DE19922461A1 - Verfahren zum Betreiben eines Kernresonanztomographen - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines Kernresonanztomographen mit einem Unterdrücken von Bildartefakten, die durch störende Kernspins hervorgerufen werden, wobei eine Quermagnetisierung in einem interessierenden Raumbereich durch Anlegen eines schichtselektiven HF-Anregungsfeldpulses an Kernspins in Gegenwart von einem ersten Magnetfeldgradienten und einem polarisierenden Magnetfeld erzeugt wird und wobei nachfolgend durch einen schichtselektiven HF-Refokussierungspuls in Verbindung mit einem Magnetfeldgradienten ein Spin-Echo erzeugt wird. DOLLAR A Erfindungsgemäß wird das Verfahren so durchgeführt, daß außerhalb wenigstens eines zu untersuchenden Zielvolumens die Quermagnetisierung nach Anlegen des HF-Anregungsfeldpulses durch wenigstens einen zusätzlichen ortsselektiven HF-Puls gestört wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines Kernresonanztomographen mit einem Unterdrücken von Bildartefakten, die durch störende Kernspins hervorgerufen werden, wobei eine Quermagnetisierung in einem interessierenden Raumbereich durch Anlegen eines schichtselektiven HF-Anregungsfeldpulses an Kernspins in Gegenwart von einem ersten Magnetfeldgradienten und einem polarisierenden Magnetfeld erzeugt wird und wobei nachfolgend durch einen schichtselektiven HF- Refokussierungspuls in Verbindung mit einem Magnetfeldgradienten ein Spin-Echo erzeugt wird.

Die Kernresonanztomographie wird dazu eingesetzt, eine spektroskopische Information über eine Substanz zu erhalten. Eine Kombination der kernmagnetischen Resonanztomographie mit Techniken der Magnetresonanz- Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI) ergibt ein räumliches Bild der chemischen Zusammensetzung der Substanz.

Bei der Kernresonanztomographie werden Atomkerne, welche ein magnetisches Moment besitzen, durch ein extern angelegtes Magnetfeld ausgerichtet. Dabei führen die Kerne um die Richtung des Magnetfeldes eine Präzessions-Bewegung mit einer charakteristischen Kreisfrequenz (Larmor- Frequenz) aus. Die Larmor-Frequenz hängt von der Stärke des magnetischen Feldes und von den magnetischen Eigenschaften der Substanz, insbesondere der gyromagnetischen Konstante χ des Kerns ab. Die gyromagnetische Konstante χ ist eine für jede Atomart charakteristische Größe. Die Atomkerne weisen ein magnetisches Moment µ = χ × p auf, wobei p den Spin des Kerns bezeichnet.

Eine zu untersuchende Substanz, beziehungsweise eine zu untersuchende Person, werden bei der Kernresonanztomographie einem gleichförmigen Magnetfeld unterworfen. Das gleichförmige Magnetfeld wird auch als Polarisationsfeld B_o und die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes als z-Achse bezeichnet. Die individuellen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe präzedieren mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz zu der Achse des gleichförmigen Magnetfeldes.

Ein Nettomagnetmoment M_z wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, wobei jedoch die zufällig orientierten Magnetkomponenten in der Ebene senkrecht hierzu (x-y-Ebene) einander aufheben. Nach Anlegen des gleichförmigen Magnetfeldes wird zusätzlich ein Anregungsfeld B₁ erzeugt. Das Anregungsfeld B₁ ist in der x-y-Ebene polarisiert und weist eine Frequenz auf, die nahe an der Larmor-Frequenz liegt. Hierdurch kann das Nettomagnetmoment M_z in die x-y-Ebene gekippt werden, so daß ein quermagnetisches Moment M_t entsteht. Das quermagnetische Moment M_t rotiert in der x-y-Ebene.

Durch eine zeitliche Variation des Anregungsfeldes können verschiedene zeitliche Abfolgen des quermagnetischen Moments M_t erzeugt werden.

