DE19511794A1 - Verfahren zur Gewinnung von Bilddaten in einem Kernspintomographiegerät und Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens - Google Patents
Verfahren zur Gewinnung von Bilddaten in einem Kernspintomographiegerät und Kernspintomographiegerät zur Durchführung des VerfahrensInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Gewinnung von Bild
daten in einem Kernspintomographiegerät mit einer N-fachen
Wiederholung folgender Sequenz:
- a) Einstrahlung eines ersten Hochfrequenzpulses RF1n zur Anregung von Kernspins
- b) Einstrahlung eines zweiten Hochfrequenzpulses RF2n nach einer Zeitspanne τ₁ zur Rephasierung der Kernspins
- c) Auslesen eines Kernresonanzsignals (Sn) nach einer Zeitspanne τ₂ nach dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF2n) unter einem Frequenzcodiergradienten Gx
- d) Abwarten einer Zeitspanne τ₃ bis zum Einstrahlen des er sten Hochfrequenzpulses RF1n+1 der nächsten Sequenz,
wobei die Repetitionszeit zwischen dem ersten Hochfrequenz
puls RF1n jeder n-ten Sequenz und dem ersten Hochfrequenzpuls
RFn+1 der jeweils nachfolgenden n+1-ten Sequenz kürzer als
die Längs- und Querrelaxationszeit des untersuchten Objektes
ist.
Ein derartiges Verfahren ist beispielsweise in der
EP 0 394 504 B1 sowie in dem Artikel S. Patz et al "Missing
Pulse Steady-State Free Precession" in Magnetic Resonance in
Medicine 10, 194 bis 209 (1989), beschrieben. Bei dieser Se
quenz entsteht das für die Messung ausgewertete Kernresonanz
signal als Spinechosignal, d. h., die vorher dephasierten
Spins werden durch einen Hochfrequenzpuls wieder rephasiert
und liefern somit ein Signal. Diese Art der Signalgewinnung
hat gegenüber der für schnelle Bildgebungssequenzen weit ver
breiteten Gradientenechotechnik den Vorteil, daß sie unemp
findlicher gegen Magnetfeldinhomogenitäten ist.
Bei der bekannten Pulssequenz sind die Zeitabstände zwischen
dem ersten und dem zweiten Hochfrequenzpuls, zwischen dem
zweiten Hochfrequenzpuls und der Auslesephase sowie zwischen
der Auslesephase und dem ersten Hochfrequenzpuls der nächsten
Sequenz jeweils gleich. Damit entstehen zum Auslesezeitpunkt
nicht nur Kernresonanzsignale aufgrund der Anregung und Refo
kussierung in der jeweiligen Sequenz (sogenannte primäre
Echos), sondern auch Kernresonanzsignale aus Anregung bzw.
Refokussierungen vorangehender Sequenzen. Jedes gemessene Si
gnal stellt also die Überlagerung mehrerer Kernresonanzsigna
le dar. Dadurch können Interferenzen entstehen, die zu soge
nannten "banding"-Artefakten führen.
Durch die Sequenzrepetition nach einer Zeit, die kürzer ist
als die Längs- und Querrelaxationszeit, läuft die Sequenz
sehr schnell ab. Bezüglich der Magnetisierung entsteht nach
mehreren Anregungen ein Gleichgewichts (Steady-State)-Zustand.
Dieser Effekt wird auch bei der sogenannten FLASH-Sequenz
(z. B. aus EP 0 191 431 B1 bekannt) und bei der sogenannten
FISP-Sequenz (z. B. aus dem US-Patent 4,769,603 bekannt) ange
wandt. Bei beiden Sequenzen wird als Meßsignal ein Gradien
tenecho ausgewertet. Gradientenechosequenzen sind jedoch von
Suszeptibilitätseffekten oder zeitabhängigen Effekten, wie
z. B. Wirbelströmen, abhängig. Diese Effekte führen zu Arte
fakten, wie z. B. geometrischen und Intensitätsverzerrungen,
oder im schlimmsten Fall zu einem Signalverlust.
Die genannten FLASH- und FISP-Sequenzen unterscheiden sich
darin, daß bei FLASH vor der nächsten Anregung keine Repha
sierung der vorher eingestellten Gradientencodierung erfolgt.
Daher entsteht ein inkohärenter Steady-State-Zustand. Beim
FISP-Verfahren wird nach dem Auslesen eines Kernresonanzsi
gnals und vor Beginn der nächsten Anregung zumindest der Pha
sencodiergradient wieder zurückgesetzt. Damit entsteht ein
kohärenter Steady-State-Zustand. Beim FLASH-Verfahren kann
man die Inkohärenz beispielsweise durch Phasendrehung der An
regepulse oder durch starke Gradienten mit statistisch
schwankender Amplitude von Repetition zu Repetition erzwin
gen.
