DE19750638A1

DE19750638A1 - Überschneidungs-Mehrschnitt-Magnetresonanzabbildungs-Datenerfassungsverfahren

Info

Publication number: DE19750638A1
Application number: DE19750638A
Authority: DE
Inventors: Stephen G Hushek
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1996-12-30
Filing date: 1997-11-14
Publication date: 1998-07-02
Also published as: JPH10295670A; US5749834A

Description

Die Erfindung betrifft Kernmagnetresonanz-Abbildungsverfahren und Systeme. Insbesondere betrifft die Erfindung die Erfas sung von Magnetresonanzabbildungs-Daten aus mehrfachen sich überschneidenden Schnitten.

Wenn eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßi gen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt wird, versu chen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Ge webe sich mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, weisen jedoch eine Präzession in zufälliger Anordnung an ihrer cha rakteristischen Larmorfrequenz auf. Wird die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das sich in der X-Y-Ebene und nahe an der Larmorfrequenz be findet, kann das Netz-ausgerichtete Moment M_z in die X-Y- Ebene gedreht oder gekippt werden, um ein Netz-transversales magnetisches Moment M_t zu erzeugen. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, und nach der Anregung hört das Signal B₁ auf, wobei dieses Signal zur Ausbildung eines Bildes empfangen und verarbeitet werden kann.

Bei der Verwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern werden magnetische Feldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, bei denen diese Gradienten sich entsprechend dem speziellen verwendeten Lokalisierungsverfah ren verändern. Der resultierende Satz von empfangenen kernma gnetischen Resonanzsignalen (NMR-Signalen) wird digitalisiert und zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung einer vie ler bekannter Rekonstruktionsverfahren verarbeitet.

Die Erfindung wird ausführlich bezüglich einer Variante des bekannten Fourier-Transformations-(FT-)Abbildungsverfahrens beschrieben, das häufig als Spinverdrehung (Spin Warp) be zeichnet wird. Das Spinverdrehungsverfahren ist in einer Druckschrift mit dem Titel "Spin Warp NMR Imaging and Appli cations to Human Whole-Body Imaging", von W.A. Edelstein et al., in Physics in Medicine and Biology, Band 25, Seiten 751 bis 756 (1980) erörtert. Bei diesem Verfahren dient ein va riabler Amplituden-Phasencodierungs-Magnetfeld- Gradientenimpuls vor der Erfassung der NMR-Spin-Echo-Signalen zur Phasencodierung von Ortsinformationen in der Richtung dieses Gradienten. Bei einer zweidimensionalen Implementation (2DFT) werden beispielsweise Ortsinformationen in einer Rich tung durch Anwenden eines Phasencodierungsgradienten (G_y) entlang dieser Richtung codiert, und dann wird ein Spin-Echo- Signal in Anwesenheit eines Auslese-Magnetfeldgradienten (G_x) in einer Richtung orthogonal zu der Phasencodierungsrichtung erfaßt. Der während der Spin-Echo-Erfassung vorhandene Ausle se-Gradient codiert Ortsinformationen in der orthogonalen Richtung. Bei einer typischen 2DFT-Impulsfolge wird die Größe des Phasencodierungs-Gradientenimpulses G_y in der Folge von Ansichten inkrementiert (ΔG_y), die während der Abtastung zur Erzeugung eines Satzes von NMR-Daten erfaßt werden, aus denen ein Gesamtbild rekonstruiert werden kann.