Insbesondere in der medizinischen Forschung besteht ein Bedürfnis, Informationen über anatomische Strukturen, räumliche Verteilungen von Substanzen ebenso wie über die Gehirnaktivität oder im weiteren Sinne Informationen über Blutfluß oder Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen in tierischen und menschlichen Organen zu erlangen.

Eine schnelle Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI) und Magnetresonanzspektroskopie (Magnetic Resonance Spectroscopy - MRS) machen es möglich, eine regionale Hämodynamik mit Veränderungen in Blutvolumina und Blutzuständen sowie Änderungen des Stoffwechsels in vivo in Abhängigkeit von einer Gehirnaktivität zu untersuchen, siehe: S. Posse et. al.: Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996; p. 76-88.

Durch NMR-Bildgebungsmethoden werden Schichten oder Volumina selektiert, die unter dem geeigneten Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und dem Anlegen von magnetischen Gradientenfeldern ein Meßsignal liefern, welches digitalisiert und in einem zwei- oder dreidimensionalen Feld im Meßcomputer gespeichert wird.

Aus den aufgenommenen Rohdaten wird durch eine zwei- oder dreidimensionale Fourier-Transformation die gewünschte Bildinformation gewonnen (rekonstruiert).

Ein rekonstruiertes Schichtbild besteht aus Pixeln, ein Volumendatensatz aus Voxeln. Ein Pixel ist ein zweidimensionales Bildelement, beispielsweise ein Quadrat. Das Bild ist aus den Pixeln zusammengesetzt. Ein Voxel ist ein dreidimensionales Volumenelement, beispielsweise ein Quader, der - meßtechnisch bedingt - keine scharfen Grenzen aufweist. Die Abmessungen eines Pixels liegen in der Größenordnung von 1 mm², die eines Voxels von 1 mm³. Die Geometrien und Ausdehnungen können variabel sein.

Da aus experimentellen Gründen bei Schichtbildern niemals von einer streng zweidimensionalen Ebene ausgegangen werden kann, wird häufig auch hier der Begriff Voxel ( = Volume element = Volumenelement) verwendet, welcher besagt, daß die Bildebenen eine Eindringtiefe in die dritte Dimension haben.

Aufgrund großer Unterschiede der Signalintensitäten einzelner chemischer Substanzen, chemischer Verschiebung und von Bewegungen eines Meßobjektes können bei Bildgebung und Spektroskopie Lokalisationsartefakte entstehen.

Insbesondere bei Untersuchungen des Gehirns ist es erforderlich, Signale von Substanzen, die außerhalb des Gehirns lokalisiert sind, zu unterdrücken. Bei Magnetresonanz mit Protonen (¹H) sind diese Substanzen beispielsweise Lipide, welche ¹H enthalten.

Bei spektroskopischen Untersuchungen des Gehirns ist die auch als Lipidunterdrückung bezeichnete Unterdrückung von Signalen von Substanzen, die außerhalb des Gehirns lokalisiert sind, erforderlich, weil die hierdurch hervorgerufenen Signale sehr viel größer sein können als Signale in zu untersuchenden Gehirnregionen.

Ein räumlich lokalisiertes Spektrum wird durch eine Signalunterdrückung in Regionen außerhalb eines zu untersuchenden Volumens erzielt. Derartige Techniken werden als Single-Voxel-Techniken bezeichnet.

Eine bekannte Single-Voxel-Technik namens STEAM ist in den folgenden Artikeln beschrieben:

• - Granot J. (1986): Selected volume excitation using stimulated echoes (VEST) Applications to spatially localized spectroscopy and imaging; J. Magn. Reson., 70: p. 488-492;
• - Kimmich R, Hoepfel D. (1987): Volume selective multipulse spin echo spectroscopy. J. Magn. Reson., 72: p. 379-384;
• - Frahm J, Merboldt KD, Haenicke W. (1987): Localized proton spectroscopy using stimulated echoes. J. Magn. Reson., 72: p. 502-508.

Eine weitere Volumenlokalisationsmethode mit einer Single- Voxel-Technik namens PRESS ist in der U. S.-Patentschrift 4 480 228 von Bottomley PA. (1984): "Selective volume method for performing localized NMR spectroscopy" offenbart.

