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Die
Erfindung betrifft eine Doppelechosequenz und ein Magnetresonanzgerät zum Ausführen der
Doppelechosequenz.
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Die
Magnetresonanztechnik ist eine bekannte Technik unter anderem zum
Gewinnen von Bildern eines Körperinneren
eines Untersuchungsobjekts. Dabei werden in einem Magnetresonanzgerät einem statischen
Grundmagnetfeld, das von einem Grundfeldmagnetsystem erzeugt wird,
schnell geschaltete Gradientenfelder überlagert, die von einem Gradientensystem
erzeugt werden. Ferner umfasst das Magnetresonanzgerät ein Hochfrequenzsystem,
das zum Auslösen
von Magnetresonanzsignalen Hochfrequenzsignale in das Untersuchungsobjekt
einstrahlt und die erzeugten Magnetresonanzsignale aufnimmt, auf
deren Basis Magnetresonanzbilder erstellt werden.
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Für einen
Bildaufnahmebetrieb wird das Magnetresonanzgerät aufgrund einer in einem zentralen Steuersystem
des Magnetresonanzgeräts
ablaufenden Sequenz gesteuert, so dass unter anderem die Gradientenfelder
mit definierter Stärke
zeitrichtig geschaltet werden, die Hochfrequenzsignale zeitrichtig und
mit definierter Form gesendet werden und die Magnetresonanzsignale
zeitrichtig aufgenommen werden.
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In
der Magnetresonanztechnik ist dabei eine Vielzahl von verschiedenen
Sequenzen bekannt, wobei mit den verschiedenen Sequenzen Magnetresonanzbilder
mit unterschiedlichen Abbildungseigenschaften erzeugbar sind. Dabei
wird eine Doppelechosequenz, umfassend ein Gradientenecho und ein
Spinecho, häufig
in der Orthopädie,
beispielsweise zum Erzeugen von Bildern des Knies eines Patienten,
eingesetzt und ist unter dem Akronym DESS (Double Echo Steady State)
bekannt. Näheres
zu der Doppelechosequenz ist beispielsweise in der
EP 0 288 861 A1 und in
dem Artikel von H. Bruder et al. „A New Steady-State Imaging Sequence
for Simultaneous Acquisition of Two MR Images with Clearly Different
Contrasts", Magnetic
Resonance in Medicine 7 (1988), Seiten 35-42, beschrieben.
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Die
Doppelechosequenz entspricht dabei einer Kombination einer refokussierten
Gradientenechosequenz, die unter anderem unter dem Akronym FISP
(Fast Imaging with Steady State Precision) bekannt ist und einer
Sequenz, bei der ein Spinecho, basierend auf einer refokussierenden
Teilwirkung eines jeden Hochfrequenzsignals, genutzt wird und die unter
anderem unter dem Akronym PSIF bekannt ist. Dabei geht das Akronym
PSIF aus einer Umdrehung der Buchstabenreihenfolge des Akronyms
FISP hervor, da das Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema der
PSIF-Sequenz in etwa einer rückwärts ausgeführten FISP-Sequenz entspricht.
Unter den Gradientensequenzen zeichnet sich dabei die FISP-Sequenz
mit Vorteil durch vergleichsweise starke Magnetresonanzsignale aus,
da sowohl die in einem Gleichgewichtszustand gehaltene longitudinale als
auch transversale Magnetisierung zur Bildgebung genutzt wird. Mit
der FISP-Sequenz sind dabei Magnetresonanzbilder mit einem dominanten
T1/T2-Kontrast erzeugbar. Dahingegen weisen die mit der PSIF-Sequenz
erzeugten Magnetresonanzbilder eine starke T2-Wichtung
auf. Die Doppelechosequenz liefert dabei zwei, beispielsweise dreidimensionale
Datensätze,
wobei je einer der Datensätze
den Gradienten- oder den Spinechos zugehörig ist. Eine Kombination beider
Datensätze
ergibt dann einen entsprechenden Datensatz und damit ein Magnetresonanzbild
der Doppelechosequenz.