Aus der EP 0 204 569 B1 ist eine Pulssequenz bekannt, bei der
nach einem 90°-Anregepuls durch mehrfache Refokussierung mit
180°-Pulsen eine Folge von Spinechosignalen erzeugt wird. Um
Artefakte, die von unvollkommenen 180°-Pulsen herrühren, zu
separieren, wird das Zeitintervall zwischen dem ersten und
dem zweiten 180°-Puls nicht gleich doppelt so lang gewählt
wie das Zeitintervall zwischen dem 90°-Anregepuls und dem
ersten 180°-Puls.
In dem Artikel "Suppression of Artefacts due to Imperfect
Pulses in Multiple Echo Fourier Imaging" von I. H. Duÿn in
SMRM Abstracts 1984, wird vorgeschlagen, in einer Sequenz mit
mehreren aufeinanderfolgenden Refokussierungen durch 180°-
Pulse Artefakte dadurch zu unterdrücken, daß die zugehörigen
Schichtselektionsgradienten unterschiedlich lang gewählt wer
den.
Aufgabe der Erfindung ist es, eine Pulssequenz und eine Vor
richtung anzugeben, die auch in einem Magnetfeld mit schlech
terer Homogenität gute Ergebnisse bei kurzer Meßzeit liefert.
Ferner ist es Aufgabe der Erfindung, die durch Überlagerung
mehrerer Kernresonanzsignale erzeugten Artefakte zu vermei
den.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale
des Anspruchs 1 bzw. des Anspruchs 13. Vorteilhafte Ausgestal
tungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie
len nach den Fig. 1 bis 17 näher erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 schematisch den Aufbau eines herkömmlichen
Kernspintomographiegeräts,
Fig. 2 bis 5 eine Pulssequenz als erstes Ausführungsbei
spiel der Erfindung,
Fig. 6 ein Zeitdiagramm zur Erläuterung der Über
lagerung von Kernspinechosignalen bei be
kannten Pulssequenzen,
Fig. 7 ein Zeitdiagramm zur Verdeutlichung der
Echotrennung,
Fig. 8 bis 11 ein weiteres Ausführungsbeispiel einer
Pulssequenz zur Gewinnung dreidimensionaler
Datensätze,
Fig. 12 bis 15 eine Pulssequenz mit Dephasierung uner
wünschter Kernresonanzsignale durch einen
Gradienten,
Fig. 16 und 17 sogenannte "Chirp"-Pulse.
In Fig. 1 sind die Grundkomponenten eines Kernspintomogra
phiegeräts schematisch dargestellt. Die Spulen 1 bis 4, die
von einer Magnetstromversorgung 11 gespeist werden, erzeugen
ein magnetisches Grundfeld B₀, in welchem sich bei Anwendung
zur medizinischen Diagnostik der zu untersuchende Körper
eines Patienten 5 befindet. Außerdem sind Gradientenspulen
vorgesehen, die zur Erzeugung unabhängiger, zueinander senk
rechter Magnetfeldkomponenten der Richtungen x, y und z gemäß
dem Koordinatenkreuz 6 dienen. In Fig. 1 sind der Übersicht
lichkeit halber nur die Gradientenspulen 7 und 8 gezeigt, die
zusammen mit einem Paar gegenüberliegender, gleichartiger
Gradientenspulen zur Erzeugung eines x-Gradienten dienen. Die
gleichartigen, nicht eingezeichneten y-Gradientenspulen lie
gen parallel zum Körper 5 und oberhalb sowie unterhalb von
ihm, die für das z-Gradientenfeld quer zu seiner Längsachse
am Kopf- und am Fußende.
Die Anordnung enthält außerdem noch eine zur Erzeugung und
Aufnahme der Kernresonanzsignale dienende Hochfrequenzantenne
9. Die Gradientenspulen werden von einem Gradientenverstärker
12 gespeist. Die Hochfrequenzantenne 9 ist über einen Signal
verstärker 14 an einen Bildrechner 17 gekoppelt, an dem zur
Ausgabe der Abbildung ein Monitor 18 angeschlossen ist. Der
Signalverstärker 14 und ein Hochfrequenzsender 15 bilden eine
Sende-Empfangseinheit 16 zur Signalerzeugung und -aufnahme.
Ein Umschalter 19 ermöglicht das Umschalten von Sende- auf
Empfangsbetrieb.
Der Gradientenverstärker 12, die Sende-Empfangs-Einheit 16
und der Bildrechner 17 werden von einer Steuereinheit 20 an
gesteuert.