Eine andere bekannte Volumenlokalisationsmethode mit einer Single-Voxel-Technik ist dargestellt in dem Kapitel von Ordidge RJ, Bendall MR, Gordon RE, Conelly A.: Volume selection for in-vivo biological spectroscopy des Buches: Magnetic Resonance in Biology and Medicine, Herausgeber: Govil, Khetrapal and Saran, New Delhi, India, Tata McGraw- Hill Publishing Co. Ltd., p. 387 (1985).

Die bekannten Single-Voxel-Techniken weisen gegenüber einer spektroskopischen Bildgebung den Nachteil auf, daß eine Untersuchung der räumlichen Verteilung von chemischen Substanzen nur eingeschränkt möglich ist. Ein weiterer Nachteil der bekannten Verfahren ist eine Begrenzung der Signalunterdrückung außerhalb eines Zielvolumens durch Imperfektionen der Schichtselektion, wobei eine geringe Lipidunterdrückung erzielt wird und/oder wobei eine Selektion lediglich von rechteckigen Zielvolumina möglich ist.

Insbesondere bei kurzen Echozeiten ist es schwierig, Störungen durch Signale von periphären Lipiden, die eine kurze Relaxationszeit T₂ aufweisen, zu vermeiden.

Es ist bekannt, den Einfluß der Lipid-Verunreinigung durch die Wahl von langen Echozeiten zu verringern.

Ausführungsbeispiele sind in den nachfolgenden Artikeln genannt:

• - Frahm J, Bruhn H, Gyngell ML, Merboldt KD, Haenicke W, Sauter R. (1989): Localized high resolution proton NMR spectroscopy using stimulated echoes. Initial application to human brain in vivo. Magn. Reson. Med.): p. 79-93.
• - Frahm J, Bruhn H, Haenicke W, Merboldt KD, Mursch K, Markakais E. (1991): Localized proton NMR spectroscopy of brain tumors using short echo time STEAM sequences. J. Comp. Assist. Tomogr., 15 (6), p. 915-922.
• - Moonen CTW, Sobering G, von Zijl PCM, Gillen J, von Kienlin M, Bizzi A. (1992): Proton spectroscopic imaging of human brain. J. Magn. Reson., 98 (3): p. 556-575.

Eine spektroskopische Bildgebung ist mit dem Problem verbunden, daß die zu untersuchenden Raumbereiche (VOI) in die Nähe von peripheren, Lipide enthaltenden Regionen reichen.

Ferner ist eine gezielte räumliche Lokalisation des zu untersuchenden Zielvolumens durch eine Kombination von Volumenanregungen und räumlicher Unterdrückung von umliegenden Regionen aus den nachfolgenden Veröffentlichungen bekannt:

• - Connelly A, Counsell C, Lohmann JAB, Ordidge R. (1988): Outer volume suppressed image related in vivo spectroscopy (Osiris): A high sensivity localization technique. J. Magn. Reson., 78 (3): p. 519-525.
• - Singh S. Rutt BK, Henkelmann RM (1990). Projection presaturation: A fast and accurate technique for multidimensional spatial localization. J. Magn. Reson. 87: p. 567-583.
• - Duyn JH, Gillen J, Sobering G, von Zijl PCM, Moonen CTW. (1993): Multisection proton MR spectroscopic imaging of the brain. Radiology 188: p. 277-282.
• - Shungu D, Glickson JD. (1994): Band-Selective Spin Echoes for in vivo Localized ¹H NMR Spectroscopy. Magn. Reson. Med., 32 (3): p. 277-284.
• - Chen YJ, Rachamadugu S. Fernandez EJ. (1997): Three dimensional outer volume suppression for short echo time in vivo ¹H spectroscopic imaging in rat brain. Magn. Reson. Imag. 15: p. 839-845.
• - Posse, S. Schuhknecht, B, Smith, B, von Zijl, PCM, Herschkowitz, N, Moonen, CTW. (1993): "Short-echo-time proton spectroscopic imaging", J. of Comp. Assist. Tomogr., 15: p. 839-845.