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Aus
dem Artikel von E.M. Haacke et al. „A Comprehensive Technical
Review of Short TR, Fast, Magnetic Resonance Imaging", Reviews of Magnetic Resonance
in Medicine, Vol. 3, No. 2, 1991, Seiten 53-170, ist zur PSIF-Sequenz,
die in diesem Artikel mit dem Akronym CE-ROASS (Contrast Enhanced Resonant
Offset Averaging in the Steady State) bezeichnet ist, beschrieben,
dass wenigstens ein während
der Bildaufnahme flie ßender
Teilbereich eines abzubildenden Bereichs, beispielsweise langsam fließendes Blut,
eine derart starke Dephasierung erfahren kann, dass dieser Teilbereich
keinen Signalbeitrag zum Magnetresonanzbild liefert.
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Des
Weiteren ist es bekannt, dass bei einem abzubildenden Bereich, in
dem Flusserscheinungen, beispielsweise ein arterieller Blutfluss,
auftreten, im zugehörigen
Magnetresonanzbild eine Reihe von Artefakten auftreten können. Dabei
sind die zwei auffälligsten
Effekte eine Magnetresonanzsignalminderung infolge einer inkohärenten Addition
von Phasen einzelner Spins innerhalb eines Bildelements und ein Ausbilden
einer Reihe von Geisterbildern infolge von pulsierendem Blutfluss
im Rahmen des Herzzyklus. Da beide Effekte eine Proportionalität zum ersten zeitlichen
Moment der eingesetzten Gradientenfelder aufweisen, können vorgenannte
Artefakte durch eine Flusskompensation reduziert werden, indem das
erste Moment zu Null gemacht wird. Dabei wird in einer Schichtselektions-
und einer Frequenzkodierrichtung beispielsweise anstatt eines bipolaren
Gradientenpulses ein Dreifach-Gradientenpuls eingesetzt. In einer
Phasenkodierrichtung wird dazu beispielsweise ein unipolarer Gradientenpuls
durch einen bipolaren Gradientenpuls ersetzt. Ursächlich für die Unterschiede
bei der Flusskompensation zwischen den Schichtselektions- und Frequenzkodiergradienten auf
der einen und den Phasenkodiergradienten auf der anderen Seite ist
dabei, dass die Phasenkodierung dahingehend gestaltet ist, ein endliches
nulltes Moment zu bewirken, wohingegen die Frequenzkodierung und
die Schichtauswahl nicht derart gestaltet sind und folgerichtig
ohne Flusskompensation in der Regel bipolare Gradientenpulse aufweisend
gestaltet sind. Vorgenannte Flusskompensation wird dabei in der
Literatur auch als Gradienten-Moment-Rephasierung,
Gradienten-Bewegungs-Refokussierung oder Gradienten-Moment-Aufhebung
bezeichnet. Vorausgehend zur Flusskompensation Beschriebenes ist beispielsweise
in dem Artikel von L.R. Frank et al. „Elimination of Oblique Flow
Artifacts in Magnetic Resonance Imaging", Magnetic Resonance in Medicine 25
(1992), Seiten 299-307 näher
erläutert.
Des Weiteren wird zum Thema Flusskompensation auf den Artikel von
G.A. Laub et al. „MR
Angiography with Gradient Motion Refocusing", Journal of Computer Assisted Tomography
12 (3), 1988, Seiten 377-382 hingewiesen.
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In
der
DE 40 04 185 C ist
ein Verfahren zur Gewinnung von flusskompensierten T2-gewichteten Bildern
beschrieben. Dabei wird eine sogenannte FISP-Sequenz, die als solche
ein Gradientenecho erzeugt, und eine zur FISP-Sequenz spiegelbildliche Sequenz
(PSIF-Sequenz), die als solche ein Spinechosignal erzeugt, zu einer
einzigen Sequenz zusammengefasst. Es entsteht eine Steady-State-Sequenz,
bei der die Gradientenpulse in einem Repetitionsintervall symmetrisch
ausgebildet sind. Dabei ist zusätzlich
die Gradientenzeitfläche
der Gradientenpulse über
das Repetitionsintervall Null. Das FISP-Signal und das PSIF-Signal treten dann
zeitlich überlagert
auf. Zur Vermeidung von Flussartefakten wird zusätzlich noch das „Gradient
Motion Refocusing"-Verfahren
angewendet, bei dem auch die Flussphase, also das erste Moment der
Gradientpulse in einem Repetitionsintervall, zu Null gemacht wird.
Bei der Sequenz wird also vor jedem Hochfrequenz-Anregeimpuls die Phase durch die Sequenz
selbst auf Null gesetzt.
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Eine
Aufgabe der Erfindung ist es, eine verbesserte Doppelechosequenz
mit einem Gradienten- und einem Spinecho sowie ein Magnetresonanzgerät zum Ausführen der
Sequenz zu schaffen, so dass bei einer möglichst niedrigen Komplexität der Sequenz eine
hohe Unempfindlichkeit gegenüber
Flusserscheinungen entsteht.
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Die
Aufgabe wird durch die Gegenstände
der Ansprüche
1 und 7 gelöst.
Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen beschrieben.
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Gemäß Anspruch
1 wird bei einer Doppelechosequenz mit einem Gradientenecho und
einem Spinecho ausschließlich
für das
Gradientenecho in wenigstens einer Richtung eine Flusskompensation durchgeführt.
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Unter
der gezielten Nutzung der von E.M. Haacke et al. beschriebenen Wirkung,
dass an Stellen starken pulsartigen Flusses die Magnetisierung hinsichtlich
dem Spinecho nahezu vollständig
zerstört
und somit an diesen Stellen kein artefaktgenerierter Beitrag zum
Spinecho und damit letztendlich zum Magnetresonanzbild der Doppelechosequenz geliefert
wird, ist lediglich hinsichtlich dem Gradientenecho eine bewegungskompensierende
Gradientenschaltung realisiert, so das in vorteilhafter Weise bei
einem überschaubaren
Gradientenschema eine hohe Unempfindlichkeit gegenüber Flusserscheinungen
erzielt wird. Eine Flusskompensation auch für das Spinecho würde dahingegen
bei einer nicht oder nur kaum größeren Unempfindlichkeit
ein deutlich komplexeres Gradientenschema zur Folge haben, was sich
unter anderem durch eine längere
Mess zeit und einen höheren
Leistungsumsatz im Gradientensystem negativ auswirken würde.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus
den im folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen anhand der Zeichnung.
Dabei zeigen:
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1 eine
Skizze eines Magnetresonanzgeräts,
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2 ein
Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema einer Doppelechosequenz
zum Erzeugen eines dreidimensionalen Datensatzes mit einer Flusskompensation
in Ausleserichtung,
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3 ein
Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema einer Doppelechosequenz
zum Erzeugen eines dreidimensionalen Datensatzes mit einer Flusskompensation
in allen drei Richtungen und
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4 ein
Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema einer Doppelechosequenz
zum Erzeugen eines zweidimensionalen Datensatzes mit einer Flusskompensation
in einer Schichtauswahl- und
einer Ausleserichtung.
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Die 1 zeigt
eine Skizze eines Magnetresonanzgeräts. Dabei umfasst das Magnetresonanzgerät zum Erzeugen
eines Grundmagnetfeldes ein Grundfeldmagnetsystem 11 und
zum Erzeugen von Gradientenfeldern ein Gradientenspulensystem 12. Des
Weiteren umfasst das Magnetresonanzgerät ein Antennensystem 14,
das zum Auslösen
von Magnetresonanzsignalen Hochfrequenzsignale in ein Untersuchungsobjekt
einstrahlt und die erzeugten Magnetresonanzsignale aufnimmt. Ferner
umfasst das Magnetresonanzgerät
eine verfahrbare Lagerungsvorrichtung 15, auf der das Untersuchungsobjekt, beispielsweise
ein zu untersuchender Patient 19, gelagert wird.
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Zum
Steuern von Strömen
im Gradientenspulensystem 12 aufgrund einer Sequenz ist
das Gradientenspulensystem 12 mit einem zentralen Steuersystem 16 verbunden.
Zum Steuern der abzustrahlenden Hochfrequenzsignale gemäß der Sequenz
sowie zum Weiterverarbeiten und Speichern der vom Antennensystem 14 aufgenommenen
Magnetresonanzsignale ist das Antennensystem 14 ebenfalls
mit dem zentralen Steuersystem 16 verbunden. Zum Steuern
eines Verfahrens der Lagerungsvorrichtung 15, beispielsweise
um die Knie des Patienten 19 als abzubildenden Bereich
in einem Abbildungsvolumen 18 des Geräts zu positionieren, ist auch
die Lagerungsvorrichtung 15 entsprechend mit dem zentralen
Steuersystem 16 verbunden. Das zentrale Steuersystem 16 ist
mit einer Anzeige- und Bedienvorrichtung 17 verbunden, über die
Eingaben eines Bedieners, beispielsweise der gewünschte Sequenztyp und Sequenzparameter,
dem zentralen Steuersystem 16 zugeführt werden. Des Weiteren werden
an der Anzeige- und Bedienvorrichtung 17 unter anderem
die erzeugten Magnetresonanzbilder angezeigt.
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Die 2 zeigt
als ein Ausführungsbeispiel der
Erfindung ein Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema einer Doppelechosequenz
zum Erzeugen eines dreidimensionalen Datensatzes mit einer Flusskompensation
ausschließlich
in einer Ausleserichtung R. Zum Erläutern der Doppelechosequenz wird
dabei exemplarisch auf das in der 1 dargestellte
Magnetresonanzgerät
zurückgegriffen.
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Bei
dem Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema der Doppelechosequenz
wird gleichzeitig mit einem in einer ersten Phasenkodierrichtung
S geschaltetem Gradientenpuls GV1 ein erstes Hochfrequenzsignal α+ vom
Antennensystem 14 in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt.
Dem Gradientenpuls GV1 kommt dabei die Aufgabe zu, ein entsprechendes
Volumen bzw. eine entsprechend dicke, weiter ortsaufzulösende Schicht,
beispielsweise den Bereich eines der Knie des Patienten 19,
für die
anregende Wirkung des Hochfrequenzsignals α+ zu
selektieren.
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Daran
anschließend
wird in der Ausleserichtung R ein Dreifach-Gradientenpuls, umfassend
die Gradientenpulse GR1, GR2 und GR3, geschalten. Während des
Gradientenpulses GR3 wird ein Gradientenechosignal S+ während einer
mit einer dicken Linie gekennzeichneten Zeitdauer vom Antennensystem 14 entsprechend
akquiriert und in einen ersten Datensatz eingetragen, der im zentralen
Steuersystem 16 gespeichert wird. Dabei bewirkt der Dreifach-Gradientenpuls
sowohl das Ausbilden des Gradientenechosignals S+ als auch eine
Flusskompensation von in der Ausleserichtung R auftretenden Flusserscheinungen,
so dass im zugehörigen
Bild des Datensatzes Artefakte vermieden werden.
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Während einer
Dauer der Gradientenpulse GR1 und GR2 werden zum Phasenkodieren
in der ersten Phasenkodierrichtung S ein Gradientenpuls GS1 und
in einer zweiten Phasenkodierrichtung P ein Gradientenpuls GP1 geschalten,
so dass eine entsprechend dreidimensionale Ortsauflösung des
abzubildenden Bereichs erzielt wird.
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Nach
dem Gradientenpuls GR3 wird in der Ausleserichtung R zum Akquirieren
eines Spinechosignals S- ein weiterer Gradientenpuls GR5 geschalten.
Dabei resultiert das Spinechosignal S- aus einer nicht dargestellten, dem
Hochfrequenzsignal α+ zeitlich vorausgehenden Hochfrequenzanregung,
deren dadurch angeregtes Magnetresonanzsignal durch das Hochfrequenzsignal α+ eine
entsprechende Refokussierung erfährt.
Während
des Gradientenpulses GR5 wird das Spinechosignal S- während einer
wiederum mit einer dicken Linie gekennzeichneten Zeitdauer vom Antennensystem 14 entsprechend
akquiriert und in einen zweiten Datensatz eingetragen, der ebenfalls
im zentralen Steuersystem 16 gespeichert wird. In der Praxis
werden dabei die Gradientenpulse GR3 und GR5 durch Hinzufügen der
Gradientenzeitfläche
GR4 der Einfachheit halber als ein Gradientenpuls geschalten.
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Nach
abgeschlossener Akquisition des Spinechosignals S- werden für ein vollständiges Refokussieren
in der ersten Phasenkodierrichtung S ein Gradientenpuls GS2, in
der Ausleserichtung R ein Gradientenpuls GR6 und in der zweiten
Phasenkodierrichtung P ein Gradientenpuls GP2 geschalten.
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Vorausgehend
Beschriebenes während
einer Repetitionszeit TR ablaufendes Schema wird sodann sooft wiederholt,
bis für
die gewählte
dreidimensionale Ortsauflösung
alle Messdaten akquiriert sind, wobei von Wiederholung zu Wiederholung
die Gradientenpulse GS1 und GP1 in Verbindung mit den ihnen zugehörigen, refokussierenden
Gradientenpulsen GS2 und GP2 hinsichtlich ihrer Gradientenstärke in-
bzw. dekrementiert werden. Des Weiteren wird von Wiederholung zu
Wiederholung das Hochfrequenzsignal mit einem alternierenden Vorzeichen
gesendet, so dass ein in der 2 dargestelltes
Hochfrequenzsignal α– gegenüber dem
zeitlich vorausgehenden Hochfrequenzsignal α+ einen
180°-Phasenversatz
aufweist. Ein während
dem Senden des Hochfrequenzsignals α– geschalteter
Gradientenpuls GV2 entspricht dabei dem beim Senden des Hochfrequenzsignals α+ angelegten
Gradientenpuls GV1.
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Aus
den vollständig
mit Daten belegten dreidimensionalen Datensätzen, wobei der erste Datensatz
aus Messdaten der Gradientenechosignale S+ und der zweite Datensatz
aus Messdaten der Spinechosignale S- resultiert, wird ein der Doppelechosequenz
zugehöriger
Datensatz kombiniert, dessen zugehörige Magnetresonanzbilder schließlich an
der Anzeige- und Bedienvorrichtung 17 angezeigt werden
können.
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Die 3 zeigt
als ein weiteres Ausführungsbeispiel
der Erfindung ein Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema für eine Doppelechosequenz mit
einer Flusskompensation in allen drei Richtungen. Gegenüber dem
in der 2 dargestellten Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema
sind für eine
vollständige
Flusskompensation auch in den beiden Phasenkodierrichtungen S und
P zusätzliche Gradientenpulse
GS0 und GP0 eingesetzt. Der somit entstehende bipolare Gradientenpuls,
umfassend die Gradientenpulse GS0 und GS1, bewirkt dabei in der ersten
Phasenkodierrichtung S zum Zeitpunkt, an dem das Gradientenechosignal
S+ sein Maximum hat, eine Flusskompensation. Entsprechendes gilt
für die
zweite Phasenkodierrichtung P. Ansonsten gilt das bei der 2 Beschriebene
entsprechend.
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Die 4 zeigt
als ein weiteres Ausführungsbeispiel
der Erfindung ein Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema für eine Doppelechosequenz zum
Erzeugen eines zweidimensionalen Datensatzes mit einer Flusskompensation
in einer Schichtauswahlrichtung Z und der Ausleserichtung R. Gegenüber dem
in der 2 dargestellten Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema
tritt in der 4 an die Stelle der ersten Phasenkodierrichtung
S eine Schichtauswahlrichtung Z und an die Stelle der zweiten Phasenkodierrichtung
P eine alleinige Phasenkodierrichtung X. Dabei gilt das bei der 2 zur
zweiten Phasenkodierrichtung P und ihren Gradientenpulsen GP1 und
GP2 beschriebene bei der 4 für die Phasenkodierrichtung
X und ihre Gradientenpulse GX1 und GX2 entsprechend. Des Weiteren
gilt das übrige,
bei der 2 beschriebene für die 4 entsprechend.
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Beim
Hochfrequenzsignal- und Gradientenschema der 4 wird in
der Schichtauswahlrichtung Z gleichzeitig mit einem schichtselektiven
Gradientenpuls GZ1 zum Anregen einer entsprechenden Schicht ein
erstes Hochfrequenzsignal α+' gesendet. Dem
Gradientenpuls GZ1 unmittelbar nachfolgend werden die Gradientenpulse
GZ2 und GZ3 geschalten. Dabei bilden die Gradientenpulse GZ1, GZ2
und GZ3 einen Dreifachgradientenpuls, der eine entsprechende Flusskompensation
für die
Schichtauswahlrichtung Z bewirkt. Nach abgeschlossener Signalakquisition
wird für
ein Refokussieren in der Schichtauswahlrichtung Z ein Gradientenpuls
GZ4 geschalten.
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Bei
den Wiederholungen des mit der Repetitionszeit TR ablaufenden Schemas
wird zum Akquirieren aller Daten für die Schicht entsprechend
der 2 von Wiederholung zu Wiederholung das Hochfrequenzsignal
mit einem alternierenden Vorzeichen gesendet, so dass ein in der 4 dargestelltes Hochfrequenzsignal α–'. gegenüber dem
zeitlich vorausgehenden Hochfrequenzsignal α+' einen 180°-Phasenversatz
aufweist. Ein während
dem Senden des Hochfrequenzsignals α–' geschalteter Gradientenpuls
GZ1' entspricht
dabei dem beim Senden des Hochfrequenzsignals α+' angelegten Gradientenpuls
GZ1.
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Das
Schema der 4 kann für weitere, beispielsweise zu
vorgenannter Schicht benachbarte Schichten entsprechend wiederholt
werden. Gegenüber
dem bei der 2 beschriebenen Erzeugen eines
dreidimensionalen Datensatzes ist es dabei möglich, von einer Aufnahme von
Schichten, die Randbereichen des dreidimensionalen Datensatzes zugeordnet
und beispielsweise für
eine Diagnose nicht heranzuziehen sind, gar nicht mit aufzunehmen,
so dass eine kürzere
Messzeit resultiert. Ferner ergeben sich beim schichtweisen Aufnehmen
entsprechend der 4 gegenüber dem Erzeugen eines dreidimensionalen
Datensatzes entsprechend der 2 weniger
Phasenkodierartefakte.
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In
einer anderen Ausführungsform
ist beim Schema der 4 ähnlich wie beim Schema der 3 auch
in der Phasenkodierrichtung X eine Flusskompensation vorgesehen.
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In
wiederum einer anderen Ausführungsform kann
anstelle der in der 4 dargestellten linearen Phasenkodierung,
bei der die Gradientenpulse GX1 und GX2 der Phasenkodierrichtung
X von einem Minimal- zu einem Maximalwert bzw. umgekehrt stufenartig
geschaltet werden, eine zentrische Phasenkodierung eingesetzt werden.
Bei der zentrischen Phasenkodierung wird nach einem oder mehreren
Präparations-Hochfrequenzsignalen
infolge eines ersten Hochfrequenzsignals, beispielsweise dem Hochfrequenzsignal α+', und eines Gradientenpulses
in Phasen kodierrichtung X, der eine Höhe entsprechend einer Stufenhöhe der Phasenkodierung
aufweist, ein Magnetresonanzsignal akquiriert, mit dem eine zentrale
Zeile einer dem Datensatz zugehörigen k-Raum-Matrix
befüllt
wird. Bei sich daran anschließenden
Wiederholungen wird der Gradientenpuls dann zum Befüllen weiterer
Zeilen mit einer Höhe entsprechend
der vorzeicheninvertierten Stufenhöhe, entsprechend der doppelten
Stufenhöhe,
entsprechend der doppelten vorzeicheninvertierten Stufenhöhe, der
dreifachen Stufenhöhe
usw. angelegt. Dies ist von Vorteil, weil damit bei größtmöglicher Quermagnetisierung
und damit großer
Signalstärke vorneweg
die mittleren Zeilen der k-Raum-Matrix aufgenommen werden, die bekanntlich
für den
Bildkontrast entscheidend sind. Nach einigen Wiederholungen schwingt
die Längsmagnetisierung
auf einen dynamischen Gleichgewichtswert ein, während dem dann die übrigen Zeilen
befüllt
werden.