In den Fig. 2 bis 5 ist eine erste Pulssequenz als Ausfüh
rungsbeispiel der Erfindung dargestellt. Dabei wird ein er
ster frequenzselektiver Hochfrequenzpuls RF1n unter der Wir
kung eines Schichtselektionsgradienten Gz1n eingestrahlt und
damit eine Schicht in einem Untersuchungsobjekt angeregt. Mit
einem Gradienten Gx1n werden die Kernspins dann in x-Rich
tung, die im folgenden auch als Readout-Richtung bezeichnet
wird, vorphasiert. Es folgt ein zweiter frequenzselektiver
Hochfrequenzpuls RF2n, der ebenfalls unter der Wirkung eines
Schichtselektionsgradienten Gz2n eingestrahlt wird und auf
dieselbe Schicht wie der erste Hochfrequenzpuls RF1n wirkt.
Der Abstand zwischen den beiden Hochfrequenzpulsen RF1n und
RF2n beträgt τ₁.
Der erste Schichtselektionsgradient Gz1n wird etwas vor dem
ersten Hochfrequenzpuls RF1n eingeschaltet und der zweite
Schichtselektionsgradient Gz2n wird etwas nach dem zweiten
Hochfrequenzpuls RF2n ausgeschaltet. Dies ist in den Schicht
selektionsgradienten Gz1n und Gz2n gestrichelt angedeutet.
Damit wird erreicht, daß die durch die jeweiligen Schichtse
lektionsgradienten verursachte Dephasierung der Kernspins
wieder rückgängig gemacht wird, wobei zu berücksichtigen ist,
daß der Teil des Schichtselektionsgradienten nach dem Hoch
frequenzpuls RF2n aufgrund von dessen invertierender Wirkung
entgegengesetzt wirkt wie der vorhergehende Schichtselek
tionsgradient Gz1n.
Nach dem zweiten Hochfrequenzpuls RF2n wird ein erster Pha
sencodiergradient Gy1n eingeschaltet.
Durch die invertierende Wirkung des zweiten Hochfrequenzpul
ses RF2n wird das vom ersten Hochfrequenzpuls RF1n angeregte
Kernresonanzsignal wieder rephasiert, so daß ein Kernreso
nanzsignal Sn in Form eines Spinechos entsteht. Dieses Kern
resonanzsignal Sn wird unter der Wirkung eines Auslesegra
dienten Gx2n abgetastet, die Abtastwerte werden digitalisiert
und in bekannter Weise in eine Rohdatenmatrix übernommen. Das
Kernresonanzsignal ist durch den Auslesegradienten Gx2n in x-
Richtung und durch den Phasencodiergradienten Gy1n in y-Rich
tung codiert.
Die Zeitspanne τ₂ zwischen dem zweiten Hochfrequenzpuls RF2
und dem Kernresonanzsignal S ist gleich der Zeitspanne τ1
zwischen dem ersten Hochfrequenzpuls RF1n und dem zweiten
Hochfrequenzpuls RF2n.
Nach dem Auslesen des Kernresonanzsignals Sn wird ein Phasen
codiergradient Gy2n eingeschaltet, der dieselbe Amplituden-
Zeit-Fläche wie der Phasencodiergradient Gy1n hat, diesem je
doch entgegengesetzt ist. Damit wird die Phasencodierung der
Kernspins wieder auf Null zurückgesetzt.
Nach einer Wartezeit τ₃ nach dem Kernresonanzsignal S folgt
der erste Hochfrequenzpuls RF1n+1 der nächsten Pulssequenz.
Die dargestellte Pulssequenz wird N-mal wiederholt, wobei die
Werte der Phasencodiergradienten Gy1, Gy2 schrittweise fort
geschaltet werden, was durch die Stufung in Fig. 4 angedeu
tet ist.
Die Einstrahlung des ersten Hochfrequenzpulses RF1n+1 der
folgenden Sequenz erfolgt, bevor die angeregten Kernspins re
laxiert sind. Damit stellt sich nach einigen Sequenzrepeti
tionen ein Steady-State-Zustand der Kernmagnetisierung ein.
Bei einer üblichen Spinechosequenz würde man zur Erzielung
eines maximalen Signals den Flipwinkel α1 des ersten Hoch
frequenzpulses RF1 gleich 90° und den Flipwinkel α2 des
zweiten Hochfrequenzpulses RF2 gleich 180° wählen. Bei
schneller Repetition würde sich jedoch bei diesen Werten
schnell eine Sättigung der Magnetisierung einstellen. Für die
hier angewandte Steady-State-Sequenz werden daher die Flip
winkel α1, α2 - ähnlich wie bei der eingangs genannten FISP-
Sequenz deutlich niedriger gewählt. Der optimale Flipwinkel
wird dabei umso kleiner, je kürzer die Repetitionszeit ist.
