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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Magnetresonanzbildgebung (MRI:
magnetic resonance imaging) für
zumindest einen Abschnitt eines in ein stationäres und im Wesentlichen homogenes
Hauptmagnetfeld platzierten Körpers,
wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:
- a) Aussetzen des genannten Abschnitts einer Diffusionswichtungssequenz,
die einen Anfangs-HF-Impuls und zumindest einen Diffusionsgradientenimpuls
umfasst;
- b) Erzeugen eines Zuges aus MR-Echos, indem der genannte Abschnitt
einer Bildgebungssequenz ausgesetzt wird, die Auslesegradientenimpulse
und Phasencodierungsgradientenimpulse umfasst;
- c) Messen des genannten Zuges aus MR-Echos;
- d) Wiederholen der Schritte a) bis c), bis ein vollständiger Bildgebungsdatensatz
mit einer genügenden
Anzahl von Phasencodierungsschritten gemessen worden ist;
- e) Korrigieren des genannten Bildgebungsdatensatzes hinsichtlich
makroskopischer Bewegungen des genannten Abschnitts mittels einer
individuellen Phasenkorrektur jedes Zuges aus MR-Echos;
- f) Rekonstruieren eines Bildes aus dem genannten Bildgebungsdatensatz;
Weiterhin
bezieht sich die Erfindung auf eine Vorrichtung für Magnetresonanzbildgebung
zum Ausführen
dieses Verfahrens und ein Computerprogramm für eine Magnetresonanzbildgebungsvorrichtung.
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Bei
der Magnetresonanzbildgebung (MRI) werden an ein Objekt (einen Patienten)
aus HF- und Magnetfeldgradientenimpulsen bestehende Impulssequenzen
angelegt, um Magnetresonanzsignale zu erzeugen, die abgetastet werden,
um daraus Informationen zu erhalten und Bilder des Objekts zu rekonstruieren.
Seit ihrer anfänglichen
Entwicklung hat die Anzahl klinisch relevanter Anwendungsbereiche von
MRI enorm zugenommen. MRI kann auf nahezu jeden Teil des Körpers angewendet
werden und kann genutzt werden, um Informationen über eine
Anzahl Funktionen des menschlichen Körpers zu erhalten. Die während eines
MRI-Scans angelegte Impulssequenz bestimmt vollständig die
Kennwerte der rekonstruierten Bilder, wie Ort und Orientierung in
dem Objekt, Abmessungen, Auflösung,
Signalabstand, Kontrast, Bewegungsempfindlichkeit und so weiter.
Eine Bedienperson einer MRI-Vorrichtung muss die geeignete Sequenz
wählen
und dann ihre Parameter einstellen und für die jeweilige Anwendung optimieren.
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Bekannte
Verfahren der eingangs erwähnten Art
werden in der medizinischen Diagnostik für die Akquisition von MR-Bildern
von Diffusionserscheinungen in dem Gewebe des untersuchten Objekts angewendet.
Dies kann z. B. ein Teil des Gehirns oder des Rückenmarks eines menschlichen
Patienten sein.
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In
US 6 076 006 wird beispielsweise
eine diffusionsgewichtete MRI- Prozedur beschrieben. Gemäß diesem
bekannten Verfahren wird ein anfänglicher
schichtselektiver Anregungs-HF-Impuls erzeugt, auf den Diffusionsgradientenimpulse
folgen, um Diffusionsrichtung der angeregten Kernmagnetisierung
zu erhalten. Anschließend
wird ein Navigator-Gradientenimpuls zum Messen eines MR-Navigatorsignals
erzeugt. Auf diesen Navigator-Gradientenimpuls folgt ein schichtselektiver
refokussierender HF-Impuls, um Signalverlust zu verhindern, der
auf Inhomogenitäten
des lokelen Magnetfeldes zurückzuführen ist.
