DE19511835A1 - Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit vorgegebener, zeitlich konstanter Inhomogenität in einer Raumrichtung und Vorrichtung zur Ausführung der Pulssequenz - Google Patents
Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit vorgegebener, zeitlich konstanter Inhomogenität in einer Raumrichtung und Vorrichtung zur Ausführung der PulssequenzInfo
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Description
Kernspintomographie wird üblicherweise in Magnetfeldern mit
hohem Homogenitätsgrad durchgeführt, da sonst bei herkömmli
chen Pulssequenzen räumliche Verzerrungen des Objekts auftre
ten. Es ist jedoch aufwendig, Magnete mit der üblicherweise
geforderten Homogenität herzustellen. Insbesondere gelingt
dies bei Helmholtz-Anordnungen, wie sie insbesondere für
supraleitende Magneten üblich sind, nur bei einer bestimmten
Mindestlänge des Magneten. Bei Polschuhmagneten darf das Ver
hältnis Polschuhfläche zu Polschuhabstand einen bestimmten
Wert nicht unterschreiten. Die geforderte Baulänge bzw. Pol
schuhfläche bedingt nicht nur einen hohen Aufwand, sondern
fuhrt auch zu einer Einschränkung der Zugänglichkeit und bei
rohrförmigen Magneten außerdem zu verstärkten Klaustrophobie-
Problemen. Für die interventionelle Kernspintomographie ist
die gute Zugänglichkeit zum Patienten ein essentieller Fak
tor.
Sowohl unter Kostengesichtspunkten als auch in Hinblick auf
interventionelle Anwendungen wurden daher Bildgebungsverfah
ren gesucht, die auch bei größeren Magnetfeldinhomogenitäten
zu brauchbaren Ergebnissen führen. Eine Möglichkeit besteht
z. B. im Single Point-Bildgebungsverfahren, wie es beispiels
weise in den SMPM Abstracts 1993, Seite 1215, beschrieben
ist. Ein derartiges Verfahren ermöglicht eine Bildgebung in
inhomogenen Feldern, indem der Auslesegradient durch Phasen
codierschritte ersetzt wird. Dabei wird jedoch je Scan nur
ein Punkt im k-Raum gewonnen, so daß sich für eine Schicht
bei einer quadratischen Rohdatenmatrix der Größe N und einer
Repetitionszeit TR eine Meßzeit von N · N · TR ergibt. Bei
mehreren Schichten wird die Meßzeit noch entsprechend verlän
gert.
Diese Meßzeit dürfte für viele Anwendungen unakzeptabel lang
sein.
Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine Pulssequenz anzuge
ben, bei der die Meßzeit deutlich verkürzt wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale
des Anspruchs 1. Dabei ist vorausgesetzt, daß der Magnet eine
vorgegebene, zeitlich konstante Inhomogenität in einer ersten
Raumrichtung aufweist, während die Inhomogenität zumindest in
der Richtung des Auslesegradienten wesentlich geringer ist.
In einer zweiten Raumrichtung, nämlich in Phasencodierrich
tung, kann ebenfalls eine verhältnismäßig große Inhomogenität
toleriert werden, da es bei der Phasencodierung nur auf die
Phasenunterschiede der Kernresonanzsignale zwischen auf einan
derfolgenden Phasencodierschritten ankommt, so daß der Ein
fluß einer zeitlich konstanten Inhomogenität in Phasencodier
richtung eliminiert wird. Ein Magnet, bei dem man eine we
sentliche Inhomogenität zumindest in einer Raumrichtung zu
läßt, ist wesentlich einfacher aufzubauen als herkömmliche
Magnete mit hohen Homogenitätsanforderungen in allen Raum
richtungen. Unter der genannten Voraussetzung gelingt mit der
erfindungsgemäßen Pulssequenz eine Bilderzeugung in relativ
kurzer Zeit.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter
ansprüchen angegeben.