Bei der magnetresonanzgeführten Therapie wird eine Magnetre sonanz-(MR-)Abbildung zur Unterstützung bei der Beaufschla gung des Gewebes mit therapeutischer Energie verwendet. Der artige Verfahren sind beispielsweise in der US-A-5 526 814 und der US-A-5 443 068 beschrieben. Zusätzlich zu dem Erfor dernis einer schnellen nahezu Echtzeit-Erzeugung von Bildern erfordert diese Verwendung der Magnetresonanzabbildung (MRI) eine Visualisierung der maximalen Gewebemenge in dem betrof fenen Volumen. Schnelle Einzelschnitt-Erfassungsverfahren liefern keine Informationen über das Gewebe außerhalb des Schnitts. Dies ist ein Nachteil für die effektive Therapie steuerung, da die Energie, ob von Lasern, fokussiertem Ultra schall oder Cryotherapie, sich durch das Gewebe in einem dreidimensionalen Muster verbreitet. Die Ausbreitung der Energie wird durch das Energieabsorptionsprofil und die dyna mischen thermischen Eigenschaften des Gewebes bestimmt. Alle relevanten Parameter sind heterogen und diese Parameter wer den sich während des Verlaufs der Therapie ändern. Um die Wirksamkeit der Behandlung zu maximieren und die Patientensi cherheit zu optimieren, ist somit eine Visualisierung soviel von der Energieverteilung in dem Gewebe wie möglich wün schenswert. Jedoch ist eine erhöhte Abdeckung auf Kosten ei ner merklich verringerten zeitlichen Auflösung bei dieser An wendung nicht annehmbar, wo die visuellen Informationen nahe zu in Echtzeit bereitgestellt werden müssen.

In der Vergangenheit wurden orthogonale Mehrschnitt-Bilder durch Veränderung der Schnittauswahl-, Phasencodierungs- und Lesegradienten für jede Meßimpulsfolge erfaßt. Jedoch sind die Spins, die sich in zwei oder mehreren der Schnitte befin den, für beide Schnitte dem RF-Anregungsimpuls ausgesetzt, woraus sich eine Sättigung an der Schnittüberkreuzung ergibt. Die resultierenden Bilder weisen Sättigungsbänder, normaler weise schwarze Bänder entlang des Bereichs bzw. der Fläche auf, in dem der Bildschnitt einen oder mehrere der anderen Bildschnitte überschneidet.

Ein Verfahren zur Beseitigung der Sättigungsbänder besteht in der Auswahl von Schnitten, die sich außerhalb des in Frage kommenden Gebiets überschneiden. Dadurch werden zwei oder mehrere nicht parallele Schnitte ermöglicht, die nebeneinan der bzw. gleichzeitig abzubilden sind. Allerdings begrenzt das Erfordernis, daß die Schnitte sich außerhalb des in Frage kommenden Gebiets überschneiden sollen, stark die Ebenen bzw. Flächen, die ausgewählt werden können.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zum Betreiben eines Magnetresonanz-Abbildungssystems auszuge stalten, um kernmagnetische Resonanzdaten von einem in Frage kommenden Gebiet schnell zu erfassen und eine Vielzahl von Schnittbildern zu rekonstruieren, die sich innerhalb des in Frage kommenden Gebiets überschneiden. Das heißt, mehrfache sich überschneidende Schnitte über das in Frage kommende Ge biet hinweg, werden aufeinanderfolgend mit selektiven Hoch frequenz-(RF-)Anregungsimpulsen angeregt, wobei jeder Impuls einen Kippwinkel von weniger als 90° aufweist, ein nicht selektiver RF-Nachfokussierimpuls wird zur Nachfokussierung der transversalen Magnetisierung in allen überschneidenden Schnitten angelegt, und kernmagnetische Resonanz-(NMR-)Echo- Signale von allen aufeinanderfolgenden Schnitten werden in der inversen Reihenfolge erfaßt, mit der sie angeregt wurden. Ein Merkmal dieser Erfindung ist die Auswahl von Kippwinkeln für die RF-Anregungsimpulse derart, daß die zusammengesetzte Anregungskombination an den Linien der Überschneidung der Schnitte im wesentlichen die gleichen Signalintensitäten er zeugt, die bei sich nicht überschneidenden Gebieten der Schnitte erzeugt werden.