Für den im Ausführungsbeispiel vorliegenden Fall des kohären
ten Steady-State-Zustands wurden z. B. für beide Hochfrequenz
pulse RF1 und RF2 Flipwinkel von jeweils 60° gewählt. Es wird
daran erinnert, daß für die zur Erzeugung eines Spinechos
notwendige Invertierung nicht unbedingt ein Hochfrequenzpuls
mit einem Flipwinkel von 180° erforderlich ist. Vielmehr
spaltet jeder Hochfrequenzpuls die vorhandene Spinmagnetisie
rung nach dem Partitionsmodell von Wössner (beschrieben in
Journal of Chemical Physics, 34, 2057, 1961) bezüglich der
Phase in drei Komponenten auf: Zum Teil wird die Phase inver
tiert, zum Teil bleibt sie unverändert und zum Teil wird die
Magnetisierung in eine durch Gradienten nicht beeinflußbare
z-Lage gebracht.
Die in den Fig. 2 bis 5 dargestellte Pulssequenz unter
scheidet sich von dem eingangs genannten Stand der Technik im
wesentlichen dadurch, daß die Zeitspanne τ₃ ungleich (im vor
liegenden Fall größer) als die Zeitspannen τ₁, τ₂ ist. Damit
wird vermieden, daß der Kernresonanzsignal als eine Überla
gerung primärer und sekundärer Echos entsteht. Dies wird im
folgenden anhand der Fig. 6 und 7 verdeutlicht.
In Fig. 6 ist die Echoerzeugung für die bekannte Pulssequenz
mit τ₁=τ₂=τ₃ dargestellt. Diese Pulssequenz wird in der Lite
ratur auch als "missing pulse"-Sequenz dargestellt, da in
einer Folge von Hochfrequenzpulsen gleichen Abstands jeder
dritte Hochfrequenzpuls fehlt und dafür ein Signal ausgelesen
wird. Den Hauptsignalbeitrag zum Kernresonanzsignal Sn lie
fert die Anregung durch den ersten Hochfrequenzpuls RF1n in
Verbindung mit der Refokussierung durch den zweiten Hochfre
quenzpuls RF2n. Dieser Signalanteil wird als primäres Echo
bezeichnet und entsteht - wie durch die Zeitachse a in Fig.
6 angedeutet - nach einer Echozeit 2τ nach der Anregung durch
den ersten Hochfrequenzpuls RF1n.
Diesem primären Echo sind aber weitere Signalanteile überla
gert, die von vorhergehenden Sequenzen herrühren. Beispiels
weise erzeugt der zweite Hochfrequenzpuls RF2n-1 in der vor
hergehenden Sequenz in Verbindung mit einer Refokussierung
durch den ersten Hochfrequenzpuls RF1n der zugeordneten Se
quenz ebenfalls ein Echosignal, das als sekundäres Echo be
zeichnet wird und im Kernresonanzsignal Sn mit dem erstge
nannten primären Echo zusammenfällt. Wie durch die Zeitachse
b in Fig. 6 angedeutet, beträgt die Echozeit zwischen der
Anregung durch den Hochfrequenzpuls RF2n-1 und dem Kernreso
nanzsignal Sn TE=4τ. In Fig. 6 ist auf der Zeitachse c noch
ein weiterer Signalanteil dargestellt, der von der Anregung
durch den Hochfrequenzpuls RF1n-2 und Refokussierung durch
den Hochfrequenzpuls RF2n-1 entsteht. Hier beträgt die Echo
zeit TE zwischen Anregung und Signal TE=8τ.
Im Prinzip wirken alle vorausgehenden Sequenzen auf die ak
tuelle Sequenz. Je länger die Echozeit wird, desto kleiner
wird jedoch aufgrund des T1- bzw. T2-Abfalls der Signalan
teil. Im allgemeinen genügt es, zusätzlich zum primären Echo
signal aus der aktuellen Sequenz n das sekundäre Echosignal
aus der vorangehenden Sequenz n-1 zu betrachten.
In Fig. 7 ist der Fall dargestellt, daß entsprechend einem
Ausführungsbeispiel der Erfindung die Zeitspanne τ₃ gegenüber
τ₁ und τ₂ verändert ist. Im dargestellten Fall ist τ₃ kürzer
als τ₁ und τ₂. In Fig. 7 sind zur Verdeutlichung primäre
Echosignale mit einem hochgestellten Index "1" und sekundäre
Echosignale mit einem hochgestellten Index "2" gekennzeich
net. In Fig. 7 ist der Übersichtlichkeit wegen nur das erste
primäre Echo dargestellt, da nur dieses ausgewertet wird.
In Fig. 7 ist auf der Zeitachse a die Entstehung des ersten
primären Echos durch die Anregung mit dem Hochfrequenzpuls
RF1n und Refokussierung durch den Hochfrequenzpuls RF2n dar
gestellt. Auf der Zeitachse b ist die Entstehung eines se
kundären Echos aufgrund der Anregung durch den Hochfrequenz
puls RFn-1 aus der vorhergehenden Sequenz und der Refokus
sierung durch den Hochfrequenzpuls RF1n aus der aktuellen
Sequenz dargestellt. Dabei sieht man, daß hier sekundäres und
primäres Echo nicht mehr zusammenfallen.
