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Verfahren zur hyperintensen Darstellung von Bereichen im Umfeld von Sonden oder Partikeln mit integrierten magnetisch aktiven Stoffen, Magnetresonanzanlage, Computerprogrammprodukt und elektronisch lesbarer Datenträger hierzu
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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur hyperintensen Darstellung von Bereichen im Umfeld von Sonden oder Partikeln mit integrierten magnetisch aktiven Stoffen, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogrammprodukt und einen elektronisch lesbaren Datenträger hierzu.
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Die Magnetresonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird hierzu das Untersuchungsobjekt in einem Magnetresonanzgerät in einem vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld, auch B0-Feld genannt, mit Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr positioniert, so dass sich dessen Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zum Auslösen von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse (RF-Pulse) in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen gemessen und auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert oder Spektroskopiedaten ermittelt. Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische Gradientenfelder überlagert. Die aufgezeichneten Messdaten werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte in einer k-Raum-Matrix abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist z. B. mittels einer mehrdimensionalen Fourier-Transformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar.
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Bei verschiedenen medizinischen Anwendungen und/oder deren Erforschung können Sonden oder Partikel eingesetzt werden, in welche magnetisch aktive Stoffe integriert sind. Auf diese Weise können diese Partikel oder Sonden mittels MR-Technik nachgewiesen und lokalisiert werden.
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Die magnetisch aktiven Stoffe induzieren allerdings ein Dipolfeld, das das ansonsten idealerweise homogene Hauptmagnetfeld der Magnetresonanzanlage stört. Dies führt bei Gradienten-Echo(GRE)-Sequenzen zu Signalverlusten und in Spin-Echo(SE)-Sequenzen zu Verzerrungen (Suszeptibilitätsartefakten). Dadurch entstehende, sogenannte hypointese Bildbereiche sind jedoch nicht eindeutig auf die Partikel bzw. Sonden mit integrierten, magnetisch aktiven Stoffen zurückzuführen, da es eine Vielzahl weiterer Ursachen für eine solche Hypointensität gibt. Daher werden zum Nachweis und zur Lokalisierung von derartigen Partikel oder Sonden oftmals MR-Methoden verwendet, die einen hyperintensen Kontrast, das heißt ein helleres Signal im Umfeld des Dipolfeldes, erzeugen. Derartige Methoden nutzen das magnetische Dipolfeld der Partikel bzw. Sonden, das sowohl Magnetfeldgradienten als auch eine Änderung der Protonen-Larmorfrequenzen im direkten Umfeld der Störung bzw. Störkörper bewirkt, um diese zu lokalisieren und/oder nachzuweisen.
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Es sind im Wesentlichen zwei verschiedene Ansätze zur hyperintensen Messung magnetischer Störpartikel, also z. B. Partikel mit integrierten magnetisch aktiven Stoffen, bekannt. Einer der Ansätze nutzt die durch das induzierte Dipolfeld entstandenen Gradienten, der andere Ansatz nutzt die Verschiebung der Larmorfrequenzen im Bereich des Dipolfeldes.
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Ein Beispiel für einen der erstgenannten Ansätze ist in der Veröffentlichung von Seppenwoolde et al., ”Passive Tracking Exploiting Local Signal Conservation: The White Marker Phenomenon”, Magnetic Resonance in Medicine 50:784–790 (2003), beschrieben, welche ein GRE-basiertes Verfahren darstellt, das die durch die Störungsgradienten hervorgerufene zusätzliche Dephasierung der Spins im Einflussbereich der Störung für dessen Lokalisation nutzt.
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Ein Beispiel für einen der letztgenannten Ansätze ist in Stuber et al., ”Positive Contrast Visualization of Iron Oxide-Labeled Stem Cells using Inversion-Recovery With ON-Resonant Water Suppression (IRON)”, Magnetic Resonance in Medicine 58:1072–1077 (2007) beschrieben. Bei dem dort dargestellten spektralen Verfahren wird eine Aufweitung der Wasserfrequenzen im Einflussbereich der Störstellen ausgenutzt, die durch das induzierte Dipolfeld entsteht, um diese zu lokalisieren. Dabei werden vor der Messung durch Inversion die Frequenzen der sogenannten Fett- und Wasserspitzen (engl. „fat and water peaks”) unterdrückt, sodass nur Signale aus den aufgeweiteten Frequenzbereichen aufgenommen werden. Die Signalunterdrückung ist hierbei mit einer herkömmlichen SE- oder GRE-Sequenz kombiniert, welche nur Echozeiten von deutlich größer als einer Millisekunde erlauben.