Danach wird mittels einer EPI-artigen Bildgebungssequenz, die eine
Serie von abwechselnden Auslesegradienten und Phasencodierungsgradienten
umfasst, ein Zug aus MR-Echos erzeugt. Durch Messung der MR-Signale,
die bei mehrfachen Wiederholungen der beschriebenen Prozedur erzeugt
werden, wird ein Bildgebungsdatensatz erhalten. Die gemessenen MR-Signale
werden mit einer Phasenkorrektur hinsichtlich makroskopischer Bewegung
korrigiert. Diese Phasenkorrektur wird aus den Phasen der MR-Navigatorsignale
bestimmt, die zusätzlich
zu den eigentlichen MR-Bildgebungssignalen gesondert gemessen werden.
Nach dieser Korrektur wird ein Bild des untersuchten Teils des Körpers des
Patienten rekonstruiert, beispielsweise durch Berechnung einer zweidimensionalen
Fouriertransformation des Bildgebungsdatensatzes.
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Der
Hauptnachteil dieses bekannten Verfahrens ist, dass die MR-Navigatorsignale
gesondert von den eigentlichen Bildgebungsdaten gemessen werden.
Dies führt
zu verhältnismäßig langen
Messzeiten, und der Patient wird wegen der oben erwähnten refokussierenden
HF-Impulse, die unmittelbar vor der eigentlichen Bildgebungssequenz
angelegt werden müssen,
einer zusätzlichen
HF-Leistung ausgesetzt. Ein weiterer Nachteil ist, dass das bekannte Verfahren
wegen der Verzögerung
zwischen der Messung des MR- Navigatorsignals
und der Messung der Bildgebungsdaten immer noch empfindlich für makroskopische
Bewegungen des untersuchten Abschnitts des Körpers des Patienten ist.
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Daher
wird man sich ohne Weiteres bewusst sein, dass ein Bedarf an einem
verbesserten MRI-Verfahren besteht, das besonders schnelle und genaue
diffusionsgewichtete Bildgebung ermöglicht. Folglich ist die primäre Aufgabe
der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren für diffusionsgewichtete Bildgebung
zu schaffen, das eine minimale zusätzliche Messzeit für die Bestimmung
der Phasenfehler der Bildgebungssignale erfordert und das auch eine
robuste Kompensation von Bildartefakten gewährleistet, die durch makroskopische
Bewegungen des Körpers
des untersuchten Patienten verursacht werden.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird ein Verfahren zur Magnetresonanzbildgebung der oben beschriebenen
Art offenbart, bei dem die vorstehend erwähnte Aufgabe gelöst wird,
indem das Phasencodierungsschema der Bildgebungssequenz so gewählt wird,
dass jeder Zug aus MR-Echos zumindest ein Anfangs-MR-Navigator-Echo
umfasst, das einen integrierten Teil des Bildgebungsdatensatzes
bildet, wobei die Phasenkorrektur aus dem MR-Navigator-Echo des
jeweiligen Zuges aus MR-Echos abgeleitet wird.
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Die
vorliegende Erfindung ermöglicht
schnelles tomographisches Scannen mit Diffusionswichtung, weil das
MR-Navigator-Echo als integrierter Teil der eigentlichen Bildgebungsdaten
gemessen wird. Zum Bestimmen der durch makroskopische Bewegungen
verursachten Phasenfehler der MR-Echosignale ist keine zusätzliche
Messzeit erforderlich. Weil gemäß der vorliegenden
Erfindung die Messung des MR-Navigator-Echos in die Bildgebungssequenz
eingebettet ist, gibt es praktisch keine Zeitverzögerung zwischen
der Messung des Navigatorsignals und der Messung der Bildgebungssignale.
Somit ist eine besonders robuste Bewegungskompensation möglich geworden.
Gemäß der Erfindung
sind die MR-Navigator-Echos Teil des Bildgebungsdatensatzes und werden
zusammen mit den übrigen
Bildgebungssignalen für
die Rekonstruktion des Bildes in Schritt f) verwendet. Die Erfindung
verschafft somit ein MRI-Verfahren für diffusionsgewichtete Bildgebung mit
selbstnavigierenden Eigenschaften.