Eine allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht in der Erfas sung von NMR-Daten für vielfache sich überschneidende Schnit te ohne wesentliche Erhöhung der Abtastzeit. Es werden viel fache Spin-Echo-Signale in jeder Impulsfolge durch wahlweise bzw. selektive Anregung jedes Überschneidungsschnitts und dann durch nicht-wahlweise bzw. nicht-selektive Nachfokussie rung ihrer transversalen Magnetisierung erfaßt.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Erzeugung von Bildern, bei denen die Sättigungslinien an der Über schneidung der Schnitte minimiert sind. Durch geeignete Aus wahl der Kippwinkel für jeden RF-Anregungsimpuls können die Sättigungslinien beseitigt werden. Beispielsweise erzeugt die Verwendung von 60°-RF-Anregungsimpulsen für zwei sich über schneidende Flächen einen zusammengesetzten Kippwinkel an der Überschneidungslinie von 120°. Dadurch wird im wesentlichen das gleiche Signal wie bei einem 60°-Kippwinkel erzeugt, da die Signalintensität proportional zum Sinus des Kippwinkels ist, wobei gilt sin 60° = sin 120°. Somit ist die Überschnei dungslinie gleich bezüglich der Intensität mit dem Rest des Schnitts, wodurch das Hauptbedenken bezüglich gleichzeitiger Anregung von Überschneidungsschnitten ausgeräumt wird. Dieses Prinzip kann auf die Anregung von drei orthogonalen Schnitten auf Kosten einer zentralen Signallücke an dem Überschnei dungspunkt aller drei Flächen ausgedehnt werden, wo die Anre gungsimpulse zur Erzeugung eines Kippwinkels von 180° zusam mengesetzt sind.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie len unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung ausführ lich beschrieben.

Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines MRI-Systems, bei dem die Er findung angewendet wird,

Fig. 2 eine graphische Darstellung einer bevorzugten Impuls folge, die durch das MRI-System in Fig. 1 zur Ausübung der Erfindung ausgeführt wird, und

Fig. 3 eine bildliche Darstellung von zwei sich überschnei denden Schnitten.

In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magne tresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einem Bedienpult 100 aus gesteuert, das eine Tastatur und ein Steu erpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 aufweist. Das Pult 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das einer Bedienungsperson die Steuerung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Diese beinhalten eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralverarbeitungs einrichtung (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bildda tenarrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speiche rung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit ei ner separaten Systemsteuereinrichtung 122.

Die Systemsteuereinrichtung 122 beinhaltet einen Satz von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine ver bunden sind. Diese beinhalten eine Zentralverarbeitungsein richtung (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121, die mit dem Bedienpult 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die System steuereinrichtung 122 Befehle von der Bedienungsperson, die die Abtastabfolge anzeigen, die durchzuführen ist. Die Impul serzeugungseinrichtung 122 betätigt bzw. steuert die System komponenten zur Ausführung der Abtastfolge. Sie erzeugt Da ten, die den Zeitverlauf, die Stärke und Form der Hochfre quenzimpulse (RF-Impulse), die zur erzeugen sind, und den Zeitverlauf und die Länge des Datenerfassungsfensters anzei gen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127 verbunden, um den Zeitverlauf und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gra dientenimpulse anzuzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Anzahl verschiedener Sensoren empfängt, die mit dem Patienten ver bunden sind, wie EKG-Signale von Elektroden oder Atmungs signalen von der Lunge. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 verbun den, die Signale von der therapeutischen Vorrichtung (nicht gezeigt) empfängt, die zur Behandlung des Patienten verwendet wird. Diese Signale synchronisieren die Erfassung von kernma gnetischen Resonanzbilddaten (NMR-Bilddaten) mit dem verwen deten Behandlungsablauf. Auch empfängt ein Patientenpositio nierungssystem 134 über die Abtastraum- Schnittstellenschaltung 133 Befehle zur Bewegung des Patien ten an die gewünschte Position.

Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gra dientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersy stem 127 aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern angelegt. Jeder Gra dientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeu gung der Magnetfeldgradienten, die zur Positionscodierung er faßter Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanord nung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, in der ein Polarisationsmagnet 140 und eine Ganzkörperhochfrequenz spule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 enthalten sind. Eine Sen deempfangseinrichtung 150 in der Systemsteuereinrichtung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenzverstärker (RF- Verstärker) 151 verstärkt und durch einen Sende- /Empfangsschalter 154 mit der RF-Spule 152 verknüpft werden. Die resultierenden Signale, die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlt werden, können durch die gleiche Hochfrequenzspule 152 erfaßt und über den Sende- /Empfangsschalter 154 mit einem Vorverstärker 153 verbunden werden. Die verstärkten NMR-Signale werden demoduliert, ge filtert und in dem Empfangsabschnitt der Sendeempfangsein richtung 150 digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 gesteuert, um den RF-Verstärker 151 mit der Spule 152 während des Übertragungsmodus bzw. Sendemodus und den Vorverstärker 153 während des Empfangsmodus zu verbinden. Der Sende- /Empfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule entweder in dem Sende- oder dem Empfangs modus.

Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sendeempfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuereinrichtung 122 übertragen. Wenn die Abtastung abgeschlossen ist und ein gesamtes Array von Daten in der Speichereinrichtung 160 er faßt wurde, arbeitet eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 zur Fourier-Transformation der Daten in ein Array von Bildda ten. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 dem Computersystem 107 zugeführt, wo sie auf dem Plattenspei cher 111 gespeichert werden. Im Ansprechen auf von dem Be dienpult 100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert oder durch die Bildverarbei tungseinrichtung 106 weiter verarbeitet und dem Bedienpult 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden.

Für eine ausführlichere Beschreibung der Sendeempfangsein richtung 150 wird auf die US-A-4 952 877 und die US-A-4 992 736 verwiesen, die hier als Referenz aufgeführt sind.

In Fig. 2 ist ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Impuls folge dargestellt. Eine unter Verwendung dieser Impulsfolge durchgeführte Abtastung erfaßt NMR-Daten, aus denen zwei Bil der rekonstruiert werden können, die Spins in zwei aufeinan der senkrecht stehenden Schnitten beschreiben. Diese Schnitte sind in Fig. 3 gezeigt, wobei ein erster Schnitt 200 in einer x-z-Ebene und ein zweiter Schnitt 202 in einer x-y-Ebene an geordnet ist. Die zwei Schnitte 200 und 202 schneiden sich bei 204, wobei diese Überschneidung 204 auf die gleiche In tensität in den rekonstruierten Bildern gebracht werden kann, indem eine geeignete Auswahl von in der Impulsfolge in Fig. 2 verwendeten Kippwinkeln getroffen wird.

Gemäß Fig. 2 regt die Impulsfolge die Spins in den jeweiligen Schnitten 200 und 202 separat an. Ein erster Schnittauswahl gradientenimpuls 206 wird durch den G_y-Gradienten erzeugt und ein selektiver RF-Anregungsimpuls 208 wird zur Erzeugung ei ner transversalen Magnetisierung in dem ersten Schnitt 200 angelegt. Wie bekannt, werden die Frequenz und Bandbreite des RF-Impulses 208 zur richtigen Lokalisation des Schnitts 200 entlang der y-Achse und zur Anregung der gewünschten Schnitt dicke ausgewählt. Erfindungsgemäß wird der Kippwinkel des RF- Impulses 208 derart ausgewählt, daß die Überschneidung 204 auf gleicher Intensität gehalten wird, wobei bei diesem Aus führungsbeispiel der Kippwinkel auf 60° eingestellt wird. Die Spins werden dann auf herkömmliche Art durch einen Neu- Abstimmungs-Gradientenimpuls 210 neu abgestimmt und die transversale Magnetisierung im Schnitt 200 wird durch einen Gradientenimpuls 212 phasencodiert, der durch den G_z- Gradienten erzeugt wird. Wie bekannt, wird der Phasencodie rungsimpuls 212 über eine Folge von Werten während der Abta stung gestuft, um einen k-Raum entlang der z-Achse abzuta sten.