Ausführungsbeispiele werden nachfolgend anhand der Fig. 1
bis 17 erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel für einen besonders
einfachen Magneten, der den obengenannten
Anforderungen genügt,
Fig. 2 bis 5 eine Pulssequenz als erstes Ausführungsbei
spiel der Erfindung,
Fig. 6 bis 9 eine Pulssequenz als zweites Ausführungsbei
spiel der Erfindung,
Fig. 10 die Isolinien des Magnetfeldes bzw. der Re
sonanzfrequenz unter einem Gradienten in z-
Richtung,
Fig. 11 die Isolinien des Magnetfeldes bzw. der Re
sonanzfrequenz unter einem Gradienten in x-
Richtung,
Fig. 12 die Isolinien des Magnetfeldes bzw. der Re
sonanzfrequenz bei gleichzeitigem Aufschal
ten von x- und z-Gradienten,
Fig. 13 die räumliche Auflösung in einem Quader,
Fig. 14 die Aufteilung der Zeilen einer Rohdatenma
trix,
Fig. 15 die unterschiedliche Vorphasierung von Kern
resonanzsignalen,
Fig. 16 die unterschiedliche Vorphasierung von meh
reren Kernresonanzsignalen innerhalb einer
Sequenz,
Fig. 17 die Entzerrung gekrümmter Schichten.
In Fig. 1 ist schematisch ein besonders einfaches Magnet
design dargestellt, das den hier gestellten Anforderungen
genügt. Das Magnetsystem steht auf einem Sockel 1 und weist
lediglich einen Polschuh 2 auf. Der magnetische Antrieb er
folgt im Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 durch eine normal
leitende Magnetspule 5, er kann jedoch auch als Permanentma
gnet ausgeführt werden. Im Bereich des Polschuhs 2 sind Gra
dientenspulensätze 7 und Hochfrequenzantennen 4 angebracht.
Im Gegensatz zu herkömmlichen Anordnungen, wo drei Gradien
tenspulensätze für drei senkrecht aufeinanderstehende Raum
richtungen erforderlich sind, werden hier nur zwei Gradien
tenspulensätze für zwei Raumrichtungen benötigt, was im fol
genden noch verdeutlicht wird. Die Hochfrequenzantenne 4
dient im Ausführungsbeispiel sowohl zum Senden als auch zum
Empfangen von Signalen. Im Magneten ist ein Untersuchungs
objekt 6 positioniert. Die dargestellte Konstruktion ent
spricht in einigen Teilen einem Magnetsystem, wie es im US-
Patent 5,200,701 näher erläutert ist, jedoch mit dem wesent
lichen Unterschied, daß nur ein Polschuh und nur zwei Gra
dientenspulensätze vorhanden sind.
Die Magnetspule 5 wird von einer Magnetstromversorgung 8 ge
speist und die Gradientenspulensätze 7 von einer Gradienten
stromversorgung 9. Die Antenne 4 ist mit einer Hochfrequenz
einheit 10 verbunden. Aus den von der Hochfrequenzeinheit ge
wonnenen Signalen wird durch einen Bildrechner 12 ein Bild
rekonstruiert, das auf einem Monitor 13 abgebildet wird. Die
Magnetstromversorgung 8, die Gradientenstromversorgung 9, die
Hochfrequenzeinheit 10 und der Bildrechner 12 werden von
einem Steuerrechner 11 gesteuert.
Bei dieser Konstruktion ergibt sich im Bereich des Untersu
chungsobjekts 6 zwangsläufig ein relativ starker Magnetfeld
gradient senkrecht zum Polschuh 2, also in z-Richtung gemäß
dem Koordinatenkreuz 3 gemäß Fig. 1. Der Verlauf dieses Gra
dienten kann allerdings genau berechnet werden. Bei entspre
chender Auslegung des Magnetsystems kann in den zur z-Rich
tung senkrecht stehenden Richtungen x und y eine verhältnis
mäßig gute Homogenität erzielt werden.
In den Fig. 2 bis 5 ist als erstes Ausführungsbeispiel
eine Pulssequenz dargestellt, mit der das in Fig. 1 darge
stellte Kernspintomographiesystem betrieben werden könnte.