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Im Umfeld von magnetischen Störstellen, z. B. durch magnetisch aktive Stoffe, haben derartige lange Echozeiten den Nachteil, dass durch Dephasierung oder Suszeptibilitätsartefakte viel vom hyperintensen Signal verloren geht, welches eigentlich dargestellt werden soll. Außerdem werden dadurch auch andere Bereiche hyperintens dargestellt, welche im Einflussbereich anderer magnetischer Störungen, wie z. B. Luftbläschen, liegen. Daher sind hierbei Bereiche von anderen magnetischen Störungen, wenn überhaupt, nur schwer von hyperintensen Bereichen im Umfeld von zu lokalisierenden Sonden oder Partikeln mit integrierten magnetisch aktiven Stoffen zu unterscheiden.
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Nach dem Stand der Technik sind bereits Sequenzen bekannt, welche eine sehr kurze Echozeit ermöglichen. Ein Beispiel ist die radiale UTE-Sequenz (”Ultrashort Echo Time”), wie sie z. B. in dem Artikel von Sonia Nielles-Vallespin, „3D radial projection technique with ultrashort echo times for sodium MRI: Clinical applications in human brain and skeletal muscle”, Magn. Res. Med. 2007; 57; S. 74–81, beschrieben wird. Bei diesem Sequenz-Typ werden nach einer Wartezeit T_delay nach einer nicht- oder schichtselektiven Anregung die Gradienten hochgefahren und zeitgleich mit der Datenakquisition begonnen. Die derart abgetastete k-Raum-Trajektorie nach einer Anregung verläuft radial vom k-Raumzentrum nach außen. Daher müssen vor der Rekonstruktion der Bilddaten aus den im k-Raum aufgenommenen Rohdaten mittels Fourier-Transformation diese Rohdaten, z. B. durch Regridding, zunächst auf ein kartesisches k-Raum-Gitter umgerechnet werden.
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Ein weiterer Ansatz, um kurze Echozeiten zu ermöglichen, ist es den k-Raum punktartig abzutasten, indem der freie Induktionszerfall (FID („Free Induction Decay”)) erfasst wird. Ein solches Verfahren wird auch als Einzelpunkt-Bildgebung bezeichnet, da pro HF-Anregung im Wesentlichen nur ein Rohdatenpunkt im K-Raum erfasst wird. Ein Beispiel für ein solches Verfahren zur Einzelpunkt-Bildgebung ist das RASP-Verfahren (”Rapid Single Point (RASP) Imaging”, O. Held, M. Deimling, SMR, 3rd Annual Meeting, Seite 684, 1995). Gemäß dem RASP-Verfahren wird zu einem festen Zeitpunkt nach der HF-Anregung zur ”Echozeit” TE ein Rohdatenpunkt im k-Raum ausgelesen, dessen Phase von Gradienten kodiert wurde. Die Gradienten werden mittels der Magnetresonanzanlage für jeden Rohdatenpunkt bzw. Messpunkt geändert und somit der k-Raum Punkt für Punkt abgetastet, wie es in 1a und 1b dargestellt ist.
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Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogrammprodukt sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger anzugeben, welche eine Unterscheidung von hyperintensen Bereichen aus dem Umfeld von Sonden oder Partikeln mit integrierten magnetisch aktiven Stoffen von hyperintensen Bereichen aus dem Umfeld von anderen Störungen ermöglichen.
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Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur hyperintensen Darstellung von Bereichen im Umfeld von Dipolfeldern, wie sie z. B. durch Partikel von magnetisch aktiven Stoffen verursacht werden, in einem in einem Messvolumen einer Magnetresonanzanlage befindlichen Untersuchungsbereich, wobei Messdaten aus dem Untersuchungsbereich mittels einer Sequenz angeregt und aufgenommen werden, welche eine Echozeit von unter einer Millisekunde ermöglicht, und welche eine Unterdrückung unerwünschter Signale bewirkt, wobei die Unterdrückung unerwünschter Signale eine Unterdrückung von Wassersignalen umfasst, wobei bei einer Unterdrückung von Wassersignalen lediglich ein Teilbereich der Frequenzen der Wassersignale unterdrückt wird, wobei der Teilbereich der Frequenzen der on-resonanten Wassersignale unterdrückt wird.