Auf der Zeitachse c ist die Entstehung eines weiteren primä
ren Echos aufgrund der Anregung durch den Hochfrequenzpuls
RF1n-2 und der Refokussierung durch den Hochfrequenzpuls
RF2n-1 dargestellt. Dieses primäre Echo fällt zwar wieder mit
dem in der aktuellen Sequenz angeregten ersten primären Echo
Sn¹ zusammen. Es hat jedoch aufgrund der mehr als doppelt so
langen Echozeit eine wesentlich geringere Amplitude als das
separierte sekundäre Echo, so daß die Artefakt-Anfälligkeit
deutlich geringer wird. Signaleinflüsse von weiter zurücklie
genden Sequenzen können völlig vernachlässigt werden.
Mit dem dargestellten Verfahren gelingt es also, sekundäre
Echos von den primären Echos zu separieren und damit Inter
ferenzen zumindest deutlich zu verringern.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Pulssequenz ist in den
Fig. 8 bis 11 dargestellt. Hier werden die Hochfrequenz
pulse RF1, RF2 nicht unter der Wirkung eines Schichtselek
tionsgradienten eingestrahlt und sind somit nicht schichtse
lektiv. Zur Ortsauflösung in z-Richtung erfolgt vor dem Aus
lesen des Kernresonanzsignals zusätzlich zur Phasencodierung
in y-Richtung auch ein Phasencodierung in z-Richtung, und
zwar mit dem Phasencodiergradienten Gz1. Wie der Phasenco
diergradient Gy1 muß auch dieser Phasencodiergradient in meh
reren Schritten durchgeschaltet werden, wobei die Zahl der
Schritte von der gewünschten Auflösung in z-Richtung abhängt.
Wie die Phasencodierung in y-Richtung wird auch die Phasenco
dierung in z-Richtung nach Auslesen des Kernresonanzsignals
Sn wieder zurückgesetzt, und zwar durch einen Phasencodier
gradienten Gz2, der dem Phasencodiergradienten Gz1 entgegen
gerichtet ist.
Eine weitere Besonderheit dieser Sequenz ist in Fig. 9 dar
gestellt. Der Gradient Gx in x-Richtung bleibt nämlich hier
konstant eingeschaltet. Dieser Gradient könnte z. B. auch eine
Magnetfeldinhomogenität sein, die während der Messung nicht
ohne weiteres beeinflußbar ist. Um zu verhindern, daß die
Hochfrequenzpulse RF1 bis RF3 durch den ständig wirkenden
Gradienten Gx schichtselektiv in x-Richtung werden, müssen
diese relativ breitbandig sein.
Diese Sequenz ist daher besonders für Bildgebung in inhomo
genen Feldern geeignet, und zwar auch bei Inhomogenität in
allen drei Raumrichtungen. Die Inhomogenität in x-Richtung,
die als Auslesegradient verwendet wird, muß lediglich eine
eindeutige Orts-Frequenzzuordnung haben. In Richtung der Pha
sencodiergradienten Gy, Gz führt eine Magnetfeldinhomogenität
bekanntlich nicht zu Verzerrungen, da es hierbei nur auf Pha
sendifferenzen von Phasencodierschritt zu Phasencodierschritt
ankommt und somit die von Inhomogenitäten herrührenden zeit
lich konstanten Phasenfehler eliminiert werden.
Ein weiterer Unterschied zum Ausführungsbeispiel nach den
Fig. 2 bis 5 besteht darin, daß entsprechend Fig. 8 auf
einanderfolgende Hochfrequenzpulse zueinander unterschiedli
che Phasenlagen haben, z. B. um 51° gedreht sind. Dies ist in
Fig. 8 durch die über den Hochfrequenzpulsen RF angegebenen
Phasen "θ" angedeutet. Diese auch beim FLASH-Verfahren be
kannte Technik bezeichnet man als "Hochfrequenz-Spoiling".
Damit erzielt man einen inkohärenten Steady-State-Zustand,
während man beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 2 bis 5
einen kohärenten Steady-State-Zustand erhält. Kohärente und
inkohärente Steady-State-Zustände führen zu Bildern mit
unterschiedlichen Kontrasten und damit mit unterschiedlichem
diagnostischem Aussagegehalt.