Gemäß Fig. 2 werden die Kernspins zunächst durch Einstrah
lung eines ersten Hochfrequenzpulses RF1, bevorzugt mit einem
Flipwinkel von 90°, angeregt. Da der Gradient Gz in z-Rich
tung permanent wirksam ist und der Hochfrequenzpuls RF1 fre
quenzselektiv ist, wird damit eine Schicht des Untersuchungs
objekts 6 angeregt.
Anschließend werden die Kernspins unter einem Phasencodier
gradienten Gy phasencodiert. Durch einen zweiten Hochfre
quenzpuls RF2 mit einem Flipwinkel von vorzugsweise 180° wer
den die angeregten Spins rephasiert, so daß ein Spinecho S
gemäß Fig. 2 entsteht. Die Spinechoerzeugung wurde deshalb
gewählt, weil Spinechos im Vergleich zu Gradientenechos auf
Inhomogenitäten unempfindlich sind. Das Auslesen des Kern
resonanzsignals S erfolgt unter der Wirkung eines Gradienten
Gx in x-Richtung, dem ein Vorphasiergradient Gxv in negativer
Richtung vorangestellt ist.
Beim Auslesen des Kernresonanzsignals S ist aber nicht nur
der Gradient Gx als Auslesegradient wirksam, sondern auch der
permanent vorhandene Gradient Gz. Wegen dieser Überlagerung
zweier Gradienten beim Auslesen wurde diese Technik bisher
stets verworfen. Wie im folgenden dargelegt wird, erhält man
dabei zwar gescherte Pixel, wie anhand der Fig. 10 bis 12
erläutert wird, kann dies jedoch toleriert werden, wenn man
gewisse Restriktionen einhält. In Fig. 10 sind zunächst die
Isolinien gleicher magnetischer Feldstärke und damit gleicher
Resonanzfrequenz für den Fall dargestellt, daß man in her
kömmlicher Weise nur einen Gradienten Gz in z-Richtung ein
schaltet. In Fig. 11 sind die entsprechenden Isolinien für
die ausschließliche Anwendung eines Gradienten Gx in x-Rich
tung dargestellt. Wenn nun während der Auslesephase sowohl
der Gradient Gx als auch der Gradient Gz wirksam ist, so gilt
für die Isolinien des Gradientenfeldes:
Gz · Δz = Gx · Δx
wie dies in Fig. 12 dargestellt ist. Dabei ist Δz die Auf
lösung in z-Richtung, also die Dicke der angeregten Schicht
und Δx die Auflösung in x-Richtung innerhalb einer Abtastung.
Wenn man die Bedingung Gz · Δz = Gx · Δx einhält, so entste
hen zwar gescherte Pixel, die Lage der Pixel untereinander
ist aber verzerrungsfrei und eindeutig.
Wenn der permanente Gradient Gz allerdings sehr viel stärker
ist als der schaltbare Gradient Gx (was in der Praxis bei dem
dargestellten Magnetdesign nach Fig. 1 der Fall sein dürf
te), so ergibt sich folgendes Problem bezüglich der räumli
chen Auflösung: Wenn beispielsweise eine räumliche Auflösung
von Δx = 1 mm bei einer Auslesephase erreicht werden soll und
das Verhältnis von Gz/Gx = 10 angenommen wird, so darf die
Schichtdicke Δz nur 0,1 mm betragen. Dies bedeutet zum einen,
daß man sehr viele Schichten messen müßte, um ein bestimmtes
Objektvolumen zu erfassen. Noch gravierender ist allerdings
das Problem, daß derartig dünne Schichten kein ausreichendes
Signal für die weitere Verarbeitung liefern. Um auch bei
stärkeren Gradienten Gz zu einer praktikablen Schichtdicke zu
kommen, erhält man innerhalb einer Auslesephase nur eine
recht grobe Auflösung in Richtung des Gradienten Gx. In Fig.
13 ist dies für einen Quader dargestellt. Während man in z-
Richtung durch Ausmessen von dünnen aufeinanderfolgenden
Schichten eine gute örtliche Auflösung erreichen kann, bleibt
die Auflösung in x-Richtung recht grob. In y-Richtung (also
in Richtung der Phasencodierung) kann dagegen die Auflösung
ebenfalls beliebig fein gewählt werden. Bei der Phasencodie
rung stört nämlich der gleichzeitig wirksame Gradient Gz
nicht, da es bei der Auswertung letztlich auf die Differenz
zwischen zwei aufeinander folgenden Phasencodierschritten an
kommt und somit der konstante Gradient Gz eliminiert wird.