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Durch die Kombination der Unterdrückung unerwünschter Signalbeiträge zur Gewinnung der gewünschten hyperintensen Signale und Verwendung von Sequenzen mit ultrakurzer Echozeit TE unter einer Millisekunde (z. B. mit TE < 500 μs) haben Suszeptibilitätsstörungen und Dephasierungen nur noch einen sehr geringen Einfluss auf die Messung und die Signalstärke ist wegen der geringen Dephasierung besonders hoch, wodurch die Qualität der Messung gewinnt und ein höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR, engl. „signal-to-noise ratio”) erreicht wird. Das erfindungsgemäße Verfahren basiert somit auf der Erkenntnis, dass anderen Störungen als durch magnetisch aktive Stoffe verursachte innerhalb der verwendeten Echozeiten nur bedingt Einfluss auf die Messung nehmen können. Damit können hyperintense Bereiche aus dem Umfeld von Sonden oder Partikeln mit integrierten magnetisch aktiven Stoffen von hyperintensen Bereichen aus dem Umfeld von anderen Störungen leichter unterschieden werden.
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Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird zur Aufnahme der Messdaten eine UTE-Sequenz verwendet.
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Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird zur Aufnahme der Messdaten eine Sequenz verwendet, welche folgende Schritte umfasst:
- a) Schalten von mindestens zwei Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) in jeweils einer Raumrichtung mittels eines Gradientensystems der Magnetresonanzanlage,
- b) nach Erreichen der vollen Stärke der geschalteten Phasenkodiergradienten Einstrahlen eines nicht-schichtselektiven HF-Anregungspulses mittels einer HF-Sende-/Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzanlage,
- c) nach einer Zeit t1, welche größer oder gleich der minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus der HF-Sende-/Empfangsvorrichtung ist, nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, Aufnehmen von Echosignalen mittels der HF-Sende-/Empfangsvorrichtung und Speichern dieser als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie,
- d) Wiederholen der Schritte a) bis c) mit verschiedenen Phasenkodiergradienten, bis der dem abzubildenden Untersuchungsbereich entsprechende k-Raum in einem von der Zeit t1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien ausgelesen ist, und
- e) Auslesen des dem abzubildenden Untersuchungsbereich entsprechenden k-Raums, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, und welcher zumindest das k-Raumzentrum umfasst, auf andere Weise als durch die Schritte a) bis d) beschrieben.
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Durch das Schalten der Phasenkodiergradienten und Abwarten, dass die geschalteten Phasenkodiergradienten ihre volle Stärke erreicht haben, bevor mit dem HF-Senden und der Aufnahme von Echosignalen, also mit der Akquisition von Messdaten, begonnen wird, kann die Echozeit, also die Zeit, die zwischen der Anregung durch einen HF-Anregungspuls und dem Start der Akquisition der Messdaten verstreicht, im gesamten radial abzutastenden k-Raum im Vergleich zu einer UTE-Sequenz reduziert werden. Dies wird später mit Bezug auf 5 weiter verdeutlicht. Damit können auch Echosignale von Stoffe mit sehr kurzem T2 erfasst werden, und auch die Repetitionszeit, die Zeit zwischen zwei HF-Anregungspulsen, kann entsprechend reduziert werden. Darüber hinaus ist die Messung weniger anfällig auf Störungen, wie z. B. in dem Gradientensystem während der Änderung dessen Bestromung induzierte Wirbelströme, da nicht während dem Hochfahren der Phasenkodiergradienten (”rampen”, v. engl. ”to ramp”) gemessen wird. Messdaten können daher genauer aufgenommen werden.
