzeugt
wurden. Ein weiterer Vorteil besteht in seiner Fähigkeit, hochwertige Fettunterdrückungsbilder
zu liefern, die Merkmale zeigen und Diagnoseinformationen enthalten,
welche man auf andere Weise nicht erhalten kann. Ein weiterer Vorteil
besteht in seiner Fähigkeit,
ein sehr lokales Shimming auf ppm-Niveau zu erreichen. Ein weiterer
Vorteil besteht darin, dass die Shimspule in Oberflächen-HF-Spulen
integriert werden kann.
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Text in der
Zeichnung
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1
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- Magnetic field control – Magnetfeldsteuerung
- Gradient amplifiers – Gradientenverstärker
- transmitter – Sender
- receiver – Empfänger
- Sequenz control – Sequenzsteuerung
- A/D – Analog-Digital-Umsetzer
- 2 DFT – 2D-Fourier-Transformation
- Image memory – Bildspeicher
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4
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- Fat saturation rf – Fettsättigungs-HF-Impuls
- Spoil gradient – Störgradient
- MR experiment – MR-Experiment
- Local shim – lokales
Shimmen