Eine dreidimensionale spektroskopische Bildgebung mit Lipidunterdrückung durch globale Inversion des Signals unter Ausnutzung von Unterschieden der longitudinalen Relaxation zwischen einzelnen chemischen Substanzen ist in dem Artikel von Adalsteinsson, E., Irarrazabal, P., Spielman, DM., Macovski, A. (1995): Three-Dimensional Spectroscopic Imaging with Time-Varying Gradients; Magn. Reson. Med., 33: p. 461-466, beschrieben.

Eine verbesserte Wasser- und Lipidunterdrückung durch spektral selektive Dephasierungspulse ist als BASING- Technik bekannt. Eine Beschreibung der BASING-Technik findet sich in Star-Lack J, Nelson SJ, Kurhanewicz J, Huang R, Vigneron D. (1997): Improved water and lipid suppression for 3D PRESS CSI using RF Band selective inversion with gradient dephasing (BASING). Magn. Reson. Med. 38: p. 311-­ 321.

Das BASING-Verfahren beinhaltet einen frequenzselektiven Refokussierungspuls in Verbindung mit unmittelbar vorher und nachher geschalteten Gradientenpulsen entgegengesetzten Vorzeichens, was zu einer Dephasierung führt.

Ferner ist bekannt, mit funktionaler Kernmagnetresonanz eine neuronale Aktivierung zu untersuchen. Die neuronale Aktivierung äußert sich in einer Zunahme des Blutflusses in aktivierten Gehirnarealen, wobei es zu einer Abnahme der Deoxyhämoglobinkonzentration kommt. Deoxyhämoglobin (DOH) ist ein paramagnetischer Stoff, welcher die Magnetfeldhomogenität verringert und damit die Signalrelaxation beschleunigt. Sinkt die DOH-Konzentration aufgrund einer einen Blutfluß auslösenden Gehirnaktivität, so wird die Signalrelaxation in den aktiven Arealen des Gehirns moduliert. Angeregt werden in erster Linie die Protonen des Wasserstoffes im Wasser. Eine Lokalisation von Gehirnaktivität wird ermöglicht, indem eine Untersuchung mit funktionalen NMR-Methoden angewendet wird, welche das NMR-Signal mit einer Zeitverzögerung (Echo-Zeit) messen. Dies wird auch als suszeptibilitätsempfindliche Messung bezeichnet. Der biologische Wirkmechanismus ist in der Literatur unter dem Namen BOLD-Effekt (Blood Oxygen Level Dependent-Effekt) bekannt und führt bei suszeptibilitätsempfindlichen magnetischen Resonanzmessungen bei einer Feldstärke eines statischen, beispielsweise 1,5 Tesla starken Magnetfeldes, zu bis ca. 10%igen Schwankungen der Bildhelligkeit in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des endogenen Kontrastmittels DOH können auch andere Kontrastmittel treten, die eine Änderung in der Suszeptibilität hervorrufen. Auch hier ist eine Unterdrückung von Lipidsignalen vorteilhaft. Dabei wird vorzugsweise eine frequenzselektive Lipid-Vorsättigung angewendet.

Bei der Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine spektroskopische Echo-Planar-Bildgebungsmethode, insbesondere um eine wiederholte zweidimensionale Echo- Planar-Bildgebungsmethode, welche aus einer wiederholten Anwendung einer zweidimensionalen Echo-Planar-Bildkodierung besteht. Eine räumliche Kodierung erfolgt in einem möglichst kurzen Zeitraum, welcher während eines Signalabfalls mehrfach wiederholt wird und vorzugsweise 20 bis 100 ms beträgt. Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung während eines Signalabfalls wird ein Verlauf des Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten Einzelbildern dargestellt.

Eine Implementierung einer besonders vorteilhaften Variante dieser Methode wird als TURBO-PEPSI bezeichnet, wobei PEPSI für Proton-Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging steht. Die spektroskopische Bildgebung mit der PEPSI-Methode erlaubt es, Bilder von Stoffwechselkomponenten in hoher Zeitauflösung zu messen. Die PEPSI-Methode ist in den Artikeln von Posse S. DeCarli CS, LeBihan D. (1994): "3D Echo-Planar MR Spectroscopic imaging at short echo times in human brain", Radiology, 192: p. 733-738 und Posse S. Tedeschi G, Risinger R, Ogg R, LeBihan D. (1995): "High Speed 1H spectroscopic imaging", Magnetic Resonance in Medicine, 33: p. 34-40 dargestellt.