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Dadurch, dass nur der Bereich, welcher das k-Raumzentrum umfasst, auf andere Weise als der radiale Teil im ersten Bereich ausgelesen wird, ist die Messzeit insgesamt, bis der gesamte dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum abgetastet ist, deutlich verkürzt z. B. gegenüber reinen Einzelpunkt-Bildgebungsverfahren.
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In einem Ausführungsbeispiel wird der Bereich, welcher das für die Bildrekonstruktion (Kontrast) wichtige k-Raumzentrum (kx = 0, ky = 0, kz = 0) umfasst, kartesisch ausgelesen, z. B. mittels eines Einzelpunkt-Bildgebungsverfahrens, wie z. B. RASP. Dadurch kann die Genauigkeit der Abtastung des k-Raumzentrums und ggf. eines das k-Raumzentrum umgebenden Gebiets im k-Raum erhöht werden, da die dort ausgelesenen Rohdaten bereits auf einen kartesischen k-Raum-Gitter liegen, und nicht erst wie die radial ausgelesenen Rohdaten fehlerbehaftet auf ein solches umgerechnet werden müssen, bevor Bilddaten aus den Rohdaten konstruiert werden können.
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Insgesamt wird somit durch die Kombination von radialem und kartesischem Auslesen des k-Raums ein besonders schnelles Verfahren (kurze Messzeit insgesamt) mit besonders kurzen Echozeiten erhalten (Darstellung von Gewebe mit kleinen T2-Werten möglich).
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In einem vorteilhaften Ausführungsbeispiel ist die Zeit t1, die nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls verstreicht bis die Aufnahme der Echosignale gestartet wird, gleich der minimalen Umschaltzeit TEHW zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus der HF-Sende-/Empfangsvorrichtung. Die Echozeit t1 ist also bei dem vorliegenden Verfahren nach unten nur durch eine Hardwarekonstante, die Umschaltzeit TEHW, limitiert.
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Die bezüglich des Verfahrens beschriebenen Vorteile und Ausgestaltungen gelten für die Magnetresonanzanlage, das Computerprogrammprodukt sowie den elektronisch lesbaren Datenträger analog.
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Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Figuren. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:
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1a und 1b eine schematische Darstellung zur Veranschaulichung des nach dem Stand der Technik bekannten Einzelpunkt-Verfahrens RASP,
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2 eine schematische Darstellung der Aufteilung eines Sequenzschemas, wie es für das erfindungsgemäße Verfahren geeignet ist,
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3 schematisch einen Ablaufplan für eine Sequenz, wie sie für das erfindungsgemäße Verfahren geeignet ist,
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4 schematisch einen Teil einer Sequenz zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie, wie sie bei dem erfindungsgemäßen Verfahren eingesetzt werden kann,
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5 schematisch eine Magnetresonanzanlage gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, und
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6 beispielhaft die Signale von Fett und Wasser im Frequenzraum.
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In 1a ist eine Sequenz zur Erfassung einer Zeile im k-Raum dargestellt. Man erkennt, dass die beiden Phasenkodiergradienten Gy und Gz mit einer konstanten Stärke eingeschaltet sind, während sich die Stärke des dritten Phasenkodiergradienten Gx kontinuierlich erhöht.
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In 1b ist die Erfassung von zwei Rohdatenpunkten im Detail dargestellt. Man erkennt, dass die Echozeit, d. h. der Zeitabstand von dem HF-Anregungspuls 16 bis zu dem Beginn der Auslesezeitspanne 17, konstant ist. Darüber hinaus verläuft der Phasenkodiergradient Gx stufenförmig von unten nach oben. Dabei wird der Phasenkodiergradient Gx zum Auslesen eines Rohdatenpunktes konstant gehalten, was bedeutet, dass der Phasenkodiergradient Gx für die Zeitspanne TE (Echozeit) konstant gehalten wird.