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Gemäß dem Verfahren
der Erfindung ist es in vorteilhafter Weise möglich, nur ein, zwei oder sogar mehr
MR-Navigator-Echos pro Zug aus MR-Echos zu nutzen, die alle einen
integrierten Teil des Bildgebungsdatensatzes bilden. Eine robustere
und genaue Phasenkorrektur kann durch Ableiten von Phaseninformation
aus mehr als nur einem MR- Navigator-Echo
erreicht werden, nämlich
sowohl aus phasencodierten Echos als auch aus MR-Navigator-Echos
mit einer Phasencodierung von null.
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Bei
dem Verfahren der vorliegenden Erfindung ist es nützlich,
wenn ein einziges Anfangs-MR-Navigator-Echo ohne Phasencodierung erzeugt
wird, wobei auf jedes MR-Navigator-Echo eine Serie phasencodierter
MR-Echos folgt. Auf diese Weise beginnt jeder Zug aus MR-Echos mit
einem Signal, das nicht phasencodiert ist. Dieses Signal kann in
bekannter Weise als Navigator zum Ableiten der Phasenkorrektur verwendet
werden, wie es beispielsweise in der oben erwähnten
US 6 076 006 beschrieben ist. Aufgrund
der Tatsache, dass das MR-Navigator-Echo mit den Bilddaten integriert
ist, im Gegensatz zu den bekannten Navigatorschemata, wo es gesondert
vorliegt, und dass es das Anfangsecho des Echozuges ist, ist es
immer das Echo mit maximaler Signalamplitude. Daher ist die Navigation
gemäß der vorliegenden
Erfindung besonders robust und genau.
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Es
ist vorteilhaft, dass gemäß der vorliegenden
Erfindung kurze Echozeiten erhalten werden können, wenn jeder Zug aus MR-Echos
mit konstant zunehmender oder abnehmender Phasencodierung erzeugt
wird. Dies gilt insbesondere, wenn die Schritte a) bis c) mit der
Bildgebungssequenz wiederholt werden, die einen einzigen variablen
Phasencodierungsschritt und eine nachfolgende Serie aus festen Phasencodierungsschritten
umfasst, so dass ein verschachteltes Phasencodierungsschema erhalten wird.
Auf diese Weise beginnt die Datenakquisition für jede Verschachtelung (Interleave)
mit einem MR-Echosignal, das nicht phasencodiert ist, und setzt
sich zu positiveren oder negativeren Phasencodierungswerten fort,
bis ein maximaler oder minimaler Phasencodierungswert erreicht ist.
Das bedeutet, dass bei jeder Wiederholung MR-Navigator-Echos mit
einer Phasencodierung von null gemessen werden. Phasenunterschiede
zwischen diesen Navigatorsignalen sind auf makroskopische Bewegungen zurückzuführen und
können
leicht zum Korrigieren der Phasen der übrigen MR-Echos der jeweiligen Verschachtelung
verwendet werden.
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In
Schritt e) kann vorteilhaft eine nichtlineare Phasenkorrektur jedes
Zuges aus MR-Echos durchgeführt
werden, die aus einem oder mehr MR-Navigator-Echos des jeweiligen
Zuges aus MR-Echos und entsprechenden Referenz-MR-Navigator-Echos berechnet
wird. Auf diese Weise wird für
jeden von dem Bildgebungsdatensatz abgedeckten individuellen Punkt
im Raum eine Phasenkorrektur ausgeführt, wodurch eine besonders
effektive Kompensation von makroskopischer Bewegung erhalten wird.
Es ist praktisch, das erste MR-Navigator-Echo des Bildgebungsdatensatzes
als Referenz-MR-Navigator-Echo zu
wählen.