Im Gehirn und in anderen Organen können Restsignale von peripheren Regionen mit einer hohen Lipidkonzentration zu erheblichen spektralen Artefakten führen, welche die Interpretation und Quantifizierung einschränken.

Ein Verfahren mit einer Verbesserung der räumlichen Lokalisation unter Verwendung eines stimulierten Echos ist in der U.S.-Patentschrift 5 709 208 von Posse S, LeBihan D.: "Method and System for Multidimensional Localization and for Rapid Magnetic Resonance Spectroscopic Imaging", dargestellt. Dieses Verfahren erlaubt eine flexiblere Wahl des unterdrückten Volumens ebenso wie eine schnelle Datenerfassung zur Erzeugung von spektroskopischen Bildern. Die Auswahl des zu untersuchenden Volumens erfolgt durch eine räumliche Vorunterdrückungssequenz, eine nachfolgende stimulierte Echo-Sequenz und eine während einer TM-Periode wiederholte Unterdrückungssequenz. Die Vorunterdrückungssequenz beinhaltet eine räumliche Unterdrückungssequenz für eine selektive Sättigung ausgewählter Schichten, welche eine Schicht, die durch die stimulierte Echo-Sequenz ausgewählt wird, schneiden. Eine derartige wiederholte räumliche Dephasierung ist jedoch nicht mit der Spin-Echo-Methode möglich.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die bekannten Verfahren dahingehend weiter zu entwickeln, daß eine möglichst genaue räumliche Selektion eines Zielvolumens oder mehrerer Zielvolumina erreicht werden kann.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß bei einem gattungsgemäßen Verfahren außerhalb wenigstens eines zu untersuchenden Zielvolumens die Quermagnetisierung nach Anlegen des HF-Anregungsfeldpulses durch wenigstens einen zusätzlichen ortsselektiven HF-Puls gestört wird.

Vorzugsweise wird der zusätzliche HF-Puls in Verbindung mit einem schichtselektiven Gradientenpuls erzeugt.

Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf eine Spin-Echo- Methode, bei der in verschiedenen Raumbereichen unterschiedliche Anzahlen von ortsselektiven HF-Pulsen wirksam werden. Insbesondere wird in Bereichen, deren Signale unterdrückt werden sollen, nach Signalanregung wenigstens ein zusätzlicher HF-Puls in Verbindung mit einem schichtselektiven Gradientenpuls und mit einem Dephasierungsgradientenpuls wirksam. Hierdurch wird eine Refokussierung des Spin-Echos in diesen weiteren Raumbereichen zerstört.

Eine besonders wirksame Unterdrückung von störenden Artefakten läßt sich dadurch erreichen, daß außerhalb des zu untersuchenden Zielvolumens die Quermagnetisierung durch wenigstens zwei zusätzliche HF-Pulse gestört wird.

Es ist zweckmäßig, daß nach Anlegen des HF- Anregungsfeldpulses wenigstens einer der gegebenenfalls mehreren zusätzlichen HF-Pulse mit einem geeigneten Flip- Winkel, einem im wesentlichen gleichzeitig geschalteten schichtselektiven Feldgradienten und mit einem nachfolgenden Dephasierungsgradientenpuls erzeugt wird. Dies führt zu einer besonders wirksamen Spin-Echo- Dephasierung.

Das Verfahren kann beispielsweise mit einem 180 Grad Puls als Echodephasierungspuls durchgeführt werden. Für eine Implementierung eines 90 Grad Dephasierungspulses ist die Gradientendephasierungsschaltung leicht zu modifizieren.

Die Erfindung erlaubt eine kombinierte, insbesondere wiederholte, räumliche Dephasierung in Verbindung mit einer Spin-Echo-Methode. Hierdurch werden die räumliche Selektivität und Unterdrückung von peripheren Regionen stark erhöht.

Weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Darstellung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnungen.

Von den Zeichnungen zeigt

Fig. 1 eine Pulssequenz mit einer Vorsättigung (Presat), einer Schichtanregung (π/2), einer Schichtrefokussierung (π) und einer doppelten Echodephasierung (ED-1, ED-2) in N Schichten mit Gradientenfeldern G_x, G_y und G_z und

Fig. 2 eine Prinzipskizze einer bevorzugten räumlichen Unterdrückung.

Bei der in Fig. 1 dargestellten Pulssequenz wird das erfindungsgemäße Lokalisationsprinzip beispielhaft in Verbindung mit der PEPSI-Methode beschrieben. Eine Anwendung des Lokalisationsprinzips ist jedoch unabhängig von der PEPSI-Methode auch bei anderen Verfahren der Kernresonanztomographie einsetzbar.

Die dargestellte PEPSI-Pulssequenz enthält folgende Pulssequenzmodule: Ein mit Presat bezeichnetes Pulssequenzmodul beinhaltet vier nicht dargestellte Wasserunterdrückungspulse und eine 20 Millisekunden dauernde Periode von acht räumlich selektiven Vorsättigungspulsen. Ein nachfolgender π/2-Puls regt beispielsweise eine axiale Schicht an. Danach folgt eine etwa 32 Millisekunden dauernde Periode von acht räumlich selektiven Echo-Dephasierungspulsen (ED-1), durch welche periphere Lipid-Regionen unterdrückt werden. Darauf folgt ein π-Puls. Nach der Signaldefokussierung und dem π-Puls in der durch den Anregungspuls ausgewählten Schicht folgt eine weitere, etwa 32 Millisekunden dauernde Periode von acht räumlich selektiven Echodephasierungspulsen (ED-2). Danach folgt eine PEPSI-Kodierung.

Im einzelnen wird das Verfahren wie folgt durchgeführt:
Nach einer Signalanregung durch einen π/2-Puls befindet sich ein zu untersuchendes Spinsystem in einer zu einem Hauptmagnetfeld transversalen Ebene und dephasiert durch Wirkung von T2-Relaxation, chemischer Verschiebung, J- Kopplung, Diffusion und statischen Magnetfeldinhomogenitäten.

Anschließend wird durch einen primären π-Puls ein Spin-Echo erzeugt, welches zu einem Zeitpunkt TE auftritt. Der π/2- Puls und der primäre π-Puls sind schichtselektiv. Sie werden so gewählt, daß sie eine gleiche Schicht S0 anregen.

Außerdem wird nach der Anwendung des π/2-Pulses eine weitere Schicht S1 durch einen als Dephasierungspuls wirkenden sekundären π-Puls angeregt, wobei die Schicht S1 die Schicht S0 in beliebiger Orientierung schneidet. Durch einen Gradientendephasierungpuls wird in einer Überlappregion der beiden Schichten eine Signalrephasierung verhindert, so daß in der gesamten Überlappregion eine Signalunterdrückung stattfindet.

Während sich das Spinsystem in der transversalen Ebene befindet, kann die Rephasierung durch den primären π-Puls in der Überlappregion durch die Anwendung eines schichtselektiven Echo-Depasieruügspulses, vorzugsweise als sekundärer π-Puls vor (ED-1) oder nach (ED-2) dem primären π-Puls gestört werden. Der sekundäre rt-Puls erzeugt in der Überlappregion ein Doppel-Spinecho, welches durch Anwendung von unmittelbar vor und nach dem sekundären π-Puls asymmetrisch angeordneten Dephasierungsgradienten vollständig dephasiert wird. In der restlichen Schicht S1 tritt eine Inversion der Magnetisierung auf. Mögliche Signalanregungen im Bereich der Schicht S1 durch Imperfektionen des sekundären π-Pulses werden durch die Anwendung der asymmetrischen Dephasierungsgradienten vor und nach dem sekundären π-Puls vollständig dephasiert. Um eine Dephasierung der Magnetisierung innerhalb derjenigen Regionen der Schicht S0, welche außerhalb der Überlappregion liegen, zu vermeiden, muß die Kombination der zum sekundären π-Puls gehörenden Schichtselektions- und Dephasierungsgradienten symmetrisch auf beiden Seiten des primären π-Puls angewandt werden. Alternativ kann eine doppelte schichtselektive Echo-Dephasierung sowohl vor als auch nach dem primären π-Puls angewandt werden, was ein dephasiertes dreifaches Spin-Echo hervorruft und den Dephasierungseffekt erhöht. Die Gradientendephasierung innerhalb derjenigen Regionen der Schicht S0, welche außerhalb der Überlappregion liegen, wird in diesem Fall automatisch kompensiert. Eine besonders starke Erhöhung des Dephasierungseffekts kann durch Kombination von konventioneller räumlicher Vorsättigung (Presat) und Echo- Dephasierung erreicht werden. Mittels dieser Methode können auch mehrere Schichten (*N) unabhängig voneinander dephasiert werden.