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In 2 ist schematisch dargestellt, wie ein für das erfindungsgemäße Verfahren geeignetes Sequenzschema aufgeteilt sein kann. Demnach ist vor jedem bildgebenden Teil B, in welchem die Messsignale aufgenommen werden, ein unerwünschte Signale unterdrückender Teil A geschaltet, welcher sooft wiederholt wird, bis alle gewünschten Messdaten erfasst wurden. Beispielsweise wird im Bereich A, vor dem Schalten des Anregungspulses der Sequenz zur Aufnahme der Messdaten (Bereich B), ein spektral selektiver Sättigungspuls geschaltet. Es können im Bereich B nur ein Anregungspuls oder aber auch mehrere, z. B. fünf bis etwa zwanzig, Anregungspulse mit anschließender Messdatenaufnahme geschaltet werden. Je mehr Anregungspulse und Aufnahmen von Messdaten im Teil B durchgeführt werden, bevor wieder eine weitere Unterdrückung unerwünschter Signale in einem nächsten Teil A erfolgt, desto kürzer wird die Gesamtmesszeit. Wie viel Anregungspulse und damit Aufnahmen von Messdaten in einem Teil B stattfinden, kann beispielsweise darüber ausgewählt werden, wie häufig ein Teil A erforderlich ist, um die unerwünschten Signale ausreichend gut zu unterdrücken.
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In 3 ist schematisch ein Ablaufplan für eine Sequenz dargestellt, wie sie für das erfindungsgemäße Verfahrens geeignet ist.
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Hierbei wird zur Aufnahme der Messdaten ein dem Abbildungsgebiet entsprechender k-Raum ausgelesen.
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Dazu werden mindestens zwei Phasenkodiergradienten (Gx, Gy, Gz) in jeweils einer Raumrichtung mittels eines Gradientensystems der Magnetresonanzanlage geschaltet (Block 201) und ein nicht-schichtselektiver HF-Anregungspuls mittels einer HF-Sende-/Empfangsvorrichtung der Magnetresonanzanlage eingestrahlt (Block 202). Werden drei Phasenkodiergradienten geschaltet, kann auf konventionelle Weise ein dreidimensionaler Bilddatensatz aus den aufgenommenen Rohdaten rekonstruiert werden. Werden nur zwei Phasenkodiergradienten geschaltet, kann ein Projektionsdatensatz rekonstruiert werden, wie später anhand von 6 weiter ausgeführt wird.
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Nach einer Zeit t1 nach dem zuletzt eingestrahlten Anregungspuls, in welcher die in Block 201 geschalteten Phasenkodiergradienten bereits ihre volle Stärke erreicht haben, werden Echosignale mittels der HF-Sende-/Empfangsvorrichtung aufgenommen und als Rohdatenpunkte entlang der durch die Stärke der Phasenkodiergradienten vorgegebenen radialen k-Raum-Trajektorie in einer Auswerteeinheit der Magnetresonanzanlage als Rohdatensatz RD gespeichert.
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In einer Ausführungsform werden nur nach der Zeit t1 Echosignale aufgenommen und als Rohdaten im Rohdatensatz RD gespeichert. In einer weiteren Ausführungsform werden nach der Zeit t1 nach jedem HF-Anregungspuls erste Echosignale aufgenommen und als Rohdaten in einem ersten Rohdatensatz RD1 gespeichert, und weiterhin wird nach einer Zeit t2 nach demselben HF-Anregungspuls mindestens ein zweites Echosignal aufgenommen und als weiterer Rohdatenpunkt in einem zweiten Rohdatensatz RD2 gespeichert, wobei gilt t2 > t1. Das zweite Echosignal wird hierbei auf bekannte Weise, z. B. durch Umpolen der Gradienten, erzeugt.
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Nachdem alle gewünschten Echosignale nach einem HF-Anregungspuls aufgenommen und damit die entsprechende(n) k-Raum-Trajektorie(n) ausgelesen sind, wird in Schritt 207 geprüft, ob der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum in einem von der Zeit t1 abhängigen ersten Bereich entlang radialer k-Raum-Trajektorien somit bereits ausgelesen ist oder nicht. Wenn nicht („n”), wird erneut bei Block 201 begonnen, wobei von den bisher verwendeten Phasenkodiergradienten verschiedene Phasenkodiergradienten geschaltet werden.