Eine weitere Möglichkeit, einen inkohärenten Steady-State-
Zustand zu erzeugen, besteht darin, vor jeder Sequenz einen
starken Gradientenpuls GSp einzufügen, wie dies in Fig. 9
gestrichelt angedeutet ist. Dieser als "Gradienten-Spoiler"
bezeichnete Puls weist von Sequenz zu Sequenz eine wechselnde
Amplitude auf und zerstört die Phasenkohärenz aus den voran
gehenden Sequenzen. Diese Technik ist an sich bekannt und
wird als "Gradienten-Spoiling" bezeichnet.
Für den Fall des inkohärenten Steady State Zustandes hat sich
ein Flip-Winkel von jeweils 30° für den ersten und den zwei
ten Hochfrequenzpuls RF1, RF2 als günstig erwiesen.
In den Fig. 12 bis 15 ist eine weitere Pulssequenz als
Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt. Dabei wird
eine Dephasierung sekundärer Echos dadurch erreicht, daß nach
der Akquisition des Kernresonanzsignals S ein Gradient GD in
x-Richtung eingeschaltet wird, der die Kohärenz der noch vor
handenen Anregung zerstört. In der nachfolgenden Sequenz kön
nen daher keine Signale entstehen, die von den Hochfrequenz
signalen RF1n, RF2n oder von früheren Hochfrequenzsignalen
herrühren. Damit könnte man die Abstände τ₁, τ₂, τ₃ auch
gleich machen, ohne daß störende Signalüberlagerungen auf
treten.
Ansonsten entspricht die Pulssequenz nach den Fig. 12 bis
15 derjenigen nach den Fig. 2 bis 5.
Eine weitere Möglichkeit, störende Signalüberlagerungen zu
vermeiden, besteht darin, für die Hochfrequenzpulse RF1, RF2
sogenannte Chirp-Pulse zu verwenden. Eine derartige Pulsse
quenz ist in Fig. 16 dargestellt. In Fig. 17 ist gezeigt,
daß die Frequenz des ersten Hochfrequenzpulses RF1n in einer
Zeitspanne 2t von einer ersten Frequenz f₀ linear auf eine
Frequenz f₁ ansteigt. Die Rephasierungsbedingung für das
Signal S ist nur dann erfüllt, wenn die Frequenz des zweiten
Hochfrequenzpulses RF2n (Refokussierungspuls) ebenfalls von
der Frequenz f₀ zur Frequenz f₁ ansteigt, jedoch in der hal
ben Zeit t. Wenn man nun in Fig. 16 die Zeitachse a betrach
tet, so erfüllt die Anregung mit dem Hochfrequenzpuls RF1n
zusammen mit dem Hochfrequenzpuls RF2n für das Signal Sn die
Refokussierungsbedingung. Aufgrund der Anregung mit dem Hoch
frequenzpuls RF2n-1 und einer Refokussierung durch den Hoch
frequenzpuls RF1n würde bei herkömmlichen Pulsformen - wie
auf der Zeitachse b in Fig. 16 gestrichelt dargestellt - ein
sekundäres Echo entstehen. Bei der Anwendung der dargestell
ten Chirp-Pulse ist jedoch die Refokussierungsbedingung nicht
erfüllt, d. h., es entstehen keine sekundären Echos.
Die erfindungsgemäße Pulssequenz ermöglicht somit ohne beson
deren Aufwand eine schnelle Bildgebung, die gegen Feldinhomo
genitäten relativ unempfindlich ist.
Claims (16)
1. Verfahren zur Gewinnung von Bilddaten in einem Kernspin
tomographiegerät mit einer N-fachen Wiederholung der folgen
den Sequenz:
- a) Einstrahlung eines ersten Hochfrequenzpulses (RF1n) zur Anregung von Kernspins
- b) Einstrahlung eines zweiten Hochfrequenzpulses (RF2n) nach einer Zeitspanne τ₁ zur Rephasierung der Kernspins
- c) Auslesen eines Kernresonanzsignals (Sn) nach einer Zeit spanne τ₂ nach dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF2n) unter einem Frequenzcodiergradienten (Gx)
- d) Abwarten einer Zeitspanne τ₃ bis zum Einstrahlen des er sten Hochfrequenzpulses (RF1n+1) der nächsten Sequenz,
wobei die Repetitionszeit zwischen dem ersten Hochfrequenz
puls (RF1n) jeder n-ten Sequenz und dem ersten Hochfrequenz
puls (RFn+1) der jeweils nachfolgenden n+1-ten Sequenz kürzer
als die Längs- und Querrelaxationszeit (T1, T2) des untersuch
ten Objekts ist, dadurch gekennzeich
net, daß die Pulssequenz so gestaltet ist, daß sich die
von dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF2n-1) der n-1-ten Sequenz
und dem ersten Hochfrequenzpuls (RF1n) der nachfolgenden n
ten Pulssequenz herrührenden Kernresonanzsignale (S¹n, S²n)
nicht überlagern.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge
kennzeichnet, daß eine Überlagerung der Kern
resonanzsignale (S¹n, S¹n) dadurch vermieden wird, daß die
Zeitspanne τ₃ unterschiedlich zu den Zeitspannen τ₁, τ₂ ist.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch ge