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Es
ist leicht möglich,
das Verfahren der vorliegenden Erfindung in einer anwendungsspezifischen
Vorrichtung für
Magnetresonanzbildgebung eines in ein stationäres und im Wesentlichen homogenes
Hauptmagnetfeld platzierten Körpers
aufzunehmen. Ein solcher MRI-Scanner umfasst Mittel zum Aufbauen
des Hauptmagnetfeldes, Mittel zum Erzeugen von dem Hauptmagnetfeld überlagerten
Magnetfeldgradienten, Mittel zum Aussenden von HF-Impulsen in Richtung
des Körpers,
Steuerungsmittel zum Steuern der Erzeugung der Magnetfeldgradienten und
der HF-Impulse, Mittel zum Empfangen und Abtasten von Magnetresonanzsignalen,
die mittels Sequenzen aus HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeldgradienten
erzeugt worden sind, und Rekonstruktionsmittel zum Erstellen eines
Bildes aus den Signalabtastwerten. Gemäß der Erfindung umfassen die Steuerungsmittel,
die gewöhnlich
als Mikrocomputer mit einem Speicher und einer Programmsteuerung vorliegen,
eine Programmierung mit einer Beschreibung einer Bildgebungsprozedur
gemäß dem oben beschriebenen
Verfahren der Erfindung.
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Ein
Computerprogramm, das zum Ausführen der
Bildgebungsprozedur der Erfindung ausgebildet ist, kann vorteilhaft
auf jeder üblichen
Computerhardware implementiert werden, die derzeit in Kliniken für die Steuerung
von MRI-Scannern eingesetzt wird. Das Computerprogramm kann auf
geeigneten Datenträgern
bereitgestellt werden, wie z. B. CD-ROMS oder Disketten. Alternativ
kann es auch durch einen Nutzer von einem Internetserver heruntergeladen werden.
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Die
folgende Zeichnung offenbart bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung. Es versteht sich jedoch, dass die Zeichnung nur der Veranschaulichung
dient und nicht zur Definition der Grenzen der Erfindung.
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Es
zeigen:
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1 eine
Ausführungsform
eines MRI-Scanners;
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2 eine
diffusionsgewichtete EPI-Impulssequenz gemäß dem Verfahren der Erfindung;
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3 die
k-Raum-Trajektorie eines verschachtelten Phasencodierungsschemas
gemäß der vorliegenden
Erfindung;
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4 ein
alternatives Phasencodierungsschema, das zwei MR-Navigator-Echos pro Verschachtelung
nutzt.
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In 1 ist
eine Magnetresonanzbildgebungsvorrichtung 1 schematisch
dargestellt. Das Gerät 1 umfasst
einen Satz Hauptmagnetspulen 2 zum Erzeugen eines stationären und
homogenen Hauptmagnetfeldes und drei Sätze Gradientenspulen 3, 4 und 5 zum Überlagern
zusätzlicher
Magnetfelder mit steuerbarer Stärke
und einem Gradienten in einer ausgewählten Richtung. Üblicherweiser
wird die Richtung des Hauptmagnetfeldes mit z-Richtung bezeichnet und die zwei Richtungen
senkrecht dazu mit x-Richtung und y-Richtung. Die Gradientenspulen werden über eine
Stromversorgung 11 gespeist. Das Gerät 1 umfasst weiterhin
einen Strahlungssender 6, eine Antenne oder Spule, zum
Senden von Hochfrequenz-(HF-)Impulsen an einen Körper 7, wobei der Strahlungssender 6 mit
einem Modulator 8 zum Erzeugen und Modulieren der HF-Impulse
gekoppelt ist. Auch ist ein Empfänger
zum Empfangen der MR-Signale vorgesehen; der Empfänger kann
mit dem Sender 6 identisch sein oder gesondert vorliegen.
Wenn der Sender und der Empfänger
physikalisch dieselbe Antenne oder Spule sind, wie in 1 gezeigt,
ist ein Sende-Empfangsschalter 9 angeordnet,
um die empfangenen Signale von den zu sendenden Impulsen zu trennen.
Die empfangenen MR-Signale werden einem Demodulator 10 eingegeben.