Die Auflösung in x-Richtung kann allerdings erhöht werden,
wenn man bei einer Messung nicht eine vollständige k-Raum
zeile abtastet, sondern die Abtastung einer k-Raumzeile auf
mehrere Sequenzen verteilt. Zur Erläuterung dieses Konzepts
wird zunächst auf die übliche Art der Bildgewinnung mit zwei
dimensionaler Fourier-Transformation eingegangen.
Generell werden die gewonnenen Kernresonanzsignale in der
Kernspintomographie im Zeitbereich abgetastet, und die damit
erhaltenen numerischen Werte je Kernresonanzsignal in eine
Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen. Die Rohdatenmatrix
kann man als Meßdatenraum, im zweidimensionalen Fall als Meß
datenebene betrachten. Dieser Meßdatenraum wird in der Kern
spintomographie im allgemeinen als "k-Raum" bezeichnet. Die
für die Bilderzeugung notwendige Information über die räum
liche Herkunft der Signalbeiträge S ist in der Phaseninfor
mation codiert, wobei zwischen dem Ortsraum (also dem Bild)
und dem k-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine zwei
dimensionale Fourier-Transformation besteht. Es gilt:
Dabei gelten folgende Definitionen:
Gx = Gradient in x-Richtung
Gy = Gradient in y-Richtung
ρ = Kernspindichte
γ = gyromagnetische Konstante.
Gy = Gradient in y-Richtung
ρ = Kernspindichte
γ = gyromagnetische Konstante.
Durch schrittweise Fortschaltung des Phasencodiergradienten
erfolgt die Abtastung im k-Raum in aufeinanderfolgenden Zei
len.
Aus der so erhaltenen Rohdatenmatrix wird durch zweidimensio
nale Fourier-Transformation eine Bildmatrix gewonnen, auf
grund derer dann eine Bildrekonstruktion erfolgt.
Bei diesem üblichen Verfahren wird je Kernresonanzsignal eine
vollständige Zeile der Rohdatenmatrix abgetastet oder - an
ders ausgedrückt - eine vollständige k-Raumzeile gewonnen.
Wie oben erwähnt, hat dieses Vorgehen im hier vorliegenden
speziellen Fall allerdings den Nachteil, daß die damit mögli
che Auflösung in Richtung des Auslesegradienten, also in x-
Richtung, wesentlich geringer als die Auflösung in z-Richtung
ist, wenn der z-Gradient wesentlich größer als der x-Gradient
ist. Dies kann man allerdings dadurch umgehen, daß man beim
Auslesen jedes Kernresonanzsignals nicht mehr eine vollstän
dige k-Raumzeile, sondern jeweils nur einen Teil einer k-
Raumzeile erfaßt, und somit erst nach mehreren Messungen eine
k-Raumzeile vollständig gefüllt hat. In Fig. 14 ist für eine
Rohdatenmatrix RD schematisch angedeutet, daß beispielsweise
die erste k-Raumzeile in drei Abschnitte unterteilt ist, die
jeweils durch Abtastwerte aus drei unterschiedlichen Signalen
S1 bis S3 gefüllt sind.
Aufgrund des starken Gradienten in z-Richtung zerfällt das
Kernresonanzsignal sehr schnell, so daß man sinnvollerweise
nur mit einem kurzen Abtastfenster arbeiten kann. Um weitere
k-Raumwerte zu gewinnen, benötigt man also mehrere Scans. Da
bei werden die Kernresonanzsignale innerhalb der jeweiligen
konstant gehaltenen Abtastfenster durch unterschiedliche Vor
phasierungen unterschiedlich positioniert. Dies ist in Fig.