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Der dem Abbildungsgebiet entsprechende k-Raum, der nicht von dem ersten Bereich des k-Raums abgedeckt ist, welcher erste Bereich mittels der Blöcke 201 bis 205 abgetastet wird, wird zu einem beliebigen Zeitpunkt oder auch zu verschiedenen Zeitpunkten vor, zwischen oder nach dem Auslesen der radialen k-Raum-Trajektorien, z. B. punktweise mittels eines Einzelpunkt-Bildgebungsverfahrens, wie z. B. RASP, oder auf eine andere bekannte Weise ausgelesen (Block 209) und ebenfalls in dem Rohdatensatz RD gespeichert. Werden die Rohdatenpunkte, welche das k-Raumzentrum enthalten, hierbei kartesisch erfasst, erübrigt sich vor der Rekonstruktion von Bilddaten ein sogenanntes Regridding.
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Bei dem Auslesen des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums können die Phasenkodiergradienten zwischen dem Einstrahlen eines ersten HF-Anregungspulses zur Aufnahme von Rohdatenpunkten des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums und eines zweiten HF-Anregungspulses zur Aufnahme von weiteren Rohdatenpunkten des dem Abbildungsgebiet entsprechenden k-Raums kontinuierlich verändert werden. D. h. die Phasenkodiergradienten werden nicht nach jeder Aufnahme einer radialen k-Raum-Trajektorie heruntergefahren, und für die Aufnahme der nächsten k-Raum-Trajektorie erneut hochgefahren, sondern die Phasenkodiergradienten werden lediglich von der bereits angenommenen Stärke aus weiter hoch- bzw. heruntergefahren, bis die für die nächste Aufnahme erforderliche Stärke erreicht ist. Somit können durch die zur Erzeugung der Phasenkodiergradienten nötige Bestromung des Gradientensystems induzierte Wirbelströme reduziert werden, was die Bildung von Geräuschen reduziert, welche durch die Kräfte verursacht werden, die die Wirbelströme auf das Gradientensystem bewirken.
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Insbesondere ist es hierbei vorteilhaft, die auszulesenden k-Raum-Trajektorien derart anzuordnen, dass die Stärke der Phasenkodiergradienten jeweils nur möglichst gering verändert werden muss, wodurch die durch die Änderung der Phasenkodiergradienten verursachten Geräusche in dem Messvolumen M der Magnetresonanzanlage weiter reduziert werden können.
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Analog zu den bereits oben ausgeführten Ausführungsbeispielen kann auch bei den mittels auf andere Weise, z. B. mittels Einzelpunkt-Bildgebungsverfahren, ausgelesenen Rohdatenpunkten, welche das k-Raumzentrum umfassen, nach jedem HF-Anregungspuls entweder nur nach einer ersten Echozeit t1' ein Rohdatenpunkt ausgelesen und in dem ersten Rohdatensatz RD1 gespeichert werden, oder es kann nach einer ersten Echozeit t1' ein erster Rohdatenpunkt ausgelesen und in dem ersten Rohdatensatz RD1 gespeichert werden, und nach einer zweiten Echozeit t2', mit t1' < t2', ein zweiter Rohdatenpunkt ausgelesen und in dem zweiten Rohdatensatz RD2 gespeichert werden. Die Erzeugung des zweiten Echos erfolgt dabei wieder auf bekannte Weise.
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In 4 ist schematisch der Teil einer Sequenz, der zur Erfassung mehrerer Rohdatenpunkte auf einer radialen k-Raum-Trajektorie dient, wie sie bei einem erfindungsgemäßen Verfahren eingesetzt werden kann, dargestellt (vgl. 3, Blöcke 201–205). Zu einem Zeitpunkt tgs werden mindestens zwei Phasenkodiergradienten Gx, Gy, Gz hochgefahren und erreichen zu einem Zeitpunkt tg ihre volle Stärke. Zu einem späteren Zeitpunkt ta > tg wird ein HF-Anregungspuls 116 eingestrahlt. Nach einer Echozeit t1 nach dem HF-Anregungspuls 116, die vorteilhaft der hardwaregegebenen minimalen Umschaltzeit zwischen einem Sende-Modus und einem Empfangs-Modus einer verwendeten HF-Sende-Empfangsvorrichtung TEHW entspricht, wird zum Zeitpunkt tr die Auslesezeitspanne 117 zum Auslesen der Echosignale begonnen.
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In dem in 4 dargestellten Ausführungsbeispiel werden die Phasenkodiergradienten geschaltet, bevor der HF-Anregungspuls eingestrahlt wird.