Jedes der Echo-Dephasierungsmodule verlängert die Echozeit. In der Praxis können die Module jedoch so kurz gehalten werden (wenige ms), daß ein geringfügiger Signalverlust durch die leicht verlängerte Echozeit toleriert werden kann. Zudem ist es häufig vorteilhaft, eine minimale Echozeit nicht zu unterschreiten, um schnell abfallende spektroskopische Signale zu unterdrücken, welche die Quantifizierung stören.

Durch das dargestellte Verfahren wird eine starke räumliche Signalunterdrückung in ausgewählten Regionen erzielt.

In der nachfolgenden Tabelle sind Ergebnisse von Messungen, die an einem 1,5-Tessla Vision MR-Scanner der Siemens Medizin Technik GmbH durchgeführt wurden, dargestellt.

Claims (9)

1. Verfahren zum Betreiben eines Kernresonanztomographen mit einem Unterdrücken von Bildartefakten, die durch störende Kernspins hervorgerufen werden, wobei eine Quermagnetisierung in einem interessierenden Raumbereich durch Anlegen eines schichtselektiven HF- Anregungsfeldpulses an Kernspins in Gegenwart von einem ersten Magnetfeldgradienten und einem polarisierenden Magnetfeld erzeugt wird und wobei nachfolgend durch einen schichtselektiven HF- Refokussierungspuls in Verbindung mit einem Magnetfeldgradienten ein Spin-Echo erzeugt wird, dadurch gekennzeich­ net, daß außerhalb wenigstens eines zu untersuchenden Zielvolumens die Quermagnetisierung nach Anlegen des HF-Anregungsfeldpulses durch wenigstens einen zusätzlichen ortsselektiven HF-Puls gestört wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der zusätzliche HF-Puls als ein schichtselektiver Dephasierungspuls erzeugt wird.

3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, da­ durch gekennzeichnet, daß außerhalb des zu untersuchenden Zielvolumens die Quermagnetisierung durch wenigstens zwei zusätzliche HF-Pulse gestört wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da­ durch gekennzeichnet, daß der zusätzliche HF-Puls mit einem geeigneten Flip- Winkel, einem im wesentlichen gleichzeitig geschalteten schichtselektiven Feldgradienten und mit einem nachfolgenden Dephasierungsgradientenpuls erzeugt wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da­ durch gekennzeichnet, daß der zusätzliche HF-Puls einen Flip-Winkel von etwa 180° aufweist.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da­ durch gekennzeichnet, daß eine Dephasierung in einer Überlappregion zwischen einer ersten Schicht (S0), in der das Spin-Echo erzeugt wird und wenigstens einer zweiten Schicht (S1), welche durch den zusätzlichen HF-Puls angeregt wird, erfolgt.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Dephasierung in der Überlappregion durch einen sekundären π-Puls erfolgt.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der sekundäre π-Puls in der Überlappregion ein Doppel- Spinecho erzeugt, welches durch Anwendung von unmittelbar vor und nach dem sekundären π-Puls asymmetrisch angeordneten Dephasierungsgradienten dephasiert wird.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeich­ net, daß vor dem HF-Anregungsfeldpuls eine Vorsättigung erfolgt.