Der zweite Schnitt 202 wird dann durch Anlegen eines zweiten Schnittauswahl-Gradientenimpulses 214 angeregt, der durch den G_z-Gradienten erzeugt wird. Ein zweiter RF-Anregungsimpuls 216 wird gleichzeitig angelegt, und seine Frequenz und Band breite werden zur Auswahl des Schnitts 202 an dem gewünschten Ort entlang der z-Achse und mit der geeigneten Dicke ausge wählt. Der Kippwinkel des zweiten RF-Anregungsimpulses 216 ist auch 60° und infolgedessen werden die Spins an der Über schneidung 204 der zwei Schnitte 200 und 202 um im ganzen 120° permutiert. Dadurch wird ein NMR-Signal der gleichen In tensität wie bei dem 60°-Kippwinkel erzeugt. Die transversale Magnetisierung in dem zweiten Schnitt 202 wird dann durch ei nen Gradientenimpuls 218 phasencodiert, der durch den G_y- Gradienten erzeugt wird.

Die Phase der Spinpräzession in beiden Schnitten 200 und 202 wird durch einen nicht-selektiven RF-Nachfokussierimpuls 220 nachfokussiert. Diesem Nachfokussierimpuls 220 geht ein Brechgradientenimpuls 222 voraus und diesem Nachfokussierim puls 220 folgt ein Brech-Gradientenimpuls 224. Der Brechgra dientenimpuls 224 bringt den freien Induktionsabfall aus der Phase, der nach dem RF-Impuls 220 auftritt. Der Brechgradien tenimpuls 222 balanciert den Brechgradientenimpuls 224 aus und hält die Phasenkohärenz in dem Schnitt aufrecht. Der Brechgradientenimpuls 222 enthält den negativen Neu- Abstimmungsimpuls, der normalerweise dem Schnittauswahl- Gradientenimpuls 214 folgt. Der RF-Nachfokussierimpuls 220 ist nicht selektiv und fokussiert somit Spinphasen in beiden Schnitten 200 und 202 nach.

Infolgedessen werden die Spins in dem zweiten Schnitt 202 nachfokussiert und erzeugen ein erstes Echo-Signal 226, und die Spins in dem ersten Schnitt 200 werden nachfokussiert und erzeugen ein zweites Echo-Signal 228. Das erste Echo-Signal 226 wird in Anwesenheit eines Auslese-Gradientenimpulses 230 erfaßt, der durch den G_x-Gradienten erzeugt wird, und das zweite Echo-Signal 228 wird in Anwesenheit eines zweiten Aus lese-Gradientenimpulses 232 erfaßt, der auch von dem G_x- Gradienten erzeugt wird. Ein Phasenverschiebungs- Gradientenimpuls 234 wird unter Verwendung des G_x-Gradienten erzeugt, um den k-Raum entlang der x-Achse während des Ausle sens von NMR-Daten für den ersten Schnitt 200 geeignet abzu tasten, und ein zweiter Phasenverschiebungs-Gradientenimpuls 236 wird unter Verwendung des G_x-Gradienten erzeugt, um den k-Raum entlang der x-Achse während des Auslesens von NMR- Daten für den zweiten Schnitt 202 geeignet abzutasten. Der Phasenverschiebungs-Gradientenimpuls 236 weist die Hälfte der Größe des Gradientenimpulses 234 und die Hälfte der Größe der Auslese-Gradientenimpulse 230 und 232 auf.

Der G_y-Gradientenimpuls 238 weist die gleiche Größe wie der Phasencodierungsimpuls 218 auf und dient zum Umspulen oder Neuabstimmen der Spinmagnetisierung, wie es in der US-A-4 665 365 beschrieben ist. Der G_y-Gradientenimpuls 240 bringt die Netz-transversale Magnetisierung aus der Phase oder zerstört sie, die nach dem Auslesen des zweiten Echo-Signals 228 ver bleibt. Der G_z-Gradientenimpuls 242 ist gleich der Hälfte des Schnittauswahl-G_z-Impulses 214, der folgt, und hält die Pha senkohärenz in dem Schnitt 200 aufrecht, so daß alle G_z- Gradientenimpulse außer dem Phasencodierungs-Gradientenimpuls 212 gelöscht werden.

Für den Fachmann ist es offensichtlich, daß durch die Lokali sierung der Überschneidung 204 der zwei Schnitte 200 und 202 am Ziel des therapeutischen Vorgehens die Ergebnisse der The rapie in zwei Ebenen überwacht werden können. Somit werden zusätzliche Informationen praktisch ohne Verringerung der zeitlichen Auflösung geliefert, obwohl sich eine geringfügige Verringerung im Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) der Bilder aufgrund der geringeren Kippwinkel ergibt, die verwendet wer den.