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Die anhand der 3 und 4 beschriebene Sequenz zur Aufnahme der Messdaten ermöglicht besonders kurze Echozeiten von sogar unter 500 Mikrosekunden (TE ≤ 500 μs).
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5 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts U, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegt und in die Magnetresonanzanlage 5 geschoben wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist für ein typischerweise kugelförmiges Messvolumen M definiert, in welches die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle ggf. anpassbare, so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 und eine geeignete Ansteuerung 27 für die Shim-Spulen 2 eliminiert.
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In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem entsprechenden Verstärker 24–26 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung eines 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. Die Verstärker 24–26 umfassen jeweils einen Digital-Analog-Wandler (DAC), welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und zur Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer beispielsweise ringförmigen, linearen oder matrixförmigen Anordnung von Spulen. Von den HF-Empfangsspulen 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 (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8, 8' eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagerechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler (DAC) im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem dem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht. Über einen Verstärker 28 werden die modulierten Pulssequenzen der HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 zugeführt.
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Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-/Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden in einem ersten Demodulator 8' des Empfangskanals des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz Null demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz Null und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt, welcher die demodulierten Daten über Ausgänge 11 an einen Bildrechner 17 ausgibt. Durch den Bildrechner 17 wird aus den derart gewonnenen Messdaten ein MR-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 die zur Unterdrückung unerwünschter Signale zu sättigenden Frequenzbereiche, das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude 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 MR-Bildes, welche z. B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie sonstige nutzerseitige Eingaben und die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgen über ein Terminal 13, welches zur Ermöglichung einer Eingabe Eingabemittel wie z. B. eine Tastatur 15 und/oder eine Maus 16 und zur Ermöglichung einer Anzeige Anzeigemittel wie z. B. einen Bildschirm 14 umfasst. Über die Eingabemittel kann ein Benutzer beispielsweise auch die zu unterdrückenden Signale auswählen.
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6 veranschaulicht beispielhaft die Signale von zwei verschiedenen Substanzen, z. B. Fett und Wasser, im Frequenzraum ω. Das Signal der ersten Substanz F1 steigt und fällt über einen gewissen Bereich des Frequenzraums ω gaußförmig an und ab. Zur Unterdrückung dieser Signale kann der entsprechende Frequenzbereich (schraffierte Fläche) unterdrückt werden („Sat”). Das Signal der zweiten Substanz F2 steigt und fällt in einem anderen Bereich des Frequenzraums ω ebenfalls gaußförmig an und ab. Die durchgezogene Linie F2 markiert hierbei das Signal der zweiten Substanz, in welchem resonante Signale liegen. Die gestrichelte Linie F2' markiert einen aufgeweiteten Frequenzbereich der zweiten Substanz, in welchem off-resonante Signale liegen. Derartige off-resonante Signale werden z. B. durch oben beschriebene Störkörper verursacht, z. B. durch eine Verschiebung der Larmorfrequenzen im Bereich des Dipolfeldes eine Störkörpers. Um z. B. nur durch die Störkörper verursachte Signale aufnehmen zu können, kann der Frequenzbereich der resonanten Signale wiederum unterdrückt werden, wie durch die schraffierte Fläche („Sat”) angedeutet.
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Die Unterdrückung der unerwünschten Signale kann beispielsweise über sogenannte spektrale Sättigungspulse erreicht werden, welche z. B. bei der Anregung bereits mit einem entsprechenden Frequenz-Offset anregen und/oder durch entsprechende sogenannte Spoilergradienten, die spektral selektiv angeregte Signale aus den zu unterdrückenden Frequenzbereichen dephasieren. Damit können z. B. Wassersignale aus dem resonanten Bereich (s. o.) unterdrückt werden, und nur Wassersignale aus dem off-resonaten Bereich erfasst werden, welche ansonsten wegen des hellen Wassersignals aus dem resonanten Bereich nicht erkennbar wären. Die Signale aus den off-resonanten Bereichen markieren einen Ort, an dem ein magnetisch aktiver Stoff vorliegt, welcher für die Entstehung der off-resonanten Signale verantwortlich ist. Auch andere evtl. störende Stoffe, wie z. B. Fett, können über derartige spektrale Sättigungspulse unterdrückt werden.