15 schematisch dargestellt. Zur Gewinnung des Signals S1 ist
dem Auslesegradienten Gx ein negativer Vorphasiergradient
Gxv⁻ vorangestellt, der bewirkt, daß das Signalmaximum in der
Mitte des Auslesefensters ADC positioniert wird. Damit werden
die mittleren k-Raumwerte erfaßt.
Beim Kernresonanzsignal S2 dagegen ist kein Vorphasiergra
dient vorgesehen, so daß das Ende des Signals, also die hohen
k-Raumwerte erfaßt werden. Für das Signal S3 ist schließlich
ein positiver Vorphasiergradient Gxv⁺ vorgesehen, so daß im
Auslesefenster ADC3 der Anfang des Kernresonanzsignals 53 ab
getastet wird. Dies entspricht den niedrigeren k-Raumwerten.
Damit alle Kernresonanzsignale S1 bis S3 in derselben k-Raum
zeile zu liegen kommen, muß natürlich die Phasencodierung für
alle drei Signale gleich sein. Die dargestellte Art der Meß
datengewinnung mit mehreren Kernresonanzsignalen je k-Raum
zeile ist natürlich mit einer entsprechenden Verlängerung der
Meßzeit verbunden. Sie stellt in gewisser Weise einen Mittel
weg zwischen herkömmlichen Verfahren und dem obengenannten
Single-Point-Verfahren dar. Allerdings bleibt die Meßzeitver
längerung auch in ungünstigen Fällen unter der des eingangs
genannten Single-Point-Verfahrens, da nach jeder Anregung zu
mindest mehrere k-Raumpunkte gewonnen werden.
Das Verfahren kann noch schneller gemacht werden, indem man
in einer Anregephase mehrere Schichten kurz nacheinander an
regt. Eine derartige Sequenz ist in den Fig. 6 bis 9 dar
gestellt. Dabei werden kurz hintereinander n 90°-Hochfre
quenzpulse eingestrahlt, deren Frequenzspektren so gestaffelt
sind, daß sie unter der Wirkung des permanenten Gz-Gradienten
räumlich versetzte Schichten anregen. Alle angeregten Schich
ten werden entsprechend Fig. 9 mit einem Gradienten Gy
gleich phasencodiert.
Durch n Refokussierungspulse RF2, die auf dieselben Schichten
wie die n Anregepulse RF1 wirken, werden n zeitlich getrennte
Spinechos S erzeugt, die gemäß Fig. 8 unter Auslesegradien
ten Gx wechselnden Vorzeichens ausgelesen werden. Die darge
stellte Sequenz wird m-mal wiederholt, bis die gesamte Roh
datenmatrix oder - anders ausgedrückt - der gesamte k-Raum
gefüllt ist. Mit dieser Sequenz wird nicht nur die Datenauf
nahme beschleunigt, sondern man erreicht auch längere Echo
zeiten. Dies wird im folgenden näher erläutert:
Bei der vorher beschriebenen Sequenz nach den Fig. 2 bis 5 wird man im allgemeinen die Echozeit, d. h. also die Zeit zwi schen Anregepuls RF1 und Signal S so kurz wie möglich halten, um eine möglichst schnelle Sequenzabfolge zu erzielen. Damit erhält man jedoch nur einen schwachen T2-Kontrast, was für bestimmte Anwendungsfälle den diagnostischen Wert der Sequenz einschränkt. Wenn man jedoch wie beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 6 bis 9 gleich mehrere Schichten kurz nach einander anregt, kann man längere Echozeiten TE realisieren. Die Anzahl der Schichten, die innerhalb einer Echozeit TE angeregt werden, bestimmt die Länge dieser Echozeit TE und ermöglicht es somit, jeden T2-Kontrast einzustellen. Die Ge samtmeßzeit wird dadurch nicht verlängert, allerdings sinkt die Signalamplitude mit wachsender Echozeit TE.