Der Modulator 8, der Sender 6 und die Stromversorgung 11 für die Gradientenspulen 3, 4 und 5 werden
von einem Steuerungssystem 12 gesteuert, um die oben beschriebene
Sequenz von HF-Impulsen und eine entsprechende Sequenz von Magnetfeldgradientenimpulsen
zu steuern. Das Steuerungssystem ist gewöhnlich ein Mikrocomputer mit
einem Speicher und einer Programmsteuerung. Für die praktische Implementierung
der Erfindung umfasst es eine Programmierung mit einer Beschreibung
einer Bildgebungsprozedur gemäß dem oben
beschriebenen Verfahren. Der Demodulator 10 ist mit einer
Datenverarbeitungseinheit 14 gekoppelt, beispielsweise
einem Computer, zur Transformation der empfangenen Echosignale in
ein Bild, das beispielsweise auf einer optischen Wiedergabeeinheit 15 sichtbar
gemacht werden kann. Es gibt ein mit dem Steuerungssystem 12 verbundenes
Eingabemittel 16, z. B. eine geeignete Tastatur, das es
einer Bedienperson der Vorrichtung ermöglicht, die Parameter der Bildgebungsprozedur
interaktiv einzustellen.
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Ein
Entwurf für
eine Sequenz gemäß dem Verfahren
der vorliegenden Erfindung ist in 2 veranschaulicht.
Das Diagramm zeigt die zeitliche Aufeinanderfolge von Hochfrequenz-Impulsen
HF und Magnetfeldgradientenimpulsen GX, GY, GZ in drei orthogonalen
Richtungen. Ein in ein stationäres und
im Wesentlichen homogenes Hauptmagnetfeld platzierter Patient wird
diesen Impulsen während
der MRI-Prozedur der Erfindung ausgesetzt. Die dargestellte Prozedur
beginnt mit einer ersten Diffusionswichtungsse quenz DW1, die einen
Anfangs-Anregungs-HF-Impuls αx und einen refokussierenden HF-Impuls 180°Y umfasst.
Schichtselektionsgradientenimpulse GSEL in
z-Richtung werden gleichzeitig mit den HF-Impulsen erzeugt. Sowohl
nach der schichtselektiven Anregung von Kernmagnetisierung als auch
nach Refokussierung werden Diffusionsgradienten GDIFF erzeugt,
um Diffusionswichtung zu erhalten. Mittels einer ersten Bildgebungssequenz
EPI1, die abwechselnde Auslesegradientenimpulse GLESEN und
Phasencodierungsgradientenimpulse GPHASE umfasst,
wird ein Zug aus MR-Echos E1, E2, E3, E4, E5 erzeugt. Auf die Bildgebungssequenz
EPI1 folgt eine zweite Diffusionswichtungssequenz DW2 und eine nachfolgende
zweite Bildgebungssequenz EPI2, so dass eine diffusionsgewichtete „Multishot"-EPI-Sequenz realisiert
wird, bei der eine abwechselnde Serie von Diffusionswichtungs- und
Bildgebungssequenzen erzeigt wird. Diese Schritte werden wiederholt,
bis durch Messen jeden Zuges aus MR-Echos E1, E2, E3, E4, E5 und
E6, E7, E8, E9, E10 und so weiter ein vollständiger Bildgebungsdatensatz
mit einer genügenden
Anzahl Phasencodierungsschritte erhalten worden ist. Die Phasencodierungsgradienten
GPHASE werden in der Weise erzeugt, dass
jeder Zug aus MR-Echos ein Anfangs-MR-Navigator-Echo E1 oder E6
umfasst, das nicht phasencodiert ist und einen integrierten Teil
des Bildgebungsdatensatzes bildet. Gemäß der Erfindung werden Phasenkorrekturen
aus den MR-Navigator-Echos E1 und E6 abgeleitet. Der Bilddatensatz
wird mittels einer individuellen Phasenkorrektur jedes Zuges aus MR-Echos
hinsichtlich makroskopischer Bewegungen des untersuchten Patienten
korrigiert. Schließlich
wird aus dem phasenkorrigierten Bildgebungsdatensatz ein Bild rekonstruiert.