Ferner kann beispielsweise auch ein dritter Überschneidungs schnitt beobachtet werden. Bei einem derartigen Fall wird ein G_x-Schnittauswahl-Gradientenimpuls zusammen mit einem dritten selektiven 60°-Hochfrequenz-Anregungsimpuls verwendet. Die drei resultierenden Bilder weisen die gleiche Intensität au ßer an dem einzigen Ort auf, wo sich alle drei Schnitte über schneiden. An diesem Ort sind die Spins um 180° gekippt, so daß eine Lücke in dem Bild erzeugt wird.

In einem MRI-System wird eine Abtastung zur Erfassung von Da ten durchgeführt, aus denen Mehrfach-Überschneidungs- Schnittbilder rekonstruiert werden. Während jeder Impulsfolge werden die Schnitte separat und selektiv zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung angeregt, und diese Magnetisie rung wird insgesamt durch einen einzelnen nicht-selektiven Nachfokussierimpuls nachfokussiert, der ein Echo-Signal für jedes Schnittbild erzeugt. Die Kippwinkel der Anregungsimpul se werden zur Beseitigung von Sättigungslinien an den Schnittüberschneidungen ausgewählt.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung von Mehrfach-Schnittbildern mit einem Magnetresonanz-Abbildungssystem, das einen Gegenstand in mehrfachen Ebenen darstellt, die sich innerhalb eines in Frage kommenden Gebiets überschneiden, mit den Schritten:

a) Erzeugen einer Folge von Schnittauswahl-Magnetfeld- Gradientenimpulsen entsprechend den mehrfachen Ebenen,
b) Erzeugen einer entsprechenden Folge von selektiven Hochfrequenz-Anregungsimpulsen, die eine transversale Magne tisierung in jeder der mehrfachen Ebenen erzeugen, gleichzei tig mit den Schnittauswahl-Magnetfeld-Gradientenimpulsen,
c) Erzeugen von Phasencodierungs-Magnetfeld- Gradientenimpulsen für jede der mehrfachen Ebenen,
d) Erzeugen eines nicht-selektiven Hochfrequenz- Nachfokussierimpulses, der die transversale Magnetisierung in allen mehrfachen Ebenen zu einer Folge von Echo-Signal-Zeiten nachfokussiert,
e) Erzeugen eines Auslese-Magnetfeld-Gradientenimpulses zu jeder der Echo-Signal-Zeiten,
f) Erfassen eines Echo-Signals für jede der mehrfachen Ebenen,
g) Wiederholen der Schritte a) bis f), bis Echo-Signale für eine vorausgewählte Anzahl von verschiedenen Phasencodie rungen erfaßt sind, und
h) Rekonstruieren eines Schnittbildes für jede der mehr fachen Ebenen unter Verwendung der entsprechenden erfaßten Echo-Signale,
wobei die Kippwinkel der Hochfrequenz-Anregungsimpulse derart ausgewählt werden, daß die Echo-Signal-Intensität an den Überschneidungen der mehrfachen Ebenen einen vorausge wählten Pegel bezüglich der Echo-Signal-Intensität über die mehrfachen Ebenen hinweg aufweist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Kippwinkel der Hochfrequenz-Anregungsimpulse derart ausgewählt werden, daß die Echo-Signal-Intensität an den Überschneidungen der mehr fachen Ebenen im wesentlichen die gleiche wie die Echo- Signal-Intensität über die mehrfachen Ebenen hinweg ist.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei zwei Überschnei dungsebenen vorhanden sind und der Hochfrequenz- Anregungsimpuls für jede der zwei Überschneidungsebenen einen Kippwinkel von im wesentlichen 60° aufweist.

4. Verfahren nach Anspruch 2, wobei drei Überschnei dungsebenen vorhanden sind und der Hochfrequenz- Anregungsimpuls für jede der drei Überschneidungsebenen einen Kippwinkel von im wesentlichen 60° aufweist.