Bei der vorher beschriebenen Sequenz nach den Fig. 2 bis 5 wird man im allgemeinen die Echozeit, d. h. also die Zeit zwi schen Anregepuls RF1 und Signal S so kurz wie möglich halten, um eine möglichst schnelle Sequenzabfolge zu erzielen. Damit erhält man jedoch nur einen schwachen T2-Kontrast, was für bestimmte Anwendungsfälle den diagnostischen Wert der Sequenz einschränkt. Wenn man jedoch wie beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 6 bis 9 gleich mehrere Schichten kurz nach einander anregt, kann man längere Echozeiten TE realisieren. Die Anzahl der Schichten, die innerhalb einer Echozeit TE angeregt werden, bestimmt die Länge dieser Echozeit TE und ermöglicht es somit, jeden T2-Kontrast einzustellen. Die Ge samtmeßzeit wird dadurch nicht verlängert, allerdings sinkt die Signalamplitude mit wachsender Echozeit TE.
Auch bei der Pulssequenz nach den Fig. 6 bis 9 kann man
die Signalgewinnung für eine k-Raumzeile auf mehrere Sequenz
repetitionen verteilen. Dies ist in Fig. 17 dargestellt. Zur
Gewinnung der mittleren k-Raumwerte wird vor den Auslesegra
dienten Gx ein negativer Vorphasiergradient Gxv geschaltet.
Wie bereits im Zusammenhang mit Fig. 8 ausgeführt, alter
niert dann das Vorzeichen des Gradienten Gx. Alle Signale
unter diesen Gradienten liegen zentrisch im zugehörigen Ab
tastintervall ADC, so daß die mittleren k-Raumbereiche erfaßt
werden. In einer späteren Sequenzrepetition wird beispiels
weise ein positiver Vorphasiergradient Gxv⁺ geschaltet, so
daß in den Abtastfenstern der Anfang jedes Kernresonanzsi
gnals zu liegen kommt und damit niedrigere k-Raumwerte erfaßt
werden. Es ist selbstverständlich möglich, durch mehrere
unterschiedliche Vorphasiergradienten die k-Raumzeilen auf zu
spalten.
Voraussetzung für die Anwendung des beschriebenen Verfahrens
ist es, daß das Magnetfeld in z-Richtung zumindest monoton,
am besten jedoch linear verläuft. Ein nicht-linearer Verlauf
hätte den Nachteil, daß bei gleicher Breite der Frequenz
spektren der Anregepulse die angeregte Schichtdicke nicht
konstant wäre. Bei dem als bekannt vorausgesetzten Verlauf
des Magnetfeldes könnte dies allerdings durch entsprechende
Dimensionierung der Frequenzspektren der Hochfrequenzpulse
kompensiert werden. Ein weiteres Problem besteht allerdings
darin, daß man wohl nicht davon ausgehen kann, daß der durch
die Inhomogenität hervorgerufene Gradient Gz in x- und y-
Richtung betrachtet konstant ist. Der so gewonnene dreidimen
sionale Datensatz im Ortsbereich enthält zwar keine Verzeich
nungen in der x,y-Ebene, die z-Schichten sind jedoch nicht
planar, sondern ordnen sich wie Zwiebelschalen aneinander.
Dies ist in Fig. 17 schematisch dargestellt. Um diese Ver
zerrungen zu kompensieren, also planare Schichten zu erhal
ten, müssen die einzelnen Pixel entsprechend Fig. 17 umsor
tiert werden. Da die Fehlpositionierung aufgrund der bekann
ten Magnetfeldinhomogenität rechnerisch ermittelt werden
kann, ist dies mit relativ einfachen Rechenroutinen möglich.
Mit der beschriebenen Anordnung können die Kosten für eine
MR-Anlage gering gehalten werden. Im Ausführungsbeispiel sind
nur ein Magnetpol und zwei Gradientenspulen erforderlich. Ein
entscheidender Vorteil für interventionelle Anwendungen be
steht in der guten Zugänglichkeit zum Patienten. Im Gegensatz
zu allen bekannten Anordnungen ist eine völlig freie Zugäng
lichkeit zum Patienten von oben und von der Seite gegeben.
Mit der dargestellten Pulssequenz ist es möglich, bei ver
tretbaren Meßzeiten Bilder in ausreichender Qualität zu er
halten.