kennzeichnet, daß die Zeitspanne τ₃ länger ist
als die Zeitspannen τ₁ und τ₂.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da
durch gekennzeichnet, daß während je
der Sequenz (n); ein Gradient (GD) geschaltet wird, der die
vorhandene Phasenkohärenz nach Auslesung des Kernresonanzsi
gnals ⁵n in der n-ten Sequenz zerstört.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch ge
kennzeichnet, daß als Gradient (GD) eine im
System vorhandene Magnetfeld-Inhomogenität verwendet wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da
durch gekennzeichnet, daß eine im
System vorhandene Magnetfeld-Inhomogenität als Auslesegra
dient (Gx) verwendet wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da
durch gekennzeichnet, daß alle Hoch
frequenzpulse (RF1n, RF2n) Chirppulse sind, wobei die Fre
quenz jedes ersten Hochfrequenzpulses RF1n in einer Zeitspan
ne t1 von f₀ nach f₁ und die Frequenz des zweiten Hochfre
quenzpulses (RF2n) in einer Zeitspanne t2 = t1/2 von f₀ nach
f₁ steigt.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, da
durch gekennzeichnet, daß vor dem
Auslesen des Kernresonanzsignals (Sn) ein von Sequenz zu Se
quenz wechselnder erster Phasencodiergradient (Gy1) geschal
tet wird.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch ge
kennzeichnet, daß nach dem Auslesen des Kern
resonanzsignals (Sn) ein zum ersten Phasencodiergradienten
(Gy1) entgegengesetzter zweiter Phasencodiergradient (Gy2)
geschaltet wird.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, da
durch gekennzeichnet, daß alle Hoch
frequenzpulse (RF1, RF2) frequenzselektiv sind und unter der
Wirkung von Schichtselektionsgradienten (Gz) eingestrahlt
werden.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, da
durch gekennzeichnet, daß Phasenco
diergradienten (Gy, Gz) in zwei zueinander senkrechten Rich
tungen geschaltet werden.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, da
durch gekennzeichnet, daß die Phasen
lage der Hochfrequenzpulse (RF1n bis RF2n) von Hochfrequenz
puls zu Hochfrequenzpuls (RF) wechselt.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, da
durch gekennzeichnet, daß vor jedem
Hochfrequenzpuls (RF1n bis RF3n) ein Spoiler-Gradient (GSp)
mit wechselnder Amplituden-Zeit-Fläche zur Zerstörung der
Phasenkohärenz der Kernspins geschaltet wird.
14. Kernspintomographiegerät zur Durchführung eines Verfah
rens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 mit einem Grundfeld
magneten (1-4), mit Gradientenspulen (7, 8), die von Gradien
tenverstärkern (12) gespeist werden, mit einer Sende-Emp
fangseinheit (16), die mit mindestens einer Hochfrequenzan
tenne (9) verbunden ist, sowie mit einer Steuereinheit (20),
die folgende Schritte steuert:
- a) Die Sende-Empfangs-Einheit (16) wird derart angesteu ert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen ersten Hoch frequenzpuls (RF1n) abgibt.
- b) Nach einer Zeitspanne τ₁ wird die Sende-Empfangs-Einheit (16) derart angesteuert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen zweiten Hochfrequenzpuls (RF2n) abgibt.
- c) Nach einer Zeitspanne τ₂ wird ein Gradientenverstärker (12) angesteuert und ein Kernresonanzsignal(Sn) empfan gen.
- d) Nach einer Zeitspanne τ₃, die unterschiedlich zu den Zeitspannen τ₁ und τ₂ ist, wird die Sende-Empfangs-Ein heit (16) derart angesteuert, daß die Hochfrequenzan tenne (9) den ersten Hochfrequenzpuls (RF1n+1) der näch sten Sequenz abgibt.
- e) Die Sequenz wird N-mal wiederholt.
15. Kernspintomographiegerät zur Durchführung eines Verfah
rens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 mit einem Grundfeld
magneten (1-4), mit Gradientenspulen (7, 8), die von Gradien
tenverstärkern (12) gespeist werden, mit einer Sende-Emp
fangseinheit (16), die mit mindestens einer Hochfrequenz
antenne (9) verbunden ist, sowie mit einer Steuereinheit
(20), die folgende Schritte steuert:
- a) Die Sende-Empfangs-Einheit (16) wird derart angesteuert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen ersten Hochfre quenzpuls (RF1n) abgibt.
- b) Nach einer Zeitspanne τ₁ wird die Sende-Empfangs-Einheit (16) derart angesteuert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen zweiten Hochfrequenzpuls (RF2n) abgibt.