Wie aus 2 weiter ersichtlich ist, folgt
auf die Anfangs-MR-Navigator-Echos
E1, E6 eine Serie von phasencodierten MR-Echos E2, E3, E4, E5 oder
E7, E8, E9, E10. Von der Bildgebungssequenz EPI1, die Magnetfeldgradientenimpulse
GPHASE in der positiven y-Richtung nutzt,
wird ein Zug aus MR-Echos mit konstant zunehmender Phasencodierung
erzeugt, während
von der zweiten Bildgebungssequenz EPI2, die Gradientenimpulse GPHASE in der negativen y-Richtung nutzt, ein
Zug aus MR-Echos mit konstant abnehmender Phasencodierung erzeugt
wird. Die Bildgebungssequenzen EPI1 und EPI2 umfassen sowohl einen
Anfangs-Phasencodierungsgradienten mit variabler Gradientenstärke als
auch eine nachfolgende Serie von Gradientenimpulsen mit fester Gradientenstärke, so
dass mit dem dargestellten "Multishot"-Bildgebungsschema
ein verschachteltes Phasencodierungsschema erhalten wird.
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Das
in 3 gezeigte Diagramm veranschaulicht das oben beschriebene
verschachtelte Phasencodierungsschema. In dem Diagramm ist eine
k-Raum-Trajektorie gemäß dem Verfahren
der Erfindung dargestellt. Für
ein vollständiges
Abtasten des k-Raums
werden acht diffusionsgewichtete EPI-Scans S1, S2, S3, S4, S5, S6,
S7, S8 angewendet, von denen jeder einen Zug von acht MR-Echos E1,
E2, E3, E4, E5, E6, E7, E8 umfasst. Jeder Zug aus MR-Echos umfasst
ein Anfangsecho E1 bei ky = 0, das zum Ableiten
der Phasenkorrekturdaten verwendet wird. Zur Akquisition einer genügenden Anzahl
von Phasencodierungsschritten wird eine "centre-out"-Inkrementierung von ky durchgeführt, abwechselnd
zu sowohl positiven als auch negativen ky-Werten
hin, beginnend bei ky = 0 bis ky =
ky max bzw. ky = ky min. Dadurch
wird eine robuste und genaue Navigation sowie ein Zeitverhalten
mit besonders kurzen Echos erhalten. Jeder Scan S1, S2,... beginnt
mit einem variablen Phasencodierungsschritt und einer nachfolgenden
Serie aus festen Phasencodierungsschritten, so dass die verschachtelte
k-Raum-Abtastung in ky-Richtung realisiert
wird, wie in 3 gezeigt.
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4 zeigt
eine Abwandlung des Phasencodierungsschemas von 3.
Jeder Zug aus MR-Echos umfasst neun Echosignale E1, E2, E3, E4,
E5, E6, E7, E8, E9, wobei die zwei Anfangsechos E1, E2 als Navigatorsignale
verwendet werden. Daher können
für Navigationszwecke
mehr als ein Echo, sogar drei oder mehr Echos aus dem zentralen k-Raum
gemäß dem Verfahren
der Erfindung akquiriert werden. Das Echosignal E1 wird ohne Phasencodierung
akquiriert, während
das Signal E2 mit einem minimalen Phasencodierungswert akquiriert wird.
Der Abstand im k-Raum zwischen Echos E1 und E2 entspricht dem FOV
(Field Of View, Gesichtsfeld), das von der Bildgebungsprozedur abgedeckt werden
soll. Eine Phasenkorrektur kann durch Matching der im zentralen
k-Raum liegenden Echos E1 und E2 jedes Scans S1, S2, S3, S4, S5,
S6, S7, S8 abgeleitet werden, so dass Phasenfehler über das vollständige FOV
registriert werden. Wie in 4 gezeigt,
umfasst jede Bildgebungssequenz einen Anfangs-Phasencodierungsschritt
bei einem durch das FOV ausgedrückten
nominalen Abstand im k-Raum. Auf diesen Anfangs-Phasencodierungsschritt
folgt ein variabler Phasencodierungsschritt und bei mehr als dem
nominalen Abstand im k-Raum eine nachfolgende Serie aus festen Phasencodierungsschritten. Dadurch
wird ein verschachteltes Phasencodierungsschema erhalten, so dass
durch Kombinieren der Signale der individuellen Scans S1, S2,...
das vollständige
FOV abgebildet wird.
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