Claims (7)
1. Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit vorge
gebener, zeitlich konstanter Inhomogenität in einer ersten
Raumrichtung (z) mit folgenden Schritten:
- a) Anregen einer zur ersten Raumrichtung (z) im wesent lichen senkrechten Schicht mit einem frequenzselek tiven ersten Hochfrequenzpuls (RF1) in einer Anrege phase
- b) Rephasieren der angeregten Kernspins durch einen zweiten Hochfrequenzpuls (RF2)
- c) Auslesen eines Kernresonanzsignals in Form eines Spinechosignals (S) unter einem Gradienten (Gx) in einer zweiten Richtung (x)
- d) Einschalten eines Phasencodiergradienten (Gy) in einer dritten Richtung (y) zwischen Anregung und Auslesen des Kernresonanzsignals (S)
- e) n-fache Wiederholung der Schritte a) bis d) mit unterschiedlichen Werten des Phasencodiergradienten (Gy)
- f) Abtasten jedes gewonnenen Kernresonanzsignals (S) in einem Auslesefenster (ADC) und Eintragen der Abtast werte in eine Zeile einer Rohdatenmatrix im k-Raum.
2. Pulssequenz nach Anspruch 1, dadurch ge
kennzeichnet, daß das Frequenzspektrum des
des ersten Hochfrequenzpulses (RF1) derart gewählt wird, daß
in Verbindung mit der vorgegebenen Inhomogenität in der er
sten Raumrichtung (z) eine Schichtdicke
ist, wo
bei Gx der Gradient in der zweiten Richtung, Gz die Inhomoge
nität des Magnetfeldes in der ersten Richtung und Δx die
räumliche Auflösung in der zweiten Richtung (x) innerhalb
einer Auslesephase ist.
3. Pulssequenz nach Anspruch 2, dadurch ge
kennzeichnet, daß zum Füllen jeder Zeile im k-
Raum mehrere Kernresonanzsignale (S) gewonnen werden, aus
denen jeweils unterschiedliche Werte in der jeweiligen k-
Raumzeile erfaßt werden.
4. Pulssequenz nach Anspruch 3, dadurch ge
kennzeichnet, daß bei gleichbleibender Lage
des Auslesefensters (ADC) in Bezug auf die Anregung unter
schiedliche Werte des Kernresonanzsignals (S) im k-Raum da
durch gewonnen werden, daß durch Änderung einer Vorphasierung
in der zweiten Richtung (x) die Lage des Kernresonanzsignals
(S) im Auslesefenster (ADC) verschoben wird.
5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da
durch gekennzeichnet, daß in der An
regephase entsprechend Schritt a) mehrere zueinander paralle
le Schichten zeitlich versetzt durch Hochfrequenzpulse (RF1)
mit unterschiedlichen Frequenzen angeregt werden und daß in
Schritt c) unter einem Gradienten (Gx) in der zweiten Rich
tung (x) mit wechselnder Polarität zeitlich versetzte Kern
resonanzsignale (S) auftreten.
6. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die
Inhomogenität des Magnetfeldes in Richtungen senkrecht zur
ersten Richtung nicht konstant ist, dadurch ge
kennzeichnet, daß nach Gewinnung eines drei
dimensionalen Datensatzes nach Messung mehrerer Schichten zur
Kompensation der räumlichen Verzerrung eine Umsortierung der
Daten in der ersten Richtung erfolgt.
7. Vorrichtung zur Ausführung einer Pulssequenz nach einem
der Ansprüche 1 bis 6, gekennzeichnet durch folgende Merk
male:
- - einen Magneten mit einer Polplatte (2),
- - ein erste Gradientenspule (7) zur Erzeugung eines Magnet feldgradienten in einer ersten Richtung (x) parallel zur Polplatte (2),
- - eine zweite Gradientenspule (7) zur Erzeugung eines Ma gnetfeldgradienten in einer zweiten Richtung (y) parallel zur Polplatte (2) und senkrecht zur ersten Richtung (y),
- - eine Hochfrequenzantenne (4) und eine Hochfrequenzeinheit (10) zum Anregen von Kernspins und zum Empfang von Kern resonanzsignalen (S)
- - eine Auswerteeinheit (12) zur Erstellung von Bilddaten aus den empfangenen Kernresonanzsignalen
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