- c) Nach einer Zeitspanne τ₂ wird ein Gradientenverstärker (12) angesteuert und ein Kernresonanzsignal (Sn) empfan gen.
- d) Vor der nächsten Sequenzrepetition wird ein Gradienten verstärker (12) derart angesteuert, daß ein Gradient (Gn) die Phasenkohärenz der Kernspins zerstört.
- e) Nach einer Zeitspanne τ₃ nach dem Empfang des Hochfre quenzsignals wird die Sende-Empfangs-Einheit derart an gesteuert, daß die Hochfrequenzantenne den ersten Hoch frequenzpuls der nächsten Sequenz abgibt.
- f) Die Sequenz wird N-mal wiederholt.
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DE10040850C2 (de) * | 2000-08-21 | 2003-01-16 | Siemens Ag | Verfahren zum Betreiben eines Kernspintomographiegerätes mit verbessertem Offresonanzverhalten einer True-Fisp-Meßsequenz in Gegenwart zweier Spinkollektive und Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens |
US20030210044A1 (en) * | 2002-05-13 | 2003-11-13 | Ken-Pin Hwang | Missing pulse steady state free precession |
WO2003098232A2 (en) * | 2002-05-17 | 2003-11-27 | Case Western Reserve University | Chemical shift markers for improved wireless fiducial marker tracking |
WO2007078821A2 (en) * | 2005-12-21 | 2007-07-12 | Yeda Research & Development Co. Ltd. | Method and apparatus for acquiring high resolution spectral data or high definition images in inhomogeneous environments |
DE102008061455B4 (de) * | 2008-12-10 | 2011-03-17 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung einer vorbestimmten Signalamplitude bei MR-Messungen |
US10185010B2 (en) * | 2015-03-06 | 2019-01-22 | New York University | Rapid 3D volumetric mapping of MRI relaxation parameters |
CN112834542B (zh) * | 2020-02-27 | 2024-03-22 | 苏州纽迈分析仪器股份有限公司 | 一种同时测量岩心分层含水率和孔径分布的方法 |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0191431B1 (de) * | 1985-02-12 | 1989-11-02 | Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V. | Verfahren und Einrichtung zur schnellen Akquisition von Spinresonanzdaten für eine ortsaufgelöste Untersuchung eines Objekts |
EP0204569B1 (de) * | 1985-06-06 | 1991-06-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Nichtharmonische NMR-Spin-Echo-Bildgebung |
EP0567194A2 (de) * | 1992-04-24 | 1993-10-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Verfahren und Gerät zur schnellen Magnet-Resonance-Bildformung mit Spin Echo |
EP0394504B1 (de) * | 1989-04-22 | 1994-04-06 | Spectrospin Ag | Verfahren zur Anregung der transversalen Magnetisierung bei magnetischen Kernresonanz-Impuls-Experimenten |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4769603A (en) * | 1985-08-19 | 1988-09-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for the operation of a nuclear magnetic resonance apparatus |
IL79076A (en) * | 1986-06-10 | 1989-10-31 | Elscint Ltd | Restricted volume imaging |
DE4018683A1 (de) * | 1989-06-23 | 1991-01-10 | Siemens Ag | Schichtprofiloptimierung fuer ein mit einer gradientenechosequenz betriebenes kernspin-tomographiegeraet |
DE59300388D1 (de) * | 1992-03-12 | 1995-08-31 | Siemens Ag | Pulssequenz für ein Kernspinresonanzgerät. |
-
1995
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-
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Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0191431B1 (de) * | 1985-02-12 | 1989-11-02 | Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V. | Verfahren und Einrichtung zur schnellen Akquisition von Spinresonanzdaten für eine ortsaufgelöste Untersuchung eines Objekts |
EP0204569B1 (de) * | 1985-06-06 | 1991-06-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Nichtharmonische NMR-Spin-Echo-Bildgebung |
EP0394504B1 (de) * | 1989-04-22 | 1994-04-06 | Spectrospin Ag | Verfahren zur Anregung der transversalen Magnetisierung bei magnetischen Kernresonanz-Impuls-Experimenten |
EP0567194A2 (de) * | 1992-04-24 | 1993-10-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Verfahren und Gerät zur schnellen Magnet-Resonance-Bildformung mit Spin Echo |
Non-Patent Citations (2)
Title |
---|
DE-B.: "Bildgesteuerte Systeme für die medizini- sche Diagnostik", Hrsg. E. Krestel, 2. Aufl., 1988, S. 544-545 * |
Journ.Chem.Phys., Vol. 34, No. 6, Juni 1961, S. 2057-2061 * |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5726569A (en) | 1998-03-10 |
JP3728346B2 (ja) | 2005-12-21 |
DE19511794B4 (de) | 2005-12-29 |
JPH08266514A (ja) | 1996-10